JP2021069886A - 磁気共鳴撮像装置及び画像処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合にもＦＩＤアーチファクトが除去された画像を取得する。【解決手段】ＭＲＩ装置の画像処理部は、画像再構成部（ＰＩ演算部）、アーチファクト除去部、及び計測データ（ｋ空間データ）と画像データとの間の変換、即ちフーリエ変換及び逆フーリエ変換などの演算を行う変換部を備える。アーチファクト除去部は、エコー信号を用いて再構成した画像から本来の被検体の画像信号、即ちアーチファクトを除いた画像信号の位相を算出するとともに、アーチファクト部分の位相を算出し、画像信号の位相とアーチファクトの位相とを用いて、位相と信号値との関係に基づき、アーチファクトを除去した画像信号を取得する。【選択図】図１

Description

本発明は磁気共鳴撮像装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）に関し、特にＭＲＩ装置で取得した画像のアーチファクトを除去する画像処理技術に関する。

ＭＲＩ装置は、静磁場に置かれた被検体に対し、高周波磁場（ＲＦ磁場）を照射し、それによって被検体の組織を構成する原子の原子核から発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を繰り返し受信し、複数のＮＭＲ信号からなるデータ（ｋ空間データ）を用いて画像化する。ＮＭＲ信号を発生させる際に、静磁場に対し３軸方向に磁場勾配を与える傾斜磁場パルスを印加することで各ＮＭＲ信号に位置情報を与え、２次元或いは３次元の画像データを得る。３軸方向の傾斜磁場パルスのうち、１回の励起用ＲＦパルスの印加毎にその強度を変化させる傾斜磁場パルスは位相エンコード方向の傾斜磁場パルスと呼ばれ、取得する画像の撮像視野（ＦＯＶ）及び空間分解能に応じて適切な位相エンコード数が設定される。

位相エンコード数が多いほど計測時間は長くなるため、計測時間を短縮する技術として、ＦＯＶに必要なすべての位相エンコードを計測せずに、そのため画像に生じる折り返しを演算によって展開するパラレルイメージング技術が普及している（例えば非特許文献１）。パラレルイメージングでは、複数の受信コイルでそれぞれＮＭＲ信号を受信し、受信コイル毎にｋ空間データを収集し、それらｋ空間データと受信コイルの感度分布とを用いた演算により、画像の折り返しを展開する。パラレルイメージングでは、位相エンコード数を減らす割合に比例して計測速度を上げる割合（倍速率）を高めることができる。

ところでＭＲＩ装置において典型的な撮像方法としてスピンエコー系のパルスシーケンスがある。スピンエコー系パルスシーケンスでは、励起用ＲＦパルス（９０度パルス）を印加した後、反転パルス（１８０度パルス）を印加してスピンを拡散させ、再度収束したスピンからのＮＭＲ信号をエコー信号として収集する。このようなスピンエコー系パルスシーケンスでは、９０度パルスで励起されたスピンからのエコー信号とは別に１８０度パルスによってもスピンは励起され、その自由誘導減衰によって生じる信号（ＦＩＤ信号）が生成している。スピンエコー信号は、９０度パルス印加後に印加される位相エンコード傾斜磁場によりエンコードされているが、ＦＩＤ信号はエンコードされていない信号であるため、ゼロエンコードの信号としてスピンエコーに重畳して収集される。このためスピンエコー系シーケンスで得たｋ空間データを再構成した画像には、画像の中心に周波数エンコード方向と平行なジッパー状アーチファクト（ＦＩＤ信号に起因するアーチファクト：以下、ＦＩＤアーチファクトという）が現われる。

スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像では、通常、このＦＩＤアーチファクトを除去するために、１８０度パルスの位相をシーケンスの繰り返し毎に反転させて印加する。これによりＦＩＤアーチファクトを画像の両側に移動させることができる（例えば非特許文献２）。

Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ ＫＰ 他 「ＳＥＮＳＥ：Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ ｅｎｃｏｄｉｎｇ ｆｏｒ ｆａｓｔ ＭＲＩ」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４２（５）：９５２−９６２，１９９９ Ｍｉｃｈａｅｌ Ｎ． Ｈｏｆｆ 他 「Ａｒｔｉｆａｃｔｓ ｉｎ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｃａｐｔｅｒ ９， ｐｐ１６５−１９０，Ｉｍａｇｅ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ，Ｎｅｃｋ， ａｎｄ ｔｈｅ Ｂｒａｉｎ，ＲｅｓｅａｒｃｈＧａｔｅ（２０１６）

スピンエコー系パルスシーケンスは、静磁場不均一の影響を受けにくく、Ｔ１強調画像やＴ２強調画像を取得するのに優れた撮像方法であるが、スピンエコー系パルスシーケンスにパラレルイメージングに適用すると従来のＦＩＤアーチファクト回避技術が機能しないという問題がある。これは、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合、折り返しを展開する前の画像で、画像の両側にＦＩＤアーチファクトをずらしたとしても、これを展開した後の画像では、画像の端部ではなく、被検体画像と重複する位置にＦＩＤアーチファクトが現われるためである。しかも倍速数を高くするほどＦＩＤアーチファクトが多くなるため、倍速数を高くして計測時間の短縮化を図ることが困難であった。

本発明は、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合にもアーチファクトが除去された画像を取得することが可能なＭＲＩ装置を提供することを課題とする。

本発明は、パラレルイメージングによって得られた画像データを用いて、本来計測すべき被検体の信号とアーチファクトの信号の、それぞれの位相を算出し、それら位相を用いて位相と信号値との関係に基づき、アーチファクトを除去した被検体信号を取得する。

