JP5982494B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(ＭＲＩ)技術に関する。特に、磁化率画像生成の際の、計測パラメータ設定の支援技術に関する。
磁気共鳴イメージング(ＭＲＩ)装置は、静磁場内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装置には、主に水平磁場のトンネル型と垂直磁場のオープン型の二種類があり、前者は被検者の体軸に平行な方向、後者は被検者の体軸に垂直な方向に静磁場を印加する。
ＭＲＩ装置では、任意の撮像断面で画像を得ることができる。撮像断面には、体を頭側と足側に分割する横断面、腹側と背側に分割する冠状断面、左右に分割する矢状断面、の互いに直交する三つの断面に加えて、任意の角度で体を斜めに分割するオブリーク断面がある。
ＭＲＩ装置では、一般に、撮像断面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその面内の磁化を励起させる励起パルス(高周波磁場パルス)を与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号(エコー)を得る。このとき、磁化に三次元的な位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、スライス傾斜磁場と撮像断面において互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場とを印加する。計測されたエコーは、ｋｘ、ｋｙ、ｋｚを軸とするｋ空間に配置され、逆フーリエ変換によって画像再構成が行われる。
再構成された画像の各画素値は、絶対値と偏角(位相)とからなる複素数となる。この絶対値と位相は、静磁場強度や静磁場の方向、撮像シーケンスの種類、ボクセルサイズや繰り返し時間などからなる撮像パラメータ、被検体内における磁化の密度や緩和時間(Ｔ１、Ｔ２)などによって決まる。
通常の診断では、絶対値を画素値とする濃淡画像(絶対値画像)が用いられる。絶対値画像は組織構造の描出に優れ、プロトン(水素原子核)密度強調画像、Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像、拡散強調画像、血管画像など様々な種類の画像がある。一方、位相を画素値とする濃淡画像(位相画像)は、静磁場不均一や生体組織間の磁化率差などに起因した磁場変化を反映した画像である。位相画像は、これまで計測パラメータの調整などで用いられることが多く、診断に用いられることは少なかった。
しかし近年、位相画像が磁化率差に起因した磁場変化を反映することを利用して、位相画像から生体内の磁化率分布を推定し、推定した磁化率分布を画像診断に用いる研究が盛んになっている。例えば脳内では、組織ごとに常磁性体の含まれる割合が異なり、常磁性体であるデオキシヘモグロビンが多く含まれる静脈や出血部は周辺組織に比べて高い磁化率を持つ。従って、生体内の磁化率分布を画像化することにより、静脈分布を画像化したり（非特許文献１）、微小出血を検出したり（非特許文献２）することができる。
Ｈａａｃｋｅ ＥＭ他、Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ ｍａｐｐｉｎｇ ａｓ ａ ｍｅａｎｓ ｔｏ ｖｉｓｕａｌｉｚｅ ｖｅｉｎｓ ａｎｄ ｑｕａｎｔｉｆｙ ｏｘｙｇｅｎ ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ、３２巻、６６３−６７６頁（２０１０年） Ｌｉｕ Ｔ他、Ｃｅｒｅｂｒａｌ Ｍｉｃｒｏｂｌｅｅｄｓ：Ｂｕｒｄｅｎ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｂｙ ｕｓｉｎｇ ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ ｍａｐｐｉｎｇ、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ、２６２巻、１号、２６９−２７８頁（２０１２年）
静脈や微小出血などのボクセルよりも小さい組織は、ボクセルサイズにより磁化率の推定精度が変化し、推定した磁化率画像上における組織のコントラストが低下するという問題がある。原因として、位相画像の部分容積効果が考えられる。位相画像において、ボクセルサイズ以下の位相分布は、部分容積効果によってボクセル内で平均化される。そのため、ボクセルより小さい組織は位相の精度が低下し、位相画像のコントラストが変化する。従って、位相画像のボクセルサイズが変化すると、位相画像から推定される磁化率の推定精度も変化してしまう。
上記の理由により、静脈や微小出血を精度よく描出するためには、高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズを設定する必要がある。しかし、位相分布は撮像断面に対する静磁場方向と対象組織の形状によって変化するため、位相画像の部分容積効果も撮像断面に対する静磁場方向と対象組織の形状によって変化する。そのため、高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズを設定する際は、これらの二つの影響を考慮する必要がある。また、ボクセルサイズは、磁化率の推定精度だけでなく、画像のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ：信号対雑音比）、撮像断面の面内分解能、撮像時間などの撮像条件にも影響を与える。これらの撮像条件は、装置やユーザー等によって許容される範囲が異なる。そのため、ボクセルサイズを設定する際には、これらの撮像条件に制約された範囲内で設定する必要がある。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、撮像断面に対する静磁場方向、対象組織、撮像条件に応じて適切なボクセルサイズを算出し、高い精度で対象組織の磁化率を推定できる技術を提供することを目的とする。
本発明は、撮像パラメータ、撮像断面、対象組織、撮像条件を設定した後、設定したパラメータや条件に応じて高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズを算出し、算出したボクセルサイズに従い計測を行い、計測した絶対値画像と位相画像から磁化率画像を生成する。
具体的には、被検体に静磁場を印加する静磁場印加手段と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する高周波磁場パルス照射手段と、前記被検体から核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記傾斜磁場と前記高周波磁場パルスを制御し受信した前記核磁気共鳴信号に演算を行う計算手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記計算手段は、高周波磁場や傾斜磁場の強度やタイミングを決める計測パラメータを設定する計測パラメータ設定部と、静磁場の中に置かれた被検体に計測パラメータに従い高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を複素信号として検出する計測部と、前記複素信号に対して演算を行い、画像を生成する演算部と、前記生成した画像を表示装置に表示する表示処理部と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記計測パラメータ設定部は、撮像パラメータと撮像断面を設定する基本パラメータ入力部と、ボクセルサイズの設定に制約を与える制約条件を設定する制約条件入力部と、前記制約条件に従いボクセルサイズを設定するボクセルサイズ算出部と、設定した前記ボクセルサイズをユーザーに提示するボクセルサイズ提示部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
本発明によれば、撮像断面に対する静磁場方向、対象組織、撮像条件に応じて適切なボクセルサイズを算出し、高い精度で対象組織の磁化率を推定できることができる。
