JP7723233B2 - 長い１回のエコー時間のｍｒｉ収集からの体内位相マップを用いたｂ０磁場不均一性推定 - Google Patents

Description

［優先権の主張］
本願は、２０２０年１２月１４日出願の米国仮出願６３／１２４，９１１の優先権を主張する。この出願の内容はここに援用される。

磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）のＢ０磁場不均一性の推定に関し開示する。

ＭＲＩ（磁気共鳴画像法）が患者の画像を収集するために用いられるが、得られる画像の質は、様々なアーチファクトによって損なわれることがある。例えば、磁場（例えばＢ０磁場）の不均一は、ゆがみやぼやけのアーチファクトを引き起こす。画像収集のエコー時間（ＴＥ）が増加すると、アーチファクトはより深刻になる。

アーチファクトを補正することにより画質を向上させることができる。例えば、Ｂ０磁場の不均一性の影響を理解することにより、不均一性によって生じるアーチファクトを減らすことができる。場合によっては、患者画像に加えてＢ０磁場マップが収集され、アーチファクトの補正に使用される。これらのアプローチはエラーを起こしやすく、重ねてのフルスキャンを必要とし、ただでさえ長い検査時間を増加させる。スキャンの解像度を落とし、これによりＢ０磁場マップの解像度を落として、長くなる検査時間を短くすると、十分なエラー補正能力が得られない結果となる。

前置きとして、以下に説明する好ましい態様は、Ｂ０磁場不均一性を推定する方法とシステムを含む。高解像度でＢ０磁場不均一性を推定するために１回の収集を用い、収集にかかる時間を短縮し、エラーの原因を回避する。

第１の態様は、ＭＲ（磁気共鳴）データからＭＲ画像を生成する方法であり、この方法は、プロセッサがＭＲデータを受信する過程と、プロセッサがＭＲデータに変換を適用し、この適用の結果がＭＲデータの画像空間表現である、過程と、プロセッサが、ＭＲデータの画像空間表現のラップされた（折り込んだ）位相マップを確定する過程と、プロセッサが、ラップされた位相マップに基づいてアンラップされた（復元された）位相マップを取得する過程と、プロセッサが、アンラップされた位相マップをＢ０磁場マップにスケーリングし、このスケーリングがＭＲデータの位相に対するＢ０磁場不均一性の影響のみに基づいている、過程と、プロセッサが、ＭＲデータに基づいてＭＲ画像を再構成する過程と、プロセッサが、Ｂ０磁場マップに基づいてＭＲ画像を補正する過程と、プロセッサが、ＭＲ画像を出力する過程とを含む。

本方法は、プロセッサが、仮想のコイル組み合わせ方をＭＲデータの画像空間表現に適用する過程を含むことができる。ラップされた位相マップは、ＭＲデータの画像空間表現に適用された仮想のコイル組み合わせ方に基づいて確定することができる。本方法は、プロセッサが、ＭＲデータの画像空間表現に基づいて強度画像を確定する過程を含むことができる。本方法は、プロセッサが、ＭＲデータの画像空間表現に二乗和演算を適用する過程を含むことができる。強度画像の確定は、ＭＲデータの画像空間表現に適用された二乗和演算に基づくものとできる。アンラップされた位相マップの取得は、強度画像に基づくものとできる。本方法は、プロセッサが、強度画像に基づいてマスク画像を生成する過程と、プロセッサが、マスク画像をＢ０磁場マップに適用する過程とを含むことができる。ＭＲデータの位相に対する、加熱、動き、高周波パルス不均一性、コイル感度、及び渦電流の関与、又はこれらが組み合わさった関与は、スケーリングにおいて表現されない。ＭＲデータは臨床収集から受信され、ＭＲ画像の補正は、その臨床収集だけのＢ０磁場マップに基づく。アンラップされた位相マップのスケーリングは、ΔＢ０＝φ／２πＴＥとするＢ０磁場マップの近似に基づくものとすることができる。ＭＲデータは、非直交型（non-Cartesian）の収集方式から取得され得る。ＭＲデータは、少なくとも２０ｍｓのエコー時間、約３Ｔの磁場強度、又はこれらの組み合わせで取得することができる。本方法は、さらに、プロセッサが、Ｂ０磁場不均一性の周波数領域を超える信号を除去するローパスフィルタをＢ０磁場マップに適用する過程を含むことができる。変換は不均一変換であり得る。