すなわち本発明のＭＲＩ装置は、静磁場空間に配置された被検体から核磁気共鳴信号を取得する撮像部と、前記撮像部が取得した核磁気共鳴信号及び当該核磁気共鳴信号から再構成した画像を処理する画像処理部と、を備え、前記画像処理部は、前記撮像部がスピンエコー系シーケンスにより計測した核磁気共鳴信号を処理し、画像を再構成する画像再構成部と、前記核磁気共鳴信号から再構成した画像に生じるアーチファクトを除去するアーチファクト除去部とを備え、前記アーチファクト除去部は、前記核磁気共鳴信号を用いて再構成した画像から被検体の画像信号の位相を算出する画像位相算出部と、アーチファクト部分の位相を算出するアーチファクト位相算出部と、前記画像位相算出部が算出した画像信号の位相と前記アーチファクト位相算出部が算出したアーチファクトの位相とを用いて、アーチファクトを除去した被検体の画像信号の信号値を算出する信号値算出部と、を備える。

また本発明の画像処理方法は、磁気共鳴撮像装置のスピンエコー系シーケンスによって計測した核磁気共鳴信号から再構成した画像に生じるアーチファクトを除去するステップを含み、前記アーチファクトを除去するステップは、前記核磁気共鳴信号を用いて再構成した画像から被検体の画像信号の位相を算出するステップと、アーチファクト部分の位相を算出するステップと、算出した画像信号の位相及びアーチファクトの位相を用いて、アーチファクトを除去した被検体の画像信号の信号値を算出するステップとを含む。

本発明によれば、スピンエコー系パルスシーケンスに起因するアーチファクトを効果的に除去することができる。特に、パラレルイメージングにより得られた折返しのある画像や展開後の画像についてもアーチファクトを除去することができる。また本発明の画像処理方法は、ＦＩＤアーチファクトのみならず血流アーチファクトなどアーチファクト発生領域がＲＯＩとして特定できるアーチファクトであれば適用することができる。

（Ａ）はＭＲＩ装置の全体概要を示すブロック図、（Ｂ）はアーチファクト除去部の機能ブロック図。 ＭＲＩ装置の撮像部の詳細を示すブロック図。 典型的なスピンエコー系シーケンスを示す図。 ＭＲＩ装置の動作の概要を示す図。 本来の信号及びアーチファクトの信号と、それらの位相との関係を説明する図。 第一実施形態の画像処理部の機能ブロック図。 第一実施形態の処理の流れを示すフロー図。 第一実施形態の処理を説明する図。 第一実施形態による処理の結果を示す図。 第一実施形態の変形例の処理流れを示すフロー図。 第二実施形態の画像処理部の機能ブロック図。 第二実施形態の処理の流れを示すフロー図。 第二実施形態の処理を説明する図。 血流アーチファクトを説明する図。 第三実施形態の処理の流れを示すフロー図。

以下、本発明のＭＲＩ装置及び画像処理方法の実施形態を、図面を参照して説明する。

ＭＲＩ装置１００は、図１（Ａ）に示すように、静磁場磁石が発生する静磁場空間に配置された被検体から核磁気共鳴に基づくＮＭＲ信号を収集し、被検体の画像を作成する撮像部１０と、ＮＭＲ信号やそれから再構成された画像に対し種々の演算や処理を行う画像処理部２０と、撮像部１０及び画像処理部２０の動作を制御する制御部３０と、を備えている。

撮像部１０の構成は一般的なＭＲＩ装置の構成と同様であり、例えば、図２に示すように、静磁場発生系１１と、傾斜磁場発生系１２と、送信系１３と、受信系１４と、信号処理系１５と、シーケンサ１６とを備えている。

静磁場発生系１１は、永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源（不図示）からなる。静磁場発生源が発生する静磁場の方向により垂直磁場方式と水平磁場方式など異なる方式があり、垂直磁場方式では、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式では、体軸方向に均一な静磁場を発生させる。

傾斜磁場発生系１２は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１２１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１２２とから成り、シ−ケンサ１６からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１２２を駆動することにより、静磁場に対し、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。

送信系１３は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１に高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射するもので、高周波発振器１３１、変調器１３２、高周波増幅器１３３及び送信側の高周波コイル（送信コイル）１３４を備えている。高周波発振器１３１から出力されたＲＦパルスをシーケンサ１６からの指令によるタイミングで変調器１３２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３３で増幅した後に被検体１に近接して配置された送信コイル１３４に供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。

受信系１４は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４１、信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４を備えている。送信コイル１３４から照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された受信コイル１４１で検出され、信号増幅器１４２で増幅された後、シーケンサ１６からの指令によるタイミングで直交位相検波器１４３により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１４４でディジタル量に変換されて、信号処理系１５に送られる。受信コイル１４１として、複数のサブコイルを組み合わせたコイルを用いる場合は、サブコイルのそれぞれが信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４に接続されており、信号処理系１５は、サブコイル毎に信号を収集する。

信号処理系１５（ＣＰＵ５０）は、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置１５１、ディスプレイ１５２、トラックボール、マウス、キーボード等の入力デバイスからなる操作部１５３を備えている。信号処理系１５は信号処理、画像再構成等の処理及びを実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ１５２に表示すると共に、外部記憶装置１５１の磁気ディスク等に記録する。操作部１５３はディスプレイ１５２に近接して配置され、操作者がディスプレイ１５２を見ながら操作部１５３を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

図２に示す例では、撮像部１０は、ＣＰＵ５０に接続されており、ＣＰＵ５０が、撮像部１０の信号処理系１５の機能と、図１に示した画像処理部２０及び制御部３０の機能を実現する。なお画像処理部２０の機能の一部又は全部は信号処理系１５に含まれ、記憶装置に格納された所定のプログラムをＣＰＵ５０が読み込むことで実行される。機能の一部はＡＳＩＣやＦＰＧＡなどのハードウェアで実現することも可能である。