(ａ)は本発明の代表的実施態様である水平磁場方式のＭＲＩ装置の外観図、 (ｂ)は他の適用例である水平磁場方式のＭＲＩ装置の外観図、(ｃ)は更に別の適用例である開放感を高めたＭＲＩ装置の外観図である。 実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 実施形態の計算機の機能ブロック図である。 実施形態の撮像処理のフローチャートである。 実施形態の計測パラメータ設定処理のフローチャートである。 実施形態の基本パラメータ設定処理のパラメータ設定画面の一例の図である。 実施形態の制約条件設定処理の制約条件設定画面の一例の図である。 実施形態のボクセルサイズ算出処理のフローチャートである。 実施形態の磁化率推定精度算出処理のフローチャートである。 フーリエ空間上におけるＤ（ｋ）＝｜１／３−ｋｚ ２／ｋ２｜の分布である。 実施形態の算出したボクセルサイズをユーザーに提示する提示画面の一例の図である。 実施態様のＭＲＩ装置が採用するＲＳＳＧ（ＲＦ−ｓｐｏｉｌｅｄ−Ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｒｅｗｏｕｎｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ−Ｅｃｈｏ）シーケンスのパルスシーケンス図である。 実施形態の画像変換処理のフローチャートである。 実施形態の位相画像処理のフローチャートである。 実施形態の磁化率画像算出処理のフローチャートである。 （ａ）は画素サイズが（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）＝（０．５、２、０．５）の場合の冠状断面の磁化率画像、（ｂ）は画素サイズが（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）＝（０．５、１、１）の場合の冠状断面の磁化率画像である。 （ａ）は画素サイズが（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）＝（０．５、２、０．５）の場合の冠状断面の磁化率画像、（ｂ）は（ａ）に示す画像の輝度プロファイル、（ｃ）は（ａ）に示す画像の輝度プロファイルである。 （ａ）は画素サイズが（ｄｘ、ｄｙ、ｄｚ）＝（０．５、１、１）の場合の冠状断面の磁化率画像、（ｂ）は（ａ）に示す画像の輝度プロファイル、（ｃ）（ａ）に示す画像の輝度プロファイルである。
以下、本発明を適用する実施形態について、図面を参照し説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。また、以下の記述により本発明が限定されるものではない。
図１(ａ)は、本発明の代表的実施形態のＭＲＩ装置の外観図である。このＭＲＩ装置１０１はソレノイドコイルで静磁場を生成する２０１を備え、ベッドに横たわる被検体２０３をボアの中に挿入して撮像する。このタイプは水平磁場方式のＭＲＩ装置（水平磁場ＭＲＩ装置と呼ばれる。なお本発明はＭＲＩ装置の静磁場方向を問わず高い精度で対象組織の磁化率を推定することを目的とし、上記の水平磁場ＭＲＩ装置に限らずに適用可能である。他のＭＲＩ装置の例を示すと、図１(ｂ)は上下に分離した磁石を用いた垂直磁場ＭＲＩ装置である。また、図１(ｃ)は、トンネル型磁石を用い、磁石の奥行を短くし且つ斜めに傾けることによって、開放感を高めたＭＲＩ装置である。
また、以下、本実施形態では、ＭＲＩ装置１０１の静磁場方向をｚ方向、それに垂直な２方向のうち、測定対称の被検体を載置するベッド面に平行な方向をｘ方向、ベッド面に垂直な方向をｙ方向とする座標系を用いる。また、以下静磁場を単に磁場とも呼ぶ。
図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１０１の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１０１は、被検体に平行な方向に静磁場を発生するトンネル型磁石２０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル２０２と、シーケンサ２０４と、傾斜磁場電源２０５と、高周波磁場発生器２０６と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号(エコー)を検出するプローブ２０７と、受信器２０８と、計算機２０９と、表示装置２１０と、記憶装置２１１と、を備える。
シーケンサ２０４は、傾斜磁場電源２０５と高周波磁場発生器２０６とに命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。発生された高周波磁場は、プローブ２０７を通じて被検体２０３に印加される。被検体２０３から発生したエコーはプローブ２０７によって受波され、受信器２０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数(検波基準周波数ｆ０)は、シーケンサ２０４によりセットされる。検波された信号は、計算機２０９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、表示装置２１０に表示される。必要に応じて、記憶装置２１１に検波された信号や測定条件、信号処理後の画像情報などを記憶させてもよい。シーケンサ２０４は、予めプログラムされたタイミング、強度で各部が動作するように制御を行う。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る。パルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。本実施形態のＭＲＩ装置１０１では、磁場強度の空間分布の不均一性に応じた信号が得られるＧｒＥ (Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ)系のパルスシーケンスを用いる。ＧｒＥ系のパルスシーケンスには、例えば、ＲＳＳＧ(ＲＦ−ｓｐｏｉｌｅｄ−Ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｒｅｗｏｕｎｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ−Ｅｃｈｏ)シーケンスがある。
本実施形態の計算機２０９は、パルスシーケンスに従ってＭＲＩ装置１０１の各部を動作させ、エコーを計測し、計測したエコーに後述する種々の演算を行い、所望のコントラストの画像を得る。
これを実現するため、本実施形態の計算機２０９は、図３に示すように、計測パラメータを設定する計測パラメータ設定部３１０と、設定された計測パラメータに従いエコーの計測をシーケンサ２０４に指示し、得られたエコーをｋ空間に配置する計測部３２０と、ｋ空間に配置されたエコーに対して演算を行い画像を生成する演算部３３０と、得られた画像を表示装置２１０に表示する表示処理部３５０とを備える。演算部は、ｋ空間に配置されたエコーから複素画像を再構成する画像再構成部３３２と、再構成された複素画像に対し所定の演算を行い、磁化率画像を作成する画像変換部３３４とを備える。
計算機２０９のこれらの各機能は、記憶装置２１１に格納されたプログラムを、計算機２０９のＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。
まず、本実施形態の計算機２０９の、計測パラメータ設定部３１０、計測部３２０、画像再構成部３３２、画像変換部３３４、表示処理部３５０による撮像処理の詳細を、処理の流れに沿って説明する。図４は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。