第２の態様は医用撮像システムであり、ＭＲ（磁気共鳴）撮像装置と、プロセッサと、メモリとを含む。メモリは実行可能な命令を記憶し、該命令は、ＭＲ撮像装置からＭＲデータを受信し、ＭＲデータに変換を適用し、この適用の結果がＭＲデータの画像空間表現であり、ＭＲデータの画像空間表現のラップされた位相マップを確定し、ラップされた位相マップに基づいてアンラップされた位相マップを取得し、アンラップされた位相マップをＢ０磁場マップにスケーリングし、このスケーリングは、Ｂ０磁場マップに対する二次的なアーチファクト源によるＭＲデータへの作用を無視し、ＭＲデータに基づいてＭＲ画像を再構成し、Ｂ０磁場マップに基づいてＭＲ画像を補正し、ＭＲ画像を出力する、ように機能する。

本システムのメモリは、仮想のコイル組み合わせ方をＭＲデータの画像空間表現に適用するように機能する命令を記憶することができる。ラップされた位相マップは、ＭＲデータの画像空間表現に適用された仮想のコイル組み合わせ方に基づいて確定される。本システムのメモリは、ＭＲデータの画像空間表現に基づいて強度画像を確定するように機能する命令を記憶することができる。本システムのメモリは、二乗和演算をＭＲデータの画像空間表現に適用するように機能する命令を記憶することができる。強度画像は、ＭＲデータの画像空間表現に適用された二乗和演算に基づいて確定される。アンラップされた位相マップは、強度画像に基づいて取得される。本システムのメモリは、強度画像に基づいてマスク画像を生成し、該マスク画像をＢ０磁場マップに適用するように機能する命令を記憶することができる。

第３の態様は、プロセッサ実行可能なプロセスステップを記憶した非一時的コンピュータ可読媒体であり、プロセッサがプロセスステップを実行するシステムは、ＭＲ撮像装置から臨床ＭＲデータを受信し、臨床ＭＲデータに変換を適用し、この適用の結果が臨床ＭＲデータの画像空間表現であり、ＭＲデータの画像空間表現のラップされた位相マップを確定し、ラップされた位相マップに基づいてアンラップされた位相マップを取得し、アンラップされた位相マップをＢ０とエコー時間との間の線形関係に従ってＢ０磁場マップにスケーリングし、臨床ＭＲデータに基づいてＭＲ画像を再構成し、Ｂ０磁場マップに基づいてＭＲ画像を補正し、ＭＲ画像を出力する。

本発明は特許請求の範囲によって定義され、本欄は、特許請求の範囲を限定するものではない。本発明のさらなる態様及び利点については、好適な実施形態と併せて以下において説明し、個別に又は組み合わせて請求され得る。

構成要素及び図面は、必ずしも等倍ではなく、むしろ、本発明の原理を説明するべく強調されている。さらに、図面において、同一の参照符号は、各図を通して同様のものを指している。
ＭＲ（磁気共鳴）画像を生成する方法の実施形態を例示する。 Ｂ０磁場マップに基づく補正を伴う画像の再構成に関するフローチャートの実施形態を例示する。 位相マップとＢ０磁場マップを例示する。 様々な位相マップを例示する。 様々な磁化率強調画像を例示する。 医用撮像システムの実施形態を例示する。

Ｂ０磁場の患者起因の不均一性は、画像収集においてゆがみやぼやけなどのアーチファクトを引き起こす可能性がある。アーチファクトは、例えば、磁化率強調撮像（ＳＷＩ）及び／又はＴ２＊グラジエントエコー（ＧＲＥ）撮像の場合など、長いエコー時間での収集に関してより顕著である。

ＳＷＩは、静脈血に対する感度がより高いため、高解像度脳静脈造影（例えば、外傷性脳損傷の診断）に用いられる。磁化率情報を強調するために、ＳＷＩで長いエコー時間（例えば２０～４０ｍｓ）が用いられる。しかしながら、長いエコー時間で収集されたＳＷＩデータは、幾何学的なゆがみ及び画像のぼやけといった、増幅されたオフ共鳴のアーチファクトを含み得る。オフ共鳴アーチファクトを補正することで、ＳＷＩの採用を広げられる。