シーケンサ１６は、上述したＲＦパルスと傾斜磁場パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、ＣＰＵ５０（制御部３０）の制御のもとで動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系１３、傾斜磁場発生系１２、および受信系１４に送る。

パルスシーケンスは、撮像方法によって種々のパルスシーケンスがあり、予め記憶装置内に格納されており、ユーザーが操作部１５３を介して所望のパルスシーケンスを選択するとともにエコー時間（ＴＥ）や繰り返し時間（ＴＲ）、撮像視野（ＦＯＶ）、パラレルイメージングの際の倍速率などの撮像パラメータを設定することにより撮像シーケンスが確定する。本実施形態ではシーケンサ１６は、スピンエコー系のパルスシーケンスを実行する。

図３に典型的なスピンエコー系パルスシーケンス３００の例を示す。このパルスシーケンスでは、図示するように、被検体１の所定の断面を選択するためのスライス傾斜磁場３２１とともに９０度パルス３１１を印加し所定断面内のスピンを励起する。ついで位相エンコード傾斜磁場３３１を印加し、エコー時間の１／２（ＴＥ／２）で１８０度パルス３１２をスライス傾斜磁場３２２とともに印加する。これによりエコー時間においてピークとなるエコー信号（ＮＭＲ信号）３５１が発生する。このエコー信号を、周波数エンコード傾斜磁場３４１を印加しながら所定のサンプリング時間収集する。所定の繰り返し時間ＴＲ経過後、上述したスピンの励起からエコー信号の収集までを、位相エンコード傾斜磁場３３１の強度を変化させながら繰り返し、設定された位相エンコード数のエコー信号を収集する。図中、点線で示す信号３６１は１８０度パルス３１２により発生するＦＩＤ信号である。

本実施形態では、繰り返しにおいて、位相エンコードステップを設定された倍速率に従って間引きして変化させて、パラレルイメージングを実行してもよい。例えば、パラレルイメージングの倍速率が「２」に設定されている場合には、位相エンコード方向に一列置きにデータを収集する。また、位相エンコードを間引かない通常のスピンエコー系パルスシーケンスの場合には、信号３６１に起因するＦＩＤアーチファクトを画像中心に発生させないためにＴＲの繰り返し毎に１８０度パルス３２１の位相を反転させるが、本実施形態ではＦＩＤアーチファクトを後述する他の手法で除去するため、１８０度パルス３２１の位相は制御しても、しなくてもよい。

なお図３は位相エンコード傾斜磁場３３１を一軸方向（Ｇｐ）に印加する２次元撮像シーケンスを示したが、二軸方向に印加する３次元撮像シーケンスでもよい。また図３では、１回の励起後に１つのＮＭＲ信号３５１を発生させて収集する場合を示したが、複数の１８０度パルスを用いて複数のＮＭＲ信号を発生させるマルチエコーシーケンスでもよい。

上記構成においてパラレルイメージングを行う場合のＭＲＩ装置の動作の概要を図４に示す。図示するように、まず撮像部１０がスピンエコー系パルスシーケンスを用いて、指定された倍速率でパラレルイメージングを実行する（Ｓ１）。画像処理部２０は、このようなスピンエコー系パルスシーケンスにより各サブコイルが受信した計測データを用いて、画像に発生する折り返しを展開するための演算（パラレルイメージング演算：以下、ＰＩ演算と省略する）及び画像信号の位相を利用したアーチファクト除去演算を行う（Ｓ２〜Ｓ４）。アーチファクト除去演算は、本来の画像信号（アーチファクトがない場合の画像信号）の位相とアーチファクトの位相とをそれぞれ算出し（Ｓ３）、それら位相を用いて本来の画像信号の信号値を算出する（Ｓ４）。

なお図４では、アーチファクト除去演算の前にＰＩ演算を行う場合を示しているが、アーチファクト除去演算（Ｓ３、Ｓ４）は、ＰＩ演算後の画像に対して行う場合と、サブコイル毎のデータに対して行い、その後ＰＩ演算を行う場合があり、その場合には、ステップＳ２はステップＳ４の後に行われる。また撮像ステップＳ１がパラレルイメージングではない場合（倍速率１）には、ＰＩ演算（Ｓ２）は通常の画像再構成処理となる。

上述した処理を行うため画像処理部２０は、図１（Ａ）に示すように、ＰＩ演算部２１（或は画像再構成部）、アーチファクト除去部２３、及び計測データ（ｋ空間データ）と画像データとの間の変換、即ちフーリエ変換及び逆フーリエ変換などの演算を行う変換部２５を備える。アーチファクト除去部２３は、同図（Ｂ）に示すように、エコー信号を用いて再構成した画像から本来の被検体の画像信号（アーチファクトを除いた信号、以下、単に画像信号という）の位相を算出する画像位相算出部２３１と、アーチファクト部分の位相を算出するアーチファクト位相算出部２３３と、画像位相算出部２３１が算出した画像信号の位相とアーチファクト位相算出部２３３が算出したアーチファクトの位相とを用いて、アーチファクトを除去した画像信号の信号値を算出する信号値算出部２３５とを備え、位相と信号値との関係に基づき、アーチファクトを除去した画像信号を取得する。

アーチファクト除去部２３において、アーチファクト除去の基礎とする位相と信号値との関係について、図５を参照して説明する。

図５はアーチファクト除去前の画像データの一画素の信号Ｓを表したものである。図示するように、画素の信号Ｓは実部と虚部とからなる複素信号でありベクトルで表示することができ、アーチファクトに起因する信号Ａと本来の画像信号Ｔとの和である。ここで各信号Ｓ、Ａ、Ｔの値（ベクトルの大きさ）を｜Ｓ｜、｜Ａ｜、｜Ｔ｜とし、位相をψ、φ、θとすると、信号Ｓと信号Ｔは次式の関係で表すことができる。