基本パラメータ入力部３１１においてパルスシーケンス、撮像断面、ＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ：繰返し時間）やＴＥ（Ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ：エコー時間）などの撮像パラメータが設定され、制約条件入力部３１２において撮像する対象組織と、画像のＳＮＲ、撮像断面の面内分解能、撮像時間などのボクセルサイズの設定に制約を与える撮像条件が設定され、ボクセルサイズ算出部３１３において制約条件入力部で設定された制約条件と撮像断面に対する静磁場方向に基づきボクセルサイズが算出され、ボクセルサイズ提示部３１４において算出されたボクセルサイズがユーザーに提示される。ここまでが図４の処理フローのステップＳ１１０１の計測パラメータ設定の処理の概要である。その後、計測開始指示があるとステップ１１０２の計測が開始されるが、図４のステップ１１０２以降の各ステップについては後に順次述べる。ここ暫くは、ステップ１１０１の詳細、つまり計測パラメータ設定部の各部で行われる処理の詳細について順を追って説明する。
図５は、計測パラメータ設定部における処理のフローである。まず、基本パラメータ入力部３１１において、ユーザーによって、パルスシーケンス、撮像断面、撮像パラメータが、表示装置２１０を通してユーザーによって設定される。本実施形態では、パルスシーケンスはＲＳＳＧ、撮像断面は冠状断面、撮像パラメータはＴＲ＝６０ｍｓ、ＴＥ＝４０ｍｓ、ＦＡ（Ｆｌｉｐ Ａｎｇｌｅ：フリップアングル）＝２５度、ＮＳＡ（Ｎｕｍｂｅｒ ｏｆ Ｓｉｇｎａｌｓ Ａｖｅｒａｇｅｄ：積算回数）＝１、撮像断面内の視野＝２５６ｍｍｘ２５６ｍｍ、スライス方向の視野＝３２ｍｍとする。なお、これらのパルスシーケンス、撮像断面、撮像パラメータは任意のものを用いることができる。
図６は、パラメータ設定画面の一例である。パルスシーケンス設定部４１０においてパルスシーケンスが設定され、撮像断面設定部４２０において撮像断面が設定され、撮像パラメータ設定部４３０において撮像パラメータが設定される。なお、図６はパラメータ設定画面の一例であり、パラメータ設定画面は図６の画面に限定されない。
次に、制約条件入力部３１２において、対象組織と、撮像可能なＳＮＲ、面内分解能、撮像時間の範囲を設定する。
本実施形態では、ＳＮＲを基準値からの変化率（％）で定義し、面内分解能を撮像断面内の１ピクセルの面積（ｍｍ２）と撮像断面内の二方向それぞれの分解能（ｍｍ）で定義する。ＳＮＲの基準値は、静脈の描出に多く用いられる磁化率強調画像において通常使われるボクセルサイズ（ｘ方向の分解能ｄｘ＝０．５ｍｍ、ｙ方向の分解能ｄｙ＝２ｍｍ、ｚ方向の分解能ｄｚ＝０．５ｍｍ）を設定したときのＳＮＲを１００％する。なお、ＳＮＲと面内分解能の定義は任意であり、例えばＳＮＲは変化率ではなく具体的な値で定義してもよいし、面内分解能は撮像断面内の１ピクセルの面積のみで定義してもよい。
ここで、ＳＮＲ、面内分解能、撮像時間とボクセルサイズ（ｄＸ、ｄＹ、ｄＺ）の関係を説明する。ＳＮＲは、ボクセル体積に比例するため、ＳＮＲが基準値ＳＮＲ０となるボクセルサイズをｄＸ０、ｄＹ０、ｄＺ０とすると、ＳＮＲ＝ＳＮＲ０・（ｄＸ・ｄＹ・ｄＺ）／（ｄＸ０・ｄＹ０・ｄＺ０）となる。面内分解能は、スライス方向をＹ方向とすると、撮像断面内の１ピクセルの面積がｄＸ・ｄＺ（ｍｍ２）、撮像断面内の二方向それぞれの分解能がｄＸ（ｍｍ）、ｄＹ（ｍｍ）となる。撮像時間は、ＴＲ（ｓ）、位相エンコード方向のマトリクスサイズＭｐ、スライスエンコード方向のマトリクスサイズＭｓ、ＮＳＡの積となる。ここで、位相エンコード方向は、撮像断面内の二方向のうち、マトリクスサイズが小さい方向となる。また、各方向のマトリクスサイズＭＸ、ＭＺ、ＭＺは、各方向の視野ＦＯＶＸ（ｍｍ）、ＦＯＶＹ（ｍｍ）、ＦＯＶＺ（ｍｍ）を用いて、ＭＸ＝ＦＯＶＸ／ｄＸ、ＭＸ＝ＦＯＶＹ／ｄＹ、ＭＺ＝ＦＯＶＺ／ｄＺと表される。従って、撮像時間Ｔ（ｓ）は、スライス方向をＹ方向とすると、Ｔ＝ＴＲ・ｍｉｎ（ＭＸ、ＭＺ）・ＭＹ・ＮＳＡ＝ＴＲ・ｍｉｎ（ＦＯＶＸ／ｄＸ、ＦＯＶＺ／ｄＺ）・（ＦＯＶＹ／ｄＹ）・ＮＳＡとなる。
本実施形態では、対象組織を空間的に全方向に走行する静脈とする。また、ＳＮＲ変化率の範囲を９５％から１０５％、面内分解能の１ピクセルの面積の上限を０．５ｍｍ２、二方向それぞれ分解能の下限を０．５ｍｍ、撮像時間の上限を８分１２秒と設定する。撮像時間の上限値は、磁化率強調画像で通常使われる上記のボクセルサイズを設定したときの値である。なお、対象組織は、特定方向の静脈や微小出血など任意のものに設定することができる。ＳＮＲ、面内分解能、撮像時間も任意の範囲を設定することができる。また、対象組織、撮像条件は、必ずしも全て設定する必要はなく、一部のみを設定してもよい。また、ユーザーが表示装置２１０における制約条件設定画面を通して設定してもよいし、あらかじめ記憶装置２１１に記憶させた制約条件を設定してもよい。一部の制約条件だけをユーザーが設定し、残りの制約条件は記憶装置２１１に記憶させたものを設定してもよい。
図７は、表示装置２１０においてユーザーが設定する制約条件設定画面の一例である。図７において、対象組織設定部５１０で対象組織が設定され、撮像条件設定部５２０でＳＮＲ変化率（％）、面内分解能（ｍｍ２）、撮像時間（分・秒）の範囲が決められる。なお、図７は制約条件設定画面の一例であり、制約条件設定画面は図７の画面に限定されない。
次に、ボクセルサイズ算出部３１３において、対象組織の磁化率を高い精度で推定できるボクセルサイズを算出する。そのために、本実施形態におけるボクセルサイズ算出部３１３は、まず撮像断面に対する静磁場方向を算出し、制約条件内の全てのボクセルサイズに対する対象組織の磁化率推定精度を算出し、算出した磁化率推定精度に従い最適なボクセルサイズを決定する。以下で、図８を用いて、本実施形態におけるボクセルサイズ算出部で行われる処理の詳細について順を追って説明する。
まず、ボクセルサイズ算出部で用いる座標系を設定する（ステップＳ１３０１）。本実施形態では、撮像断面（冠状断面）内の二方向のうち、ＲＬ方向（Ｒｉｇｈｔ−Ｌｅｆｔ：体の左右方向）をＸ方向、ＨＦ方向（Ｈｅａｄ−Ｆｏｏｔ：体の頭側と足側を結ぶ方向）をＺ方向とし、スライス方向をＹ方向とする。なお、座標軸は上述の場合に限らず、任意の座標軸を用いることができる。ただし、ボクセルサイズが定義される三方向にそれぞれ対応する軸を設定する必要がある。次に、設定された座標系における静磁場方向を算出する（ステップＳ１３０２）。本実施形態では水平磁場ＭＲＩを用いるため、上記で設定した座標系においてＺ方向が静磁場方向となる。次に、制約条件内の全てのボクセルサイズに対する全ての対象組織の磁化率推定精度を算出する（ステップＳ１３０３）。本実施形態では、磁化率推定精度を計算機シミュレーションにより算出する。本実施形態では、磁化率推定精度を算出するために、対象組織の磁化率モデルを設定し、磁化率モデルから高分解能の磁化率画像を算出し、高分解能の磁化率画像から高分解能の位相画像を算出し、高分解能の位相画像から低分解能の位相画像を算出し、低分解能の位相画像から低分解能の磁化率画像を算出し、低分解能の磁化率画像から磁化率推定精度を算出する。図９を用いて、本実施形態における磁化率推定精度の算出方法を説明する。
まず、制約条件入力部で設定された全ての対象組織の磁化率モデルを設定する（ステップＳ１４０１）。本実施形態では、対象組織は空間的に全ての方向に走行する静脈である。本実施形態では、静脈の形状を直径Ｄ＝０．５（ｍｍ）、長さＬ＝１０（ｍｍ）の円柱でモデル化し、静脈の磁化率値をχｖ＝０．３（ｐｐｍ）、静脈以外の磁化率値をｘｅ＝０（ｐｐｍ）とする。また、全方向に走行する静脈を設定するために、静脈モデルの中心を座標原点とし、Ｚ方向と静脈走行方向の間の天頂角をθ１、ＸＹ平面上に投影したときのＸ方向と静脈走行方向の間の方位角をθ２とし、θ１とθ２をそれぞれ０度から９０度まで１０度ずつ変化させる。なお、円柱以外の形状で静脈をモデル化してもよいし、Ｄ、Ｌ、χｖ、χｅは上記に限らず任意の値を用いることができる。走行方向も任意の方法で設定できる。また、静脈以外を対象組織とする場合は、それぞれの組織に適した形状でモデル化すればよい。例えば、微小出血を対象組織とする場合は、球の形状でモデル化すればよい。
次に、磁化率モデルから高分解能の磁化率画像を作成する（ステップＳ１４０２）。本実施形態では、高分解能の磁化率画像は、マトリクスサイズを３８４ｘ３８４ｘ３８４、大きさを３２ｘ３２ｘ３２（ｍｍ）、ボクセルサイズを０．０８３ｘ０．０８３ｘ０．０８３（ｍｍ）とする。また、磁化率モデルの座標原点を画像上の中心点（１９３、１９３、１９３）と一致させる。なお、これらの値は任意のものを用いることができる。ただし、高分解能磁化率画像のボクセルサイズはが小さいほど計算精度が向上する。