さらに、アーチファクトは、経時的な撮像勾配に影響を及ぼすことで、リードアウト方向にわたって蓄積される。（ＳＷＩ及び／又はＴ２＊ＧＲＥで使用される）非直交型（non-Cartesian）サンプリングパターンでは、その蓄積によってデータにおけるアーチファクトの深刻度が増す。非直交型サンプリングパターンは、例えば圧縮センシング再構成で使用した場合に、より良好な空間解像度とより迅速な収集を可能にする。アーチファクトを補正することにより、非直交型サンプリングパターンの採用を広げられる。

一部の例では、不均一性に起因するアーチファクトがＢ０磁場に関する情報に基づいて補正される。アーチファクトを補正する方法の中には、患者に関する主要な臨床収集に加えて追加の低解像度ＭＲ収集を利用してＢ０磁場マップ（ΔＢ０）を確定する過程を含むものもあり、これは、別々のエコー時間を使用した全部で２つのボリュメトリック収集を必要とする。

別々のエコー時間（例：ＴＥ１とＴＥ２、ＴＥ１＞ＴＥ２）で収集した２つのボリュームのそれぞれのボクセルにおける位相マップ（φ１とφ２）からΔＢ０を求めるには、以下の式を用いる。
φ１＝φ０＋２π×ΔＢ０×ＴＥ１
φ２＝φ０＋２π×ΔＢ０×ＴＥ２
変形して
ΔＢ０＝（φ１－φ２）／（２π×（ＴＥ１－ＴＥ２））

φ０項は、加熱、動き、高周波パルス不均一性、コイル感度、及び渦電流など、Ｂ０磁場を越える他のソースの位相に対する作用を加える。Ｂ０磁場マップはＢ０磁場の不均一性を示しており、不均一性によって生じるアーチファクトを補正することを可能にする。しかし、追加収集が、患者に対する総検査時間を増やすことになる。さらに、この方法は、患者がＢ０磁場マップ収集と臨床収集との間で動いてしまった場合、補正にエラーを生じやすい。

１回のエコー収集のみ（例えば、患者からの収集だけ）に基づいてＢ０磁場マップを近似することによって、追加収集が回避され及び／又は検査時間が短縮される。Ｂ０磁場マップは、１回の収集（例えばＳＷＩ収集）からの位相画像だけに基づいて近似される。Ｂ０磁場マップの確定に２回の収集を用いる場合、２回目の収集はより低い解像度である。１回の収集を用いてＢ０磁場マップを推定するのであれば、高い空間解像度、スキャン間の動きに対するロバスト性、及び画像再構成時間への最小限の影響により利益を得られる。

一部の例では、追加収集を避けるために、ΔＢ０磁場マップが臨床収集から推定される。例えば、グラジエントベースの方法又はグリッドサーチ法を用いることができる。しかしながら、これらの方法には、Ｂ０磁場の推定が不十分、補正性能が不十分、長い推定時間という課題がある。

臨床収集からＢ０磁場マップを推定する別の方法は、（１回の収集から）観測された位相の主成分がΔＢ０とＴＥに線形的に関係するという原理に基づいている。一部の例では、非ΔＢ０項（例えば、加熱、動き、高周波パルス不均一性、コイル感度、及び渦電流などの、Ｂ０磁場不均一性に対する二次的なエラー源）の相対的影響は、有意（重大）ではない。長いエコー時間の場合、位相マップに関与する二次的発生源は、Ｂ０不均一性によって起きる関与に比べて無視できると考えられる。例えば、３Ｔの磁場強度及び２０ｍｓ以上のエコー時間での収集といった条件がＳＷＩ収集に適している。０．６ｍｍ等方性で生成される推定されたＢ０磁場マップは、１回の収集から３分以内に推定され、２回目の収集から確定されるＢ０磁場マップと比較して、アーチファクト補正に関し同等の性能を提供する。したがって、診断又は臨床目的で患者の画像を再構成し形成するために使用される収集は、Ｂ０磁場マップの推定にも使用される。