（数１）
｜Ｓ｜sin(ψ−φ)＝｜Ｔ｜sin(θ−φ)
よって
｜Ｔ｜＝｜Ｓ｜｛（sin(ψ−φ)／sin(θ−φ)） （１）
ここでＳ（ψ）は既知の値であるので、アーチファクトＡの位相φと本来の画像信号Ｔの位相θがわかれば、本来の画像信号Ｔの信号値を求めることができる。

アーチファクトＡの位相は、アーチファクトの特徴に応じたｋ空間あるいは画像における信号の存在の仕方をもとに、画像データから推定することができる。本来の画像信号Ｔの位相については、それが概ね滑らかな分布であることを利用して、画像データから推定することができる。これら位相の推定には後述する実施形態で説明するようにいくつかの手法があり、適宜組み合わせることができる。推定に用いる画像データは、ＰＩ演算後の展開した画像でも、各サブコイルの展開前の画像でもよい。

以下、アーチファクト除去部２３における処理を中心に、画像処理部２０の処理（画像処理方法）の実施形態を説明する。

＜第一実施形態＞
本実施形態では、ＰＩ演算後の展開した画像を用いてアーチファクト除去を行う。以下、本実施形態における画像処理部の構成と処理について、図６〜図８を参照して説明する。

図６は、本実施形態の画像処理部の機能ブロック図を示し、図中、図１と同じ要素は同じ符号で示し重複する説明は省略する。図６に示すように、本実施形態の画像処理部２０は、ＰＩ演算部２１、アーチファクト除去部２３（画像位相算出部２３１、アーチファクト位相算出部２３３、信号値算出部２３５）及び変換部２５を備え、さらに変換部は、ＰＩ演算部２１が作成した展開画像をフーリエ変換し、ｋ空間データに変換する第一変換部２５１と、第一変換部２５１が変換したｋ空間データの一部を用いて画像データへの変換を行う第二変換部２５２と、第一変換部２５１が変換したｋ空間データのうち、第二変換部２５２で用いる一部とは別に決められた一部のデータを用いて画像データへの変換を行う第三変換部２５３とを備えている。なお画像処理部２０を構成する各部の機能は、例えば、所定の演算のアルゴリズムを含むプログラムにより実現されるものであり、それをＣＰＵ５０が読み込みことにより実行される。

以下、第一実施形態の処理の流れを、図７に示すフロー及び図８を参照して説明する。

［撮像及びＰＩ演算］（Ｓ７１）
撮像部１０が、図３に示すようなスピンエコー系パルスシーケンスを所定の倍速率で撮像して収集した計測データ（図８：８１０）に対し、ＰＩ演算部２１が折り返しを展開する演算を行い、折り返しが展開された画像（以下、展開画像という）８２０を生成する。計測データ８１０は、倍速率に応じて位相エンコードが間引かれたｋ空間データである。ＰＩ演算部２１によるＰＩ演算は、公知の手法を用いることができる。例えば、複数の受信コイル（サブコイル）の感度分布を用いて、計測されなかった位相エンコードのデータ推定を行い画像データに変換する手法（ＦＬＡＳＨやＧＲＡＰＰＡ等）や、ｋ空間データを画像データに変換した後、画像に生じた折り返しを受信コイルの感度分布を用いて除去する手法（ＳＥＮＳＥ法など）やそれらの改良法などである。図８には一例として画像空間で展開する手法を示している。ＰＩ演算に用いるコイル感度分布についても、被検体が存在しない状態での予備計測により求めておく方法や、ｋ空間データの中心領域を間引かずに計測し、その中心領域から求める方法など、公知の手法で求めることができる。

生成された展開画像８２０には、図８に示すように、スピンエコー系パルスシーケンスの１８０度パルスによって発生するＦＩＤ信号に起因するアーチファクト（ＦＩＤアーチファクト）８２２が、被検体画像８２１に重なって画像の中央に現われている。

［変換部２５による変換］（Ｓ７２〜Ｓ７４）
まず、第一変換部２５１が、展開画像８２０に対し逆フーリエ変換（ＦＦＴ）を行い、ｋ空間データ８３０を得る（Ｓ７２）。

次に第二変換部２５２が、ｋ空間データ８３０の一部を用いて、本来の画像Ｉの位相を推定するための画像データ８４１を生成する（Ｓ７３）。前述したように、本来の画像Ｉの位相は滑らかな分布を有しており、ｋ空間データの中央領域のデータで再構成した画像データから推定することができる。中央領域は、ｋ空間の中心を含む複数画素からなる矩形或いは円形等の領域であり、その範囲を予め設定しておくことができる。第二変換部２５２は、この中央領域（白い部分）以外のデータをゼロフィルしたｋ空間データ８３１をフーリエ変換し、画像データ８４１を生成する。

一方、第三変換部２５３は、第一変換部２５１が生成したｋ空間データ８３０の一部を用いて、アーチファクトＡの位相を推定するための画像データ８４２を生成する（Ｓ７４）。具体的には、ｋ空間データ８３０のうち、周波数方向（読み出し方向）の端部から例えば１／３或いは１／４の領域（白い部分）と、それ以外の領域（斜線部）をゼロフィルしたｋ空間データ８３２をフーリエ変換し、画像データ８４２を生成する。アーチファクトＡの原因となるＦＩＤ信号は、図３に点線３６１で示したように、１８０度パルス印加後（ＴＥ／２の時点）直ちに発生し、徐々に減衰する。従ってＦＩＤ信号は周波数エンコード傾斜磁場（図３：３４１）印加中のサンプリング時間の始めにおいて最も強く、その後漸減する。つまりｋ空間データにおいては、周波数エンコードの端部ほどＦＩＤ信号を反映したデータになっている。従ってｋ空間データの周波数方向の端部から所定の領域のデータのみを用いることでアーチファクトＡの位相情報が支配的な画像データを生成することができる。上記では端部から１／３或いは１／４の領域のデータを用いるとしたが、本来の信号が支配的である中央領域を含まなければ（１／２未満であれば）、特に限定されない。