次に、位相と磁化率の関係式を用いて、高分解能磁化率画像から高分解能位相画像を計算する（ステップＳ１４０３）。位相と磁化率の関係式は式（１）で表わされる。
Figure 0005982494
式（１）において、f（ｒ）は画像内の位置ｒにおける位相（ｒａｄ）、γは磁気回転比、 B0は静磁場強度（Ｔ）、τTEはＴＥ（ｓ）、χ（ｒ）は画像内の位置ｒにおける磁化率（ｐｐｍ）、aは算出した静磁場方向（Ｚ方向）とベクトルｒ′−ｒがなす角である。ＭＲＩで対象とするプロトンのγは、 267.4 x 106 T-1s-1である。また、ベクトルｒ、ｒ′のＺ成分をそれぞれｒＺ、ｒ′Ｚとすると、cos aは式（２）で表わされる。
Figure 0005982494
本実施形態では、式（１）をフーリエ変換し、フーリエ空間上の位相と磁化率の関係式（３）を用いて、磁化率から位相を算出する。
Figure 0005982494
式（３）において、F（ｋ）はフーリエ空間上の位置ｋにおける位相、Ｘ（ｋ）はフーリエ空間上の位置ｋにおける磁化率を表し、ｋ２＝ｋｘ ２＋ｋｙ ２＋ｋｚ ２である。高分解能磁化率画像をフーリエ変換して式（３）のＸ（ｋ）に代入し、得られたF（ｋ）を逆フーリエ変換することにより、高分解能の位相画像を得る。なお、磁化率画像から位相画像を算出する方法には、式（１）の右辺に磁化率χ（ｒ′）を代入して左辺の位相f（ｒ）を求めるなど種々の方法があり、いずれの方法を用いてもよい。また、高分解能の位相画像に疑似的なノイズを加えてもよい。
次に、高分解能位相画像から、ボクセルサイズがｄＸ（ｍｍ）、ｄＹ（ｍｍ）、ｄＺ（ｍｍ）の場合の低分解能位相画像を算出する（ステップＳ１４０４）。本実施形態では、高分解能の位相画像と全ての要素を１と仮定した絶対値画像から高分解能の複素画像を算出し、算出した複素画像のフーリエ空間上における中心付近の低周波領域を抽出し、逆フーリエ変換して得られた複素画像の位相成分を算出することにより、部分容積効果を反映した低分解能の位相画像を算出する。この低分解能位相画像は、画像の大きさ（３２ｘ３２ｘ３２（ｍｍ））は高分解能位相画像と同じであり、抽出する周波数領域のマトリクスサイズを変えることにより、所望のボクセルサイズ（ｄＸ、ｄＹ、ｄＺ）の位相画像となる。例えば、ｄＸ＝０．５、ｄＹ＝２、ｄＺ＝０．５の場合、６４ｘ１６ｘ６４の領域を抽出する。なお、低分解能の位相画像を算出する方法は、高分解能の複素画像とシンク関数を畳みこみ積分するなど種々の方法があり、他の方法を用いてもよい。また、低分解能位相画像に、疑似的なノイズを加えてもよい。
次に、低分解能の位相画像から磁化率画像を算出する（ステップＳ１４０５）。本実施形態では、最小二乗法を用いて式（１）を解くことにより、位相画像から磁化率画像を算出する。なお、磁化率画像を算出する方法は、フーリエ空間上での位相と磁化率の関係式（３）を用いるなど種々の方法が提案されており、いずれの方法を用いてもよい。
次に、算出した磁化率画像から対象組織の磁化率の推定精度を算出する（ステップＳ１４０６）。本実施形態では、低分解能磁化率画像の画像中心の磁化率を推定磁化率χｖ’とし、設定した磁化率χｖと推定磁化率χｖ’の差の絶対値を磁化率推定精度と定義する。すなわち、磁化率推定精度は、式（４）で得られる。
Figure 0005982494
ここで、ｆ（θ１，θ２，ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）は、静脈走行方向θ１、θ２、ボクセルサイズｄＸ、ｄＹ、ｄＺのときの磁化率推定精度を表す。なお、磁化率推定精度の算出は、χｖ’とχｖの比（χｖ’／χｖ）で定義するなど、他の方法を用いてもよい。
以上のステップＳ１４０２からステップＳ１４０６で行われるｆ（θ１，θ２，ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）の算出を、全てのθ１、θ２と、制約条件内の全てのｄＸ、ｄＹ、ｄＺについて行う。なお、磁化率推定精度ｆ（θ１，θ２，ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）は、あらかじめ記憶装置２１１に記憶させたものを用いてもよい。その場合、計算機シミュレーションは行わなくてよい。
次に、ステップＳ１３０３において算出した磁化率推定精度ｆ（θ１，θ２，ｄＸ、ｄＹ，ｄＺ）をもとに、最適なボクセルサイズを決定する（ステップＳ１３０４）。本実施
形態では、ｆ（θ１，θ２，ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）から各ボクセルサイズ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）における磁化率推定精度の評価値ｇ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）を算出し、ｇ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）から最適なボクセルサイズを決定する。本実施形態では、どのような走行方向の静脈でも高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズを算出するため、式（５）で表わされるように全ての走行方向（θ１，θ２）に対する磁化率推定精度の最小値を評価値ｇ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）と定義し、ｇ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）が最大となるときのボクセルサイズを最適なボクセルサイズと決定する。
Figure 0005982494
なお、評価値の定義は、全ての対象組織の磁化率推定精度を平均したもの、対象組織ごとに重みづけをして磁化率推定精度を平均したものを上記の磁化率推定精度の最小値に代えて採用できる。さらに、全ての対象組織の磁化率推定精度の分散を評価値とするのも有効であり、この場合は分散が最小となるボクセルサイズを最適なボクセルサイズと決定する。最小値、平均、分散など、複数の指標を組み合わせた定義を用いてもよい。また、評価値の定義によっては、ｇ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）が最小となるボクセルサイズを最適なボクセルサイズとして決定してもよい。評価値の定義は、ユーザーが指定してもよいし、あらかじめ記憶部２１１に記憶させたものを用いてもよい。なお、評価値ｇ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）をあらかじめ記憶部に記憶させ、それを用いてもよい。その場合、計算機シミュレーションは行わなくてもよい。
本実施形態において、制約条件入力部３１２で設定した制約条件のもと、ボクセルサイズ算出部３１３で算出されるボクセルサイズは、ｄＸ＝０．５ｍｍ、ｄＹ＝１ｍｍ、ｄＺ＝１ｍｍとなる。このとき、位相エンコード方向はＨＦ方向、リードアウトエンコード数は５１２、位相エンコード数は２５６、スライスエンコード数は３２、スライス厚は１ｍｍとなる。また、ＳＮＲ変化率は１００％、面内分解能は０．５ｍｍ２、撮像時間は８分１２秒となる。
なお、水平磁場の冠状断面と同様に、水平磁場の矢状断面、垂直磁場の横断面、矢状断面のように、静磁場方向と撮像断面が平行な場合、本実施形態と同じ制約条件を用いると、面内の二方向のうち静磁場方向と平行な方向の分解能が１ｍｍ、垂直な方向の分解能が０．５ｍｍ、スライス方向の分解能が１ｍｍのときに最適なボクセルサイズとなる。すなわち、面内のうち静磁場方向に平行な方向と、静磁場方向に垂直な方向と、スライス方向の分解能の割合が２：１：２となるときに最適なボクセルサイズとなる。また、水平磁場の横断面や垂直磁場の冠状断面のように、静磁場方向と撮像断面が垂直な場合、本実施形態と同じ制約条件を用いると、面内の二方向の分解能がともに０．５ｍｍ、スライス方向の分解能が２ｍｍのときに最適なボクセルサイズとなる。すなわち、撮像断面内の二方向とスライス方向の分解能の割合が１：１：４となるときに最適なボクセルサイズとなる。