上述のように、φ０項は、加熱、動き、高周波パルス不均一性、コイル感度、及び渦電流などの二次的発生源によって引き起こされるアーチファクトの作用を加える。例えば、渦電流は、適切に設計され及び／又は較正されたＭＲスキャナでは弱い。これらのアーチファクトの二次的発生源は、ある種の撮像パラメータ（例えば、中間磁場強度での長いＴＥ）に対して無視されるので、Ｂ０磁場マップは次のように近似される。
ΔＢ０＝φ／２πＴＥ

大きな（まとまった）動きなどの画像アーチファクトのさらなる発生源は、無視できない場合があり、Ｂ０磁場マップ補正を超える他の技術によって補正される。ＲＦ磁場の放出及び受信によって引き起こされる画像アーチファクトは、それぞれ個別に制限され補正可能である。全体として、φ０項に対するこれらの関与は、２πＴＥΔＢ０（Ｂ０磁場不均一性の作用）よりも１５～２０倍程度低く、例えば少なくとも２０ｍｓのＴＥで３Ｔである。したがって、φ０項を取り除くことができると共に、それに応じてＢ０磁場マップの近似が実施され得る。

φ０項を考慮せずにＢ０磁場マップを近似することは、医療従事者、患者、病院に顕著な利益をもたらす。例えば、近似後のＢ０磁場マップは、２回の収集からＢ０磁場マップを確定する場合と同等の性能で、追加の収集を使わずに取得できる。一例では、２分４３秒の２回の収集からＢ０磁場マップが確定される一方、２分５５秒の１回の臨床収集からＢ０磁場マップが近似される。さらに、近似後のＢ０磁場マップは、２回の収集から確定されたＢ０磁場マップで得られる補正と同等の画像補正を生成することができる（一例を図５に示す）。加えて、近似後のＢ０磁場マップの解像度は対応する収集と同じであり、２回収集Ｂ０磁場マップと比較して、より高い忠実度の補正を可能にする。２回収集方式を用いて高解像度のＢ０磁場マップを確定する場合、収集時間がよりいっそう長くなる。実際、２回収集Ｂ０磁場マップ確定の解像度と収集時間との間の兼ね合いは、実用上では非常に低い解像度のＢ０磁場マップにつながり、このために、画像再構成に際してのアーチファクト補正が不十分となる。ここに開示されているように、１回の収集を使用してＢ０磁場マップを近似することは、これらの側面をそれぞれ改善する。

一つの適用例において、医用画像スキャナと再構成ワークフローとは、１回収集方式を使用して遡及的Ｂ０磁場近似を提供し、臨床収集時にＢ０磁場補正が実施されなかった過去の画像収集を補正する。本願は、長いエコー時間での収集であるけれども臨床撮像時にΔＢ０が収集されない／収集されなかったΔＢ０アーチファクトにセンシティブなシーケンスに顕著な利益をもたらす。

図１は、磁気共鳴画像を生成する方法を説明している。より多くの、より少ない、又は異なる過程も実行され得る。場合によっては、過程１０９、過程１１１、過程１１３、及び／又は過程１２１の１つ以上を省略してもよい。過程は、図示とは異なる順序でも実施可能である。例えば、過程１０７及び／又は過程１１１は、過程１０３から直接進むことができる。別の例では、過程１１９は、過程１１５から直接進むことができる。別の例では、過程１２３は、過程１１９から直接進むことができる。別の例では、過程１２１は、過程１０３の一部として実施可能であるし、過程１０３から直接進むことも可能である。メモリと接続するプロセッサは、過程の１つ以上を実行するように構成される。例えば、図６のプロセッサ６０３とメモリ６０５は、図１の過程の１つ以上を実行するように構成される。過程について、追加の、異なる、又は代替の側面が以下に図２と関連して説明される。