［位相の算出］（Ｓ７５、Ｓ７６）
画像位相算出部２３１は、第二変換部２５２が生成した画像データ７４１を用いて、画素毎に画像信号位相を算出する（Ｓ７５）。即ち画素値である複素信号の実部及び虚部からその偏角ａｒｇを求める。これがその画素における信号Ｉの位相θである。ＦＩＤアーチファクトが現われる画像上の位置はわかっているので、位相の算出は、全ての画素について行う必要はなく、ＦＩＤアーチファクト発生位置（領域）のみ算出すればよい。例えば、２倍速のパラレルイメージングを行った場合には、展開画像の周波数エンコード方向の両端部から１／４の位置にそれぞれ周波数エンコード軸と平行にＦＩＤアーチファクトがライン状に発生する。従って画像データの中央のラインとそれに平行な両側の２，３画素分について位相を算出すればよい。１８０度パルスの位相制御を行わない場合には、画像中心にＦＩＤアーチファクトが発生するのでその部分の位相を算出すればよい。図８では後者の場合を示している。

同様に、アーチファクト位相算出部２３３は、第三変換部２５３が周波数方向端部領域から生成した画像データ８４２を用いて、画素毎に位相を算出し、アーチファクト位相φとする（Ｓ７６）。この場合にも、全ての画素について位相を算出する必要はなく、ステップＳ７５で被検体信号位相を算出した範囲でアーチファクト位相φを算出すればよい。

［画像信号の算出と置換］（Ｓ７７）
信号値算出部２３５は、画像位相算出部２３１及びアーチファクト位相算出部２３３がそれぞれ算出した位相θ、φ及び展開画像の信号（信号値｜Ｓ｜及び位相ψ）を用いて前掲の式（１）により、本来の画像の信号値｜Ｔ｜を算出する（Ｓ７７）。位相θ、φを算出した位置にある画素すべてについて画像信号｜Ｔ｜を算出し、展開画像の信号｜Ｓ｜をこの信号｜Ｔ｜で置き換えて補正する。

以上の処理によりＦＩＤアーチファクトを除去した展開画像が得られる。

本実施形態によれば、スピンエコー系シーケンスのＦＩＤアーチファクトを後処理によって効果的に除去することができる。これにより、スピンエコー系シーケンスのパラレルイメージングへの適用を可能にし、高い倍速率を設定することができる。またＦＦＴと位相算出という比較的負担の少ない演算でアーチファクト除去が実現できる。

本実施形態を適用して実際に計測して得た展開画像（アーチファクト除去前）とアーチファクト除去後の画像の位相分布を図９に示す。図示するように、アーチファクト除去前は位相が細かく変化しているが、本実施形態の処理によって位相（太線）は滑らかとなっている。またアーチファクト除去後の画像上ではＺｉｐｐｅｒアーチファクトが抑制されていることが確認できた。

＜第一実施形態の変形例１＞
第一実施形態では、ｋ空間の周波数方向端部領域（ＦＩＤ信号が支配的な領域）のデータとそれ以外はゼロフィルしたｋ空間データを用いて作成した画像データからアーチファクトの位相を求めたが、ｋ空間の対称性を用いても良い。ｋ空間の信号はＩ(kx, ky)＝Ｉ*(-kx,-ky)という対称性がある（*は複素共役をあらわす）。そこで、ＦＩＤ信号以外の画像の信号を除去するために、前述のＦＩＤ信号が支配的なｋ空間端部の信号を、逆側の端部の信号の複素共役を使うことでＦＩＤ信号がほぼ除去されるｋ空間データを作成する。そのｋ空間データと元のｋ空間データの差分を取ることでＦＩＤアーチファクトが支配的なｋ空間データを作成できる。そのデータをフーリエ変換し、画像の位相を計算することでＦＩＤアーチファクトの位相とする。

＜第一実施形態の変形例２＞
第一実施形態では、本来の画像信号の位相を算出するために、展開画像をフーリエ変換して得たｋ空間データの中央領域データとそれ以外をゼロフィルしたデータを逆フーリエ変換した画像から画素毎に位相を算出したが、画像位相算出部２３１は、「展開画像」→「ｋ空間データ」→「画像データ」という２回の変換処理を行うのではなく、図１０に示すように、もとの展開画像の位相分布を算出し（Ｓ７８）、展開画像のアーチファクト発生位置（周波数エンコード方向に沿ったライン状の領域）の位相をフィッティングや補間により求めてもよい（Ｓ７９）。フィッティングであれば、アーチファクト部分の位相分布を３次程度の多項式で近似して、画像信号の位相θを算出する。補間の場合は、アーチファクトを生じている方向（周波数エンコード方向）と直交する方向（位相エンコード方向）において隣接する両側の画素の位相の平均値を用いて、アーチファクト発生位置の画像信号の位相とする。

アーチファクト位相φの算出（Ｓ７２、Ｓ７４、Ｓ７６）は、第一実施形態と同様である、
本変形例によれば、変換部２５において、画像位相の算出のための画像データを生成する第二変換部２５２は不要となる。

＜第二実施形態＞
第一実施形態は、ＰＩ演算部２１が折り返しを展開した後の画像（展開画像）に対し、ＦＩＤアーチファクトを除去する処理を施したが、本実施形態では折り返し除去前の画像に対し、ＦＩＤアーチファクト除去処理を行う。また本実施形態では、アーチファクト位相を画像間の差分で得たアーチファクトの画像から算出する。