これらの結果は、撮像対象が全方向に走行する静脈の場合、どのような走行方向の静脈でも高い精度で磁化率を推定するためには、静磁場方向とスライス方向に分解能を大きくする非等方なボクセルサイズが最適となることを表している。
ここで、静磁場方向とスライス方向に分解能を大きくする非等方なボクセルサイズが最適となる理由を簡単に説明する。スライス方向に分解能を大きくするボクセルサイズが最適となる理由は、制約条件入力部においてＳＮＲの下限、撮像時間と面内分解能の上限を設定したためである。スライス方向に分解能を大きくして、位相エンコード方向の分解能を小さくすることにより、ＳＮＲを低下させずに撮像時間と面内分解能を小さくすることができる。
また、静磁場方向に分解能を大きくするボクセルサイズが最適なボクセルサイズとなる理由を、フーリエ空間上における位相と磁化率の関係式（３）を用いて説明する。式（３）において、D（ｋ）＝｜１／３−ｋｚ ２／ｋ２｜とおくと、フーリエ空間上の各位置における位相D（ｋ）は、D（ｋ）と磁化率X（ｋ）の積となることを表している。図１０は、ｋY ＝０におけるフーリエ空間上のD（ｋ）の絶対値｜D（ｋ）｜の分布を表す。横軸がｋＸ、縦軸がｋＺである。図１０に示されるように、静磁場方向６５０との角度が約５５度のとなる領域６２０で｜D（ｋ）｜は０となる。そのため、計測した位相において、静磁場方向との角度が約５５度となる領域６２０おける磁化率の情報は失われてしまう。
一方、静脈の磁化率モデルをフーリエ変換すると、フーリエ空間の原点（ｋ ＝０）を中心に、静脈の走行方向と垂直な領域に大きい値を持つ。例えば、静磁場方向（z方向）に走行する静脈の磁化率分布をフーリエ変換すると、領域６３０におけるｋＺ＝０の平面で大きい値を持つ。そのため、静磁場方向との角度が３５度に走行する静脈は領域６２０の周辺に分布をもつため、情報が最も失われてしまう。実際に再構成を行うと、静磁場方向から３５度付近に走行する静脈の磁化率の推定精度が最も低下する。従って、全走行方向に対する磁化率の推定精度の最小値を最大にするためには、静磁場方向から３５度付近に走行する静脈の磁化率の推定精度を高くするボクセルサイズを設定する必要がある。そのためには、静磁場方向に垂直な領域にやや広い領域６４０を切り取る必要がある。この時、実空間におけるボクセルサイズは、静磁場方向に垂直な方向より平行な方向に分解能が大きいボクセルサイズになる。従って、最も推定精度の低い静脈の磁化率推定精度を高くするためには、静磁場方向に平行な方向に分解能が大きいボクセルサイズが最適となることが分かる。
なお、ステップＳ１３０４において対象組織ごとに重みづけをして推定精度を平均したものを評価値ｇ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）とする一例として、本実施形態と同じ条件のもとで、Ｘ方向に走行する静脈を１００％、それ以外の方向に走行する静脈を０％とする重みづけをして推定精度を平均したものを評価値として最適なボクセル形状を決定すると、ｄＸ＝１ｍｍ、ｄＹ＝１ｍｍ、ｄＺ＝０．５ｍｍとなる。同様に、Ｙ方向に走行する静脈を１００％、それ以外の方向に走行する静脈を０％とする重みづけをして推定精度を平均したものを評価値として最適なボクセル形状を決定すると、ｄＸ＝０．５ｍｍ、ｄＹ＝２ｍｍ、ｄＺ＝０．５ｍｍとなる。また、Ｚ方向に走行する静脈を１００％、それ以外の方向に走行する静脈が０％をする重みづけをして推定精度を平均したものを評価値として最適なボクセル形状を決定すると、ｄＸ＝０．５ｍｍ、ｄＹ＝１ｍｍ、ｄＺ＝１ｍｍとなる。
これらの結果は、撮像対象が特定の走行方向の静脈の場合、静脈の走行方向とスライス方向（Ｙ方向）に分解能を大きくする非等方なボクセルサイズが最適となることを表している。
次に、ボクセルサイズ提示部３１４において、ボクセルサイズ算出部３１３で算出されたボクセルサイズが、ボクセルサイズ提示画面として表示装置２１０に表示される（ステップＳ１２０４）。本実施形態では、ボクセルサイズと同時にＳＮＲ変化率、面内分解能、撮像時間などの撮像条件も提示する。なお、ボクセルサイズを提示するかわりに、リードアウトエンコード数、位相エンコード数、スライス厚、位相エンコード方向など、ボクセルサイズのかわりとなるパラメータを提示してもよい。また、撮像条件は提示しなくてもよいし、一部のみを提示してもよい。
図１１は、ボクセルサイズ提示画面の一例である。ボクセルサイズ提示部７１０において算出されたボクセルサイズ、もしくはボクセルサイズのかわりになるパラメータが提示され、撮像条件提示部７２０において算出されたボクセルサイズに伴う撮像条件が提示される。なお、図１１はボクセルサイズ提示画面の一例であり、ボクセルサイズ提示画面は図１１の画面に限られない。
各種の計測パラメータが計測パラメータ設定部により設定され、撮像開始の指示を受け付けると、計測部３２０は、計測を行う(ステップＳ１１０２)。ここでは、計測部３２０は、予め定められたパルスシーケンスに従って、シーケンサ２０４に指示を行い、エコー信号を取得し、ｋ空間に配置する。シーケンサ２０４は、指示に従い、上述のように、傾斜磁場電源２０５と高周波磁場発生器２０６とに命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。そして、プローブ２０７によって受波され、受信器２０８で検波が行われたエコーを複素信号として受信する。
このとき、本実施形態では、上述のようにＧｒＥ系のパルスシーケンスを用いる。ここで、本実施形態で用いるＧｒＥ系のパルスシーケンスを、その一例であるＲＳＳＧシーケンスを用いて説明する。図１２は、ＲＳＳＧシーケンスのパルスシーケンス図である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を表す。本実施形態では、Ｇｓがｙ方向の傾斜磁場、Ｇｐがｚ方向の傾斜磁場、Ｇｒがｘ方向の傾斜磁場となる。
ＲＳＳＧシーケンスでは、スライス傾斜磁場パルス８０１の印加とともに高周波磁場(ＲＦ)パルス８０２を照射し、被検体２０３内の所定のスライスの磁化を励起する。次いで磁化の位相にスライス方向および位相エンコード方向の位置情報を付加するためのスライスエンコード傾斜磁場パルス８０３および位相エンコード傾斜磁場パルス８０４を印加する。画素内の核磁化の位相を分散させるディフェーズ用のリードアウト傾斜磁場パルス８０５を印加した後、リードアウト方向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８０６を印加しながら核磁気共鳴信号(エコー)８０７を一つ計測する。そして最後に、スライスエンコード傾斜磁場パルス８０３および位相エンコード傾斜磁場パルス８０４によってディフェーズされた核磁化の位相を収束させるリフェーズ用のスライスエンコード傾斜磁場パルス８０８および位相エンコード傾斜磁場パルス８０９を印加する。
計測部３２０は、以上の手順を、スライスエンコード傾斜磁場パルス８０３、８０８(スライスエンコード数ｋｓ)および位相エンコード傾斜磁場パルス８０４、８０９(位相エンコード数ｋｐ)の強度と、ＲＦパルス８０２の位相とを変化させながら、繰り返し時間ＴＲで繰り返し実行し、１枚の画像を得るために必要なエコーを計測する。なお、このとき、ＲＦパルス８０２の位相は、例えば、１１７度ずつ増加させる。また、図１２において、ハイフン以下の数字は、繰り返しの何回目であるかを示す。
なお、計測された各エコーはｋｒ、ｋｐ、ｋｓを座標軸とする３次元のｋ空間上に配置される。このとき、一つのエコーはｋ空間上でｋｒ軸に平行な１ラインを占める。このＲＳＳＧシーケンスにより得られる絶対値画像は、ＴＥ(ＲＦパルス８０２の照射からエコー８０７の計測までの時間)を短く設定するとＴ１(縦緩和時間)強調画像、ＴＥを長く設定すると画素内の位相分散を反映したＴ２＊強調画像となる。
計測を終えると、画像再構成部３３２は、ｋ空間に配置されたエコー信号から画像を再構成する画像再構成処理を行う(ステップＳ１１０３)。ここでは、画像再構成部３３２は、ｋ空間上に配置されたエコー(データ)に対して３次元逆フーリエ変換などの処理を行い、各画素の値が複素数で表される複素画像を再構成する。
画像変換部３３４は、得られた複素画像に対して後述する種々の画像変換処理を行う(ステップＳ１１０４)。本実施形態では、画像変換部３３４は、画像再構成部３３２で得られた複素画像を磁化率画像に変換する。本実施形態の画像変換処理の詳細は後述する。
そして、表示処理部３５０は、得られた磁化率画像を濃淡画像として表示装置２１０に表示する(ステップＳ１１０５)。なお、ボリュームレンダリングなどの方法を用いて複数の画像情報を統合させて表示してもよい。
図１３は、本実施形態の画像変換処理の処理フローである。本実施形態の画像変換部３３４において画像変換処理が開始されると、まず、画像再構成部３３２が生成した複素画像から絶対値画像および位相画像を生成する(ステップＳ１５０１)。絶対値画像および位相画像は、複素画像の各画素の複素数の絶対値成分および位相成分とからそれぞれ作成する。
画素ｉにおける絶対値画像の輝度値Ｓ(ｉ)と位相画像の輝度値φ(ｉ)とは、複素画像の輝度値を用いて、それぞれ、式(６)と式(７)とから算出される。
Ｓ(ｉ) ＝ |ｃ(ｉ)| (6)
f(ｉ)＝arg{ｃ(ｉ)} (7)
次に、位相画像に対し、予め定めた位相画像処理を行う(ステップＳ１５０２)。本実施形態では、３種の位相画像処理を行う。以下では、この３種の位相画像処理を、図１４の処理フローを用いて説明する。ただし、以下にあげる３つの処理はあくまで一例であり、これらに限る必要はない。また、これら３つの処理のうちのいくつかの処理を省略することもできる。また、各処理の処理順は問わない。
まず、位相画像から大域的な位相変化を除去する大域的位相変化除去処理を行う(ステップＳ１６０１)。大域的位相変化除去処理は、組織間の磁化率変化に起因する局所的な位相変化を算出する処理である。この大域的な位相変化は、撮像部位(例えば、頭部など)の形状等に依存して生じる静磁場不均一に起因し、空間周波数領域(ｋ空間)における低周波成分に対応する。本実施形態では、まず、撮像した三次元画像(元画像)に対して二次元画像ごとにそれぞれローパスフィルタ処理を施し、低解像度画像を算出する。そして、元画像を低解像度画像で複素除算することにより、低解像度画像に含まれる大域的な位相変化を元画像から除去する。
なお、大域的な位相変化を除去する方法には様々な公知の方法がある。例えば上記の方法以外に、三次元画像を低次多項式でフィッティングすることにより大域的な位相変化を抽出し、それを元画像から減算する方法などがある。本実施形態の大域的位相変化除去処理では、こうした他の方法を用いてもよい。
次に、位相の折り返しを補正する位相折り返し補正処理を行う(ステップＳ１６０２)。位相画像における一部の領域では、−πからπの範囲を超えた位相値が−πからπの範囲内に折り返される。本実施形態では、公知の方法である領域拡大法などを用い、−πからπの範囲に折り返されている位相値を補正する。
次に、位相画像の中でノイズ成分のみの領域(ノイズ領域)にノイズマスク処理を実施する(ステップＳ１６０３)。まず、絶対値画像を用いて、マスク画像を作成する。マスク画像は、予め定めた閾値を用い、当該閾値より小さい値を持つ領域の画素値を０、それ以外の領域の画素値を１とし、作成する。そして、作成したマスク画像を位相画像にかけあわせる。
なお、ノイズマスク処理法には様々な公知の方法がある。例えば、ノイズマスク処理に用いるマスク画像として、空気領域の画素値を０とする方法を用いてもよい。この場合、脳と空気との境界部分を検出し、検出結果をもとに空気領域を抽出する。本実施形態のノイズマスク処理では、こうした他の方法を用いてもよい。
なお、位相画像処理は、行わなくてもよい。
次に、位相画像から、式（１）で示される位相と磁化率の関係を用いて磁化率画像を生成する(ステップＳ１５０３)。本実施形態の磁化率画像生成処理手順を、図１５の処理フローに従って説明する。
まず、算出した位相画像と算出する磁化率画像候補との間の差を示す誤差関数を決定する(ステップＳ１７０１)。そして、誤差関数を最小とする磁化率画像候補を決定し(ステップＳ１７０２)、決定した磁化率画像候補を磁化率画像とする(ステップＳ１７０３)。
誤差関数の決定には、式(１)で表される位相φと磁化率χとの関係を用いる。位相画像内の全ての画素を対象とするため、式(１)を行列式で表現すると、式(８)のように表わされる。
Φ＝Ｃχ (8)
ここで、Φは、全画素数Ｎの大きさを持つ位相画像の列ベクトル、χは、磁化率画像候補の列ベクトルである。また、Ｃは、Ｎ×Ｎの大きさを持ち、χに対する畳み込み演算に相当する行列である。
本実施形態では、式(８)から、Ｌ１ノルム最小化法によって磁化率画像を求める。そのために、以下の式(９)に示す誤差関数ｅ(χ)を用い、これを最小化する磁化率画像候補を決定する。
Figure 0005982494
ここで、Ｗは、Ｎの大きさを持つ列ベクトルであり、各画素における誤差に重みづけする係数ベクトルである。また、・はベクトルの要素ごとの掛け算、‖＊‖は＊のノルム、λは任意の定数を表す。
本実施形態では、式(８)における係数ベクトルＷに、絶対値画像の画素値を用いる。具体的には、任意の画素ｉ(ｉ＝１，２，…，Ｎ)における係数ベクトルの値Ｗ(ｉ)を、以下の式(１０)により得る。
Ｗ(ｉ)＝Ｓ(ｉ)/Ｓmax (10)
こで、Ｓ(ｉ)は、画素ｉにおける絶対値(絶対値画像の画素値)であり、Ｓｍａｘは、絶対値画像の全画素値の中の最大値である。画像のＳＮＲが低下するとともに、ノイズによる位相のばらつきは増加する。ＳＮＲに比例する絶対値画像の画素値を係数ベクトルＷに用いることにより、位相のばらつきが大きい画素の誤差関数への寄与を低減し、算出する磁化率画像χの精度を向上させることができる。
なお算出する誤差関数は、式(９)、式(１０)の形に限らない。例えば、係数ベクトルＷは、絶対値画像をｎ乗(ｎは正の実数)したもの、磁化率画像を求めたい領域の画素値だけを１、それ以外の画素値を０とおいたもの、などを用いてもよい。また、式(９)の誤差関数ｅ(χ)の関数形を変形させてもよい。例えば、式(９)に、Ｌ２ノルムとよばれる正則化項、より一般的なＬｐノルム(ｐ＞０)とよばれる正則化項などを加えるなど、様々な公知の関数形を用いることができる。
本実施形態では、誤差関数ｅ(χ)に基づいて算出される誤差を、共役勾配法を用いた繰り返し演算によって最小化する。なお、誤差関数を最小化する方法には、最急降下法などの様々な公知の方法があり、他の方法を用いてもよい。
また、位相画像から磁化率画像の算出には、上述の誤差関数を最小化させる方法ではなく、他の方法を用いてもよい。例えば、式(７)をフーリエ変換し、フーリエ空間上における磁化率画像を求め、それを逆フーリエ変換することにより実空間上の磁化率画像を求めてもよい。
また、固定された静磁場方向に対して撮像部位(例えば、頭部)の角度を様々に変えて複数回の計測を行い、得られた複数の複素画像から一つの磁化率画像を算出してもよい。固定された静磁場方向に対して撮像部位(例えば、頭部)の角度を様々に変えることは、撮像組織(例えば、脳組織)の磁化率分布に対して印加する静磁場の方向を様々に変えることに等しい。従って、この計測により、異なる方向の静磁場が印加された時の複数の位相画像を得ることができる。これらの複数の位相画像から磁化率画像を算出することにより、一つの位相画像から算出するよりも解の精度を高めることができる。磁化率画像の算出法には以上のような様々な公知の方法があり、それらの方法を用いることもできる。
本実施形態における磁化率画像は、どのような走行方向の静脈でも高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズを設定しているため、静脈の走行方向に関わらず、磁化率画像における静脈のコントラストが低下しない。これを示すため、水平磁場の冠状断面において、磁化率強調画像で通常用いられるボクセルサイズを設定したときの磁化率画像と本実施形態で算出されたボクセルサイズを設定したときの磁化率画像を比較する。
図１６は、水平磁場の冠状断面における磁化率画像である。図１６（ａ）は、通常の磁化率強調画像で用いられるボクセルサイズ（（ｄｘ，ｄｙ，ｄｚ）＝（０．５，２，０．５））の磁化率画像、図１６（ｂ）は本実施形態で算出されたボクセルサイズ（（ｄｘ，ｄｙ，ｄｚ）＝（０．５，１，１））の磁化率画像である。図１６（ａ）の静脈９０２、９０３、９０４と図１６（ｂ）の静脈９０７、９０８、９０９を比較する。通常の磁化率強調画像で用いられるボクセルサイズの磁化率画像（図１５（ａ））では、静脈９０２、９０３、９０４が描出できていないのに対し、本実施形態で算出されたボクセルサイズの磁化率画像（図１５（ｂ））では、静磁場方向９１０に垂直な方向に走行する静脈９０７、９０８も、平行な方向に走行する静脈９０９も描出されていることがわかる。