以下、本実施形態における画像処理部の処理を、図１１〜図１３を参照して説明する。
図１１は本実施形態の画像処理部の構成を示すブロック図であり、図１及び図６に示す要素と同じ機能を有する要素は同一の符号で示し、重複する説明は省略する。図示するように、本実施形態の画像処理部２０は、ＰＩ演算部２１、アーチファクト除去部２３（画像位相算出部２３１、アーチファクト位相算出部２３３、信号値算出部２３５）及び変換部２５を備え、変換部２５は、各サブコイルが計測したデータ（ｋ空間データ）を画像データに変換する画像再構成部２５５と、各サブコイルが計測したデータの一部を用いてアーチファクトを低減した画像データを生成する第四変換部２５４と、備えている。第四変換部２５４の機能は、変換の対象が各サブコイルの折り返し画像であることを除き、第一実施形態の第二変換部２５２の機能と同様である。また画像処理部２０は、画像再構成部２５５が生成した画像データと第四変換部２５４が生成した画像データとの差分画像データを生成する画像差分部２７を備えている。第一実施形態と異なる或は追加された各部の機能は、その他の各部と同様に、所定の演算のアルゴリズムを含むプログラムにより実現でき、それをＣＰＵ５０が読み込みことにより実行される。

以下、第二実施形態の処理の流れを、図１２に示すフロー及び図１３を参照して説明する。

［受信コイル毎の画像再構成］（Ｓ８１）
画像再構成部２５５が、図１３に示すように、複数（Ｎ個）のサブコイルで受信した計測データ８１０−１〜８１０−Ｎを、それぞれ、フーリエ変換し画像データ８２０−１を生成する。例えば１８０度パルスの位相反転を行わないで所定倍速率の撮像を行った場合、各画像データには、折り返しが発生するとともに、画像の中央にＦＩＤアーチファクトが発生している。

なお、複数のサブコイルの処理は同じであるので、図１３では、一つのサブコイルの処理のみを示し、以下の説明でも一つのサブコイルについて説明することとし、符合の添え字は省略する。

［画像位相の算出］（Ｓ８２、Ｓ８３）
ついで第四変換部２５４が、各サブコイルの計測データ７１０の中央領域のデータと中央領域以外をゼロフィルしたデータとからなるｋ空間データ８３０をフーリエ変換し、画像データ８４０を生成する（Ｓ８２）。この画像データ８４０は、画像データ８２０と同様に折り返しが発生しているが、周辺領域の信号を含まないためＦＩＤアーチファクトは低減されている。

次いで画像位相算出部２３１が、画像データ８４０を用いて画像信号の位相θを算出する。位相の算出は、第一実施形態のステップＳ７５と同様であり、少なくともアーチファクト発生位置について画素毎に複素信号の偏角を算出し、画像信号の位相θとする（Ｓ８３）。

［アーチファクト位相の算出］（Ｓ８４、Ｓ８５）
ステップＳ８１で生成したＦＩＤアーチファクトを生じている画像データ８２０と、ステップＳ８２で生成したＦＩＤアーチファクトが軽減されている画像データ８４０とを差分し、差分画像８５０を生成する（Ｓ８４）。この画像８５０は、画像８２０、８４０に共通する画像部分が消去されているため、概ねアーチファクトの画像データとみなすことができる。この画像８５０の画素毎の信号からアーチファクト位相φを算出する（Ｓ８５）。

［画像信号の算出と置換］（Ｓ８６）
信号値算出部２３５は、画像位相算出部２３１及びアーチファクト位相算出部２３３がそれぞれ算出した位相θ、φ及び画像８４０の信号（信号値｜Ｓ｜及び位相ψ）を用いて前掲の式（１）により、本来の画像の信号値｜Ｔ｜を算出する（Ｓ８６）。位相θ、φを算出した位置にある画素すべてについて画像信号｜Ｔ｜を算出し、画像８４０の信号｜Ｓ｜をこの信号｜Ｔ｜で置き換えて補正する。

ステップＳ８１〜Ｓ８６の処理を、受信コイルを構成する全てのサブコイルの計測データに対し行い、サブコイル分の画像データを得る。これら画像データではＦＩＤアーチファクトは除去されているが、折り返しは展開されていない。

［ＰＩ演算］（Ｓ８７）
ＰＩ演算部２１は、サブコイル毎の画像データと、サブコイルの感度分布とを用いて、公知のパラレルイメージング演算を行って折り返しを展開する。ＰＩ演算は、ステップＳ８６で生成したアーチファクト除去後の画像データを用いて画像空間で行ってもよいし、その画像データを逆フーリエ変換し、計測空間（ｋ空間）上で行ってもよい。

なお上述の説明及び図１３では、ステップＳ８４及びＳ８５で画像信号の位相を算出した後、差分画像を用いてアーチファクト位相φを算出するフローを説明したが、画像信号の位相の算出するステップＳ８３に先立って、差分画像を作成し（Ｓ８４）、差分画像から画像信号の位相を算出する領域（アーチファクト発生位置）を決定し、ステップＳ８３において、決定した領域について画像信号の位相を算出するようにしてもよい。この場合、アーチファクト発生位置の決定は、例えば、周波数エンコード方向に沿った信号の連続性をもとに自動で判断してもよいし、差分画像をディスプレイ１５２に表示し、ユーザーによる関心領域（ＲＯＩ）の設定を受付け、それに基づき決定してもよい。

本実施形態によれば、アーチファクト位相を差分画像から算出するので、第一実施形態における第三変換部を不要とすることができる。

＜第三実施形態＞
第一実施形態及び第二実施形態における画像処理は、ＦＩＤアーチファクトの除去を対象としたが、本実施形態では上記実施形態と同様の原理を用いてＦＩＤアーチファクト以外のアーチファクト、例えば血流アーチファクトを除去する。