これらの結果を、輝度プロファイルを用いて詳細に検討する。図１７（a）は水平磁場の冠状断面における（ｄｘ，ｄｙ，ｄｚ）＝（０．５，２，０．５）の磁化率画像、図１７（ｂ）は画像１００１における線分１００２の輝度プロファイル、図１７（ｃ）は画像１００１における線分１００３の輝度プロファイルである。図１８（a）は水平磁場の冠状断面における（ｄｘ，ｄｙ，ｄｚ）＝（０．５，１，１）の磁化率画像、図１８（ｂ）は画像１１０１における線分１１０２の輝度プロファイル、図１８（ｃ）は画像１１０１における線分１１０３の輝度プロファイルである。図１７において、静脈１００６は輝度プロファイル１００５に表れているが、それ以外の静脈は輝度プロファイル１００５、１００６に表れていない。一方、図１８において、静脈１１０６と静脈１１０７が輝度プロファイル１１０５に、静脈１１０９が輝度プロファイル１１０８に、それぞれ明瞭に表れていることが分かる。
以上の結果は、本実施形態の磁化率画像は、どのような走行方向の静脈でも高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズを設定しているため、静脈の走行方向に関わらず、磁化率画像における静脈のコントラストが低下しないことを示している。
なお、本実施形態では水平磁場ＭＲＩの冠状断面について説明したが、装置や撮像断面はこれらに限られない。垂直磁場ＭＲＩやその他の装置を用いても、同様の処理が適用でき、同様の効果が得られる。また、冠状断面、矢状断面、オブリーク断面など任意の撮像断面でも同様の処理が適用でき、同様の効果が得られる。
また、磁化率画像に画像処理を行い、磁化率画像と異なるコントラストの画像を作成し、表示装置２１０に表示させてもよい。例えば、磁化率画像から磁化率差を強調した強調マスクを作成し、それを絶対値画像にかけ合わせた画像表示してもよい。
また、本実施形態では、高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズの算出を目的として、ボクセルサイズ算出部３１３において設定した磁化率χｖから推定磁化率χｖ’を求めたが、これは他の目的にも応用できる。例えば、対象組織の正確な磁化率を求めることに応用できる。ボクセルサイズよりも小さい組織は、位相画像の部分容積効果によって磁化率の推定精度が低下し、正確な磁化率を求めることができない。そこで、対象組織の算出磁化率の真の磁化率からの変化率を事前に計算し、それを補正値として算出磁化率を補正することで、正確な磁化率を求めることができる。具体的には、静脈を対象組織とした場合、まず静脈の形状を円柱と仮定し（直径Ｄ、長さＬ、走行方向角度θ１、θ２）、計測に用いたボクセルサイズ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）に対する設定磁化率χｖと推定磁化率χｖ’の比χｖ／χｖ’を算出する。そして、この比を変化率とし、これを算出磁化率にかけあわせることで、正確な磁化率を求めることができる。なお、対象組織は静脈に限らず、微小出血など任意の形状の組織を対象とすることができる。
また、本実施形態では、高い精度で磁化率を推定できるボクセルサイズを算出することを目的として、ボクセルサイズ算出部３１３において低分解能位相画像を算出したが、これは他の目的にも応用できる。例えば、位相画像における対象組織のコントラストを大きくするボクセルサイズの算出にも応用できる。具体的には、まず、制約条件の範囲内で、低分解能位相画像における対象組織のコントラストが最も大きくなるボクセルサイズを算出する。そして、このボクセルサイズを計測に用いることで、計測した位相画像における対象組織のコントラストを大きくすることができる。また、対象組織の正確な位相を求めることを目的としてもよい。具体的には、静脈を対象組織とした場合、まず静脈の形状を円柱と仮定し（直径Ｄ、長さＬ、走行方向角度θ１、θ２）、計測に用いたボクセルサイズ（ｄＸ，ｄＹ，ｄＺ）に対する高分解能位相画像における対象組織の位相φｖと低分解能位相画像における位相φｖ’の比φｖ／φｖ’を算出する。そして、この比を変化率とし、これを計測した位相画像における対象組織の位相にかけあわせることで、正確な位相を求めることができる。なお、対象組織は静脈に限らず、微小出血など任意の形状の組織を対象とすることができる。
また、本実施形態では、ｋ空間の座標軸に平行にデータを取得するカーテシアン撮像の一つであるＲＳＳＧシーケンスを用いたが、任意のシーケンスを用い、任意のｋ空間領域のデータを取得することができる。例えば、ｋ空間において回転状にデータを取得するラジアルスキャンなど、ノンカーテシアン撮像を用いてもよい。また、撮像を複数回行い、それぞれの撮像で別々のｋ空間領域のデータを取得し、それらを統合したデータを用いてもよい。
また、上記各実施形態では、画像再構成部、画像変換部、表示処理部の各部の機能を、ＭＲＩ装置が備える計算機内で実現する場合を例にあげて説明したが、これに限られない。これらの各部の少なくとも１つは、例えば、ＭＲＩ装置の計算機２０９とデータの送受信が可能なＭＲＩ装置とは独立した情報処理装置上に構築されていてもよい。
１０１：垂直磁場ＭＲＩ装置、１０２：水平磁場ＭＲＩ装置、１０３：ＭＲＩ装置、２０１：マグネット、２０２：傾斜磁場コイル、２０３：被検体、２０４：シーケンサ、２０５：傾斜磁場電源、２０６：高周波磁場発生器、２０７：プローブ、２０８：受信器、２０９：計算機、２１０：表示装置、２１１：記憶装置、３１０：計測パラメータ設定部、３１１：基本パラメータ入力部、３１２：制約条件入力部、３１３：ボクセルサイズ算出部、３１４：ボクセルサイズ提示部、３２０：計測制御部、３３０：演算部、３３２：画像再構成部、３３４：画像変換部、３５０：表示処理部、４１０：パルスシーケンス設定部、４２０：撮像断面設定部、４３０：撮像パラメータ設定部、５１０：対象組織設定部、５２０：撮像条件設定部、６１０：フーリエ空間上の領域、６２０：フーリエ空間上の領域、６３０：フーリエ空間上の領域、６４０：フーリエ空間上の領域、６５０：静磁場方向、７０１：ボクセルサイズ提示部、７０２：撮像条件設定部、８０１：スライス傾斜磁場パルス、８０２：ＲＦパルス、８０３：スライスエンコード傾斜磁場パルス、８０４：位相エンコード傾斜磁場パルス、８０５：リードアウト傾斜磁場パルス、８０６：リードアウト傾斜磁場パルス、８０７：エコー、８０８：スライスエンコード傾斜磁場パルス、８０９：位相エンコード傾斜磁場パルス、９０１：磁化率画像、９０２：静脈、９０３：静脈、９０４：静脈、９０５：静磁場方向、９０６：磁化率画像、９０７：静脈、９０８：静脈、９０９：静脈、９１０：静磁場方向、１００１：磁化率画像、１００２：線分、１００３：線分、１００４：静磁場方向、１００５：輝度プロファイル、１００６：静脈、１００７：輝度プロファイル、１１０１：磁化率画像、１１０２：線分、１１０３：線分、１１０４：静磁場方向、１１０５：輝度プロファイル、１１０６：静脈、１１０７：静脈、１１０８：輝度プロファイル、１１０９：静脈。

Claims (16)

  1. 被検体に静磁場を印加する静磁場印加手段と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する高周波磁場パルス照射手段と、前記被検体から核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記傾斜磁場と前記高周波磁場パルスを制御し受信した前記核磁気共鳴信号に演算を行う計算手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計算手段は、高周波磁場や傾斜磁場の強度やタイミングを決める計測パラメータを設定する計測パラメータ設定部と、静磁場の中に置かれた被検体に計測パラメータに従い高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を複素信号として検出する計測部と、前記複素信号に対して演算を行い、画像を生成する演算部と、前記生成した画像を表示装置に表示する表示処理部と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測パラメータ設定部は、
    撮像パラメータと撮像断面を設定する基本パラメータ入力部と、ボクセルサイズの設定に制約を与える制約条件を設定する制約条件入力部と、前記制約条件に従いボクセルサイズを設定するボクセルサイズ算出部と、設定した前記ボクセルサイズをユーザーに提示するボクセルサイズ提示部と、を備え、
    前記ポクセルサイズ算出部は、前記撮像断面に対する前記静磁場の磁場方向を計算する静磁場方向計算部を備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記制約条件入力部は、撮像する対象組織の形状を設定する対象組織設定部を備え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または２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記制約条件入力部は、ＳＮＲ、面内分解能、撮像時間を設定する撮像条件設定部を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 被検体に静磁場を印加する静磁場印加手段と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する高周波磁場パルス照射手段と、前記被検体から核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記傾斜磁場と前記高周波磁場パルスを制御し受信した前記核磁気共鳴信号に演算を行う計算手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計算手段は、高周波磁場や傾斜磁場の強度やタイミングを決める計測パラメータを設定する計測パラメータ設定部と、静磁場の中に置かれた被検体に計測パラメータに従い高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を複素信号として検出する計測部と、前記複素信号に対して演算を行い、画像を生成する演算部と、前記生成した画像を表示装置に表示する表示処理部と、を備え、
    前記計測パラメータ設定部は、
    撮像パラメータと撮像断面を設定する基本パラメータ入力部と、ボクセルサイズの設定に制約を与える制約条件を設定する制約条件入力部と、前記制約条件に従いボクセルサイズを設定するボクセルサイズ算出部と、設定した前記ボクセルサイズをユーザーに提示するボクセルサイズ提示部と、を備え、
    前記ボクセルサイズ算出部は、ボクセルサイズに対する対象組織の磁化率推定精度を算出する磁化率推定精度算出部と、前記磁化率推定精度に従いボクセルサイズを決定するボクセルサイズ決定部と、を備え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４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記磁化率推定精度算出部は、計算機シミュレーションによりボクセルサイズに対する対象組織の磁化率推定精度を算出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５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記磁化率推定精度算出部は、
    対象組織の磁化率モデルを設定する磁化率モデル設定部と、前記磁化率モデルから高分解能の磁化率画像を算出する高分解能磁化率画像算出部と、前記高分解能磁化率画像から高分解能の位相画像を算出する高分解能位相画像算出部と、前記高分解能位相画像から低分解能の位相画像を算出する低分解能位相画像算出部と、前記低分解能位相画像から低分解能の磁化率画像を算出する低分解能磁化率画像算出部と、前記低分解能磁化率画像から磁化率推定精度を算出する磁化率推定精度算出部と、を備え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４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記磁化率推定精度算出部は、あらかじめ記憶されたボクセルサイズに対する対象組織の磁化率推定精度を用い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４、５、６及び７のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ボクセルサイズ決定部は、前記制約条件の中で、全対象組織の磁化率推定精度の中での最小値が最大となるボクセルサイズを決定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８記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ボクセルサイズ決定部は、スライス方向及びスライス面内の静磁場と並行な方向の分解能がスライス面内の静磁場と垂直な方向の分解能より大きい非等方ボクセルをボクセルサイズとして決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ボクセルサイズ決定部は、撮像断面が水平磁場ＭＲＩの冠状断面、矢状断面、または垂直磁場ＭＲＩの横断面、矢状断面の場合、静磁場方向に平行な面内方向と、静磁場方向に垂直な面内方向と、スライス方向のボクセルサイズの割合を２：１：２となるボクセルサイズを決定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９記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ボクセルサイズ決定部は、撮像断面が水平磁場ＭＲＩの横断面、または垂直磁場ＭＲＩの冠状断面の場合、撮像断面内の二方向とスライス方向のボクセルサイズの割合を１：１：４となるボクセルサイズを決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項４、５、６及び７のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ボクセルサイズ決定部は、前記制約条件の中で、対象組織ごとの磁化率推定精度を平均した評価値が最大となるボクセルサイズを決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項４、５、６及び７のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ボクセルサイズ決定部は、前記制約条件の中で、全対象組織の磁化率推定精度の中で、対象組織ごとに重みづけをして推定精度を平均した評価値が最大となるボクセルサイズを決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 請求項４、５、６及び７のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ボクセルサイズ決定部は、前記制約条件の中で、対象組織ごとの磁化率推定精度の分散が最小となるボクセルサイズを決定す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４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記制約条件入力部は、撮像する対象組織の形状を設定する対象組織設定部を備え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４または１５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記制約条件入力部は、ＳＮＲ、面内分解能、撮像時間を設定する撮像条件設定部を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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