血流のように動いているものを撮像した場合、図１４に示すように、展開後の画像に位相エンコード方向に位置がずれたアーチファクトが発生する。これは、血流のように動いているものは、異なる位置で位相エンコードされるため、位相エンコード方向にずれた位置に結像するからである。この血流アーチファクトが発生している部分のアーチファクトの位相は、本来の画像における血管部分（血流部分）の位相と同一であるので、本実施形態では、血管部分の画像データを用いてアーチファクト位相を推定する。

本実施形態においても画像処理部２０の構成は、基本的に第一実施形態或は第二実施形態と同様であるが、パラレルイメージング及びＰＩ演算は必須ではなく、その場合、ＰＩ部は画像再構成部と置き換えるものとする。以下、第一実施形態の構成を用いて本実施形態の画像処理部の処理を説明する。ただし、本実施形態では、血管部分を特定するために、画像処理部２０はユーザーによる血管分の指定を受付け（不図示のＲＯＩ設定部の機能）、それをＲＯＩとして処理を行う。

［画像の表示とＲＯＩ設定］（Ｓ９１、Ｓ９２）
まず各受信コイルで受信した画像を用いて、ＰＩ部２１がＰＩ演算を行い、展開画像を生成する（Ｓ９１）或は画像再構成部が画像を再構成する。画像処理部２０は生成した展開画像をディスプレイ１５２に表示させるとともに操作部１５３が操作するためのＧＵＩを表示させる（Ｓ９２）。ユーザーが例えば表示された展開画像で血流アーチファクトを確認し、そのもとになっている血管及びアーチファクトを指定すると、アーチファクト除去部２３はその指定を受付け、指定されたＲＯＩについて画像信号の位相及びアーチファクトの位相を算出する。

［画像信号及びアーチファクトの位相の算出］（Ｓ９３、Ｓ９４）
画像信号の位相の算出（Ｓ９３）は、第一実施形態と同様であり、画像信号位相算出部２３１が展開画像を逆フーリエ変換したｋ空間データの一部（中央領域）を用い、中央領域以外をゼロフィルしてフーリエ変換を行い画像データとする。この画像データのうちＲＯＩ設定部が受付けたＲＯＩについて画像信号の位相θを算出する（図７：Ｓ７３、Ｓ７５）。

アーチファクトの位相は、本来の血管Ｖの部分の位相とそのアーチファクトの位相は同一であるので、アーチファクト位相算出部２３３は、展開画像をそのまま用いて、展開画像においてＲＯＩ設定部が受付けた本来の血管Ｖの部分位相を算出し、これをアーチファクトの位相φとする（Ｓ９４）。

ついで信号値算出部２３５は、第一実施形態と同様に、画像信号の位相θ、アーチファクトの位相φ及び展開画像の信号（信号値｜Ｓ｜及び位相ψ）を用いて前掲の式（１）により、設定されたＲＯＩ内の本来の画像の信号値｜Ｔ｜を算出し（Ｓ９５）、ＲＯＩ内の展開画像の信号｜Ｓ｜をこの信号｜Ｔ｜で置き換えて補正する。これにより血流アーチファクトが除去された展開画像が得られる。

なお以上の説明では、第一実施形態の手法によりアーチファクト除去を行ったが、第二実施形態のように、サブコイル毎の展開前のデータに対しアーチファクト除去を行った後、折り返しを展開する演算を行うことも可能である。またここでは血流アーチファクトの除去のみを説明したが、平行して図７、図１０あるいは図１２に示すフローに従ってＦＩＤアーチファクトの除去を行うことも可能であり、その際、演算の途中で生成され、且つ両方の処理（ＦＩＤアーチファクト除去及び血流アーチファクト除去）に共有できるデータは一つのデータを複数の処理で共有してもよい。

本実施形態によれば、血流アーチファクトについてもＦＩＤアーチファクトと同様の手法で除去することができ、パラレルイメージングの適用範囲を広げることができる。

以上、本発明のＭＲＩ装置とその画像処理部が実行する画像処理方法、主としてアーチファクト除去方法を説明したが、本発明の画像処理は、ＭＲＩ装置に備えられた画像処理部のみならず、ＭＲＩ装置とは独立した画像処理装置で行ってもよく、そのような画像処理装置も本発明に包含される。

１０：撮像部、１１：静磁場発生系、１２：傾斜磁場発生系、１３：送信系、１４：受信系、１５：信号処理系、１６：シーケンサ、２０：画像処理部、２１：ＰＩ演算部、２３：アーチファクト除去部、２５：変換部、２７：画像差分部、３０：制御部、５０：ＣＰＵ、１００：ＭＲＩ装置、２３１：画像位相算出部、２３３：アーチファクト位相算出部、２３５：信号値算出部、２５１：第一変換部、２５２：第二変換部、２５３：第三変換部、２５４：第四変換部、２５５：画像再構成部

Claims (15)

1. 静磁場空間に配置された被検体から核磁気共鳴信号を取得する撮像部と、前記撮像部が取得した核磁気共鳴信号及び当該核磁気共鳴信号から再構成した画像を処理する画像処理部と、を備え、
   前記画像処理部は、前記撮像部がスピンエコー系シーケンスにより計測した核磁気共鳴信号を処理し、画像を再構成する画像再構成部と、前記核磁気共鳴信号から再構成した画像に生じるアーチファクトを除去するアーチファクト除去部とを備え、
   前記アーチファクト除去部は、前記核磁気共鳴信号を用いて再構成した画像から被検体の画像信号の位相を算出する画像位相算出部と、アーチファクト部分の位相を算出するアーチファクト位相算出部と、前記画像位相算出部が算出した画像信号の位相と前記アーチファクト位相算出部が算出したアーチファクトの位相とを用いて、アーチファクトを除去した被検体の画像信号の信号値を算出する信号値算出部と、を備えた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、
   前記画像処理部は、パラレルイメージングによって複数の受信コイルで計測した核磁気共鳴信号を処理し、パラレルイメージングに起因する画像の折り返しが展開された画像を作成するパラレルイメージング演算部をさらに備え、
   前記アーチファクト除去部は、前記パラレルイメージング演算部により画像の折り返しが展開される前の画像又は折り返しが展開された画像に対しアーチファクト除去を行うことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
3. 請求項２に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
   前記アーチファクト除去部は、前記パラレルイメージング演算部が作成した展開画像をｋ空間データに変換する第一変換部と、前記第一変換部により得たｋ空間データのうち一部を用いて画像データへの変換を行う第二変換部、をさらに備え、
   前記画像位相算出部は、前記第二変換部が変換して得た画像データから前記画像信号の位相を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
4. 請求項２に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
   前記アーチファクト除去部は、前記パラレルイメージング演算部が作成した折り返し展開画像をｋ空間データに変換する第一変換部をさらに備え、
   前記アーチファクト位相算出部は、前記第一変換部が変換したｋ空間データのうち、周波数方向の端部から１／２未満までの領域のデータを用いて画像データへの変換を行い、前記変換した画像データを用いて、アーチファクトの位相を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
5. 請求項２に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
   前記アーチファクト除去部は、前記パラレルイメージング演算部が作成した展開画像をｋ空間データに変換する第一変換部と、
   前記第一変換部が変換したｋ空間データのうち一部を用いて画像データへの変換を行う第二変換部と、
   前記第一変換部が変換したｋ空間データのうち、周波数方向の端部から１／２未満までの領域のデータを用いて画像データへの変換を行う第三変換部と、
   をさらに備え、
   前記画像位相算出部は、前記第二変換部が変換した画像データから前記画像信号の位相を算出し、
   前記アーチファクト位相算出部は、前記第三変換部が変換した画像データを用いて、前記アーチファクトの位相を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
6. 請求項２に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
   前記アーチファクト除去部は、前記画像再構成部が、複数の受信コイルで計測した核磁気共鳴信号を用いて、受信コイル毎に生成した折り返しを生じた画像を用いて、各受信コイルの画像毎に、アーチファクトを除去した被検体の信号を算出し、
   前記パラレルイメージング演算部は、前記アーチファクト除去部が算出したアーチファクト除去後の被検体の信号を用いて、折り返しを展開した画像を作成することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
7. 請求項６に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
   前記アーチファクト位相算出部は、前記複数の受信コイルそれぞれについて、受信コイルで計測した核磁気共鳴信号からなるｋ空間データから再構成した画像と、前記ｋ空間データのうち中央領域のデータから再構成した画像との差分画像からアーチファクトの位相を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
8. 請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
   前記画像位相算出部は、前記画像の位相分布をフィッティングまたは補間により滑らかな曲線にし、フィッティングまたは補間された位相を前記画像信号の位相と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、
   前記アーチファクトは、スピンエコー系シーケンスの１８０度パルスに起因するＦＩＤ（自由減衰信号）アーチファクトであることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
10. 請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記核磁気共鳴信号から再構成した画像について、関心領域の設定を受付けるＲＯＩ設定部をさらに備え、
    前記アーチファクト除去部は、前記ＲＯＩ設定部が受付けた関心領域について、アーチファクトを除去した信号の算出を行うことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
11. 請求項１０に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記アーチファクトは、血流に起因する血流アーチファクトであり、
    前記関心領域は、血管部であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
12. 磁気共鳴撮像装置のスピンエコー系シーケンスによって計測した核磁気共鳴信号から再構成した画像に生じるアーチファクトを除去するステップを含む画像処理方法であって、
    前記アーチファクトを除去するステップは、前記核磁気共鳴信号を用いて再構成した画像から被検体の画像信号の位相を算出するステップと、アーチファクト部分の位相を算出するステップと、算出した画像信号の位相及びアーチファクトの位相を用いて、アーチファクトを除去した被検体の画像信号の信号値を算出するステップとを含むことを特徴とする画像処理方法。
13. 請求項１２に記載の画像処理方法であって、
    前記核磁気共鳴信号は、複数の受信コイルを用いたパラレルイメージングによって計測した核磁気共鳴信号であり、パラレルイメージングに起因する画像の折り返しを展開するステップをさらに含み、
    前記アーチファクトを除去するステップは、前記画像の折り返しを展開するステップによって得られた展開画像をｋ空間データに変換するステップと、変換後のｋ空間データの一部を用いて画像データに再変換するステップとを含み、再変換された画像データを用いて位相を算出するステップを含むことを特徴とする画像処理方法。
14. 請求項１２に記載の画像処理方法であって、
    前記核磁気共鳴信号は、複数の受信コイルを用いたパラレルイメージングによって計測した核磁気共鳴信号であり、パラレルイメージングに起因する画像の折り返しを展開するステップをさらに含み、
    前記アーチファクトを除去するステップを、前記画像の折り返しを展開するステップに先立って行い、
    前記アーチファクトを除去するステップは、前記複数の受信コイルのそれぞれについて、計測した核磁気共鳴信号を用いて、画像信号の位相及びアーチファクトの位相を算出することを特徴とする画像処理方法。
15. 請求項１２に記載の画像処理方法であって、
    前記アーチファクトの除去を行うステップは、前記核磁気共鳴信号を用いて再構成した画像から特定の関心領域を設定するステップと、当該関心領域の信号を用いてアーチファクト部分の位相を算出するステップと、前記再構成した画像から画像信号の位相を算出するステップと、算出した画像信号の位相及びアーチファクトの位相を用いて、アーチファクトを除去した被検体の画像信号の信号値を算出するステップとを含むことを特徴とする画像処理方法。

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