過程１０１において、ＭＲデータを受信する。ＭＲデータは、ＭＲ撮像デバイスなどの医用撮像装置から受信することができる。ＭＲデータは、Ｂ０磁場マップを確定するために実施される追加の収集ではなくて、臨床ＭＲ収集において生成される。臨床収集は、患者組織の撮像に適したパラメータをもつ収集である。例えば、臨床収集は、Ｂ０磁場を観察するためにその次に行われる収集に比べて、長いエコー時間を有する。このように、Ｂ０磁場マップは、重ねての収集ではなくて、臨床収集ＭＲデータのみに基づいて近似される。ＭＲデータは、図２のｋ空間データ２０１のようなｋ空間データである。

一部の例では、ＭＲデータは、ＳＷＩその他の長いエコー時間（例えば２０ｍｓ以上）のプロセスに従って収集される。ＭＲデータは、直交（Cartesian）座標系又は非直交（non-Cartesian）座標系で収集される。一例において、ＭＲデータは、少なくとも２０ｍｓのエコー時間及び／又は約３Ｔの磁場強度で取得される。別の例では、エコー時間が３０ｍｓである。また別の例では、磁場強度が例えば１．５Ｔなど３Ｔ未満である。他の例では、磁場強度が例えば７Ｔなど３Ｔよりも大きい。

過程１０３において、随伴変換がＭＲデータに適用される（例えば、随伴変換２０３）。変換は、入力としてｋ空間ＭＲデータを受信する。この変換を適用した結果がＭＲデータの画像空間表現となる。一例では、変換は、不等間隔高速フーリエ変換（ＮＵＦＦＴ）である。ｋ空間からオブジェクト又は画像空間を再構成する際に使用される他の変換を使用することができる。

過程１０５において、仮想のコイル組み合わせ方が、ＭＲデータの画像空間表現（変換）に適用される（例えば、組み合わせ２０５）。仮想のコイル組み合わせ方は、ＭＲデータのＭＲ信号受信にコイルのアレイを使用する場合に適用することができる。一部の例では、過程１０７において確定されるラップされた位相マップ（例えば、ラップされた位相マップ２０７）が、仮想のコイル組み合わせ方に基づいて確定される。他の例では、別の組み合わせ方を用いて、ＭＲデータの画像空間表現からラップされた位相マップを確定する。仮想のコイル組み合わせ方は、ＭＲデータを収集するために使用されるＭＲコイルの挙動を記述する。このようにして、仮想のコイル組み合わせ方は、磁気共鳴信号の位相に関する情報を画像空間表現から取得することを可能にする。画像空間表現から確定されるラップされた位相マップ（例えば、仮想のコイル組み合わせ方又は別の組み合わせ方の適用で）は、位相情報を集める又は表現する。信号の位相は例えば－πから＋πの範囲に拘束されるので、ラップされた位相の「ラップされた」という表現が使われる。ラップされた位相マップにおいて、測定された位相の値が範囲外の場合、その値は範囲内に収まるように修正される。位相情報を範囲内にラッピングする結果が、図２、図３、図４の位相マップにおいて鮮明な局所コントラスト帯域によって示されている。

コイルを１つ使用してＭＲデータを収集する場合、ラップされた位相マップはＭＲデータから直接確定される。例えば、ラップされた位相マップは、仮想のコイル組み合わせ方などの組み合わせ方を適用せずとも取得される。

過程１０９において、二乗和手法（例えば、手法２０９）が、ＭＲデータの画像空間表現に適用される。一部の例では、過程１１１において確定される強度画像（例えば、強度画像２１１）は、二乗和手法、又はＭＲデータの画像空間表現に適用される他の手法に基づく。強度画像は、ＭＲデータ収集のボクセルから受信されたＭＲ信号の強さを表現するか示す。このように強度画像は、ラップされた位相マップに加えて、ＭＲデータの画像空間表現の別の側面を示す。

過程１１３において、マスク画像（例えば、マスク画像２１３）が、強度画像に基づいて生成される。マスク画像は、臨床判定及び／又は再構成画像の修正で不適切な又は好ましくない撮像ボリュームの一部を除去する。例えば、脳組織又は脈管構造が具体的対象である場合、マスク画像は、頭蓋骨のような目標とは関係のないオブジェクトを表現するＭＲデータの部分を除去する。

過程１１５において、アンラップされた位相マップが（例えば、アンラッピング２１５によって）生成される。アンラップされた位相マップは、少なくともラップされた位相マップに基づいて、一部の例ではラップされた位相マップと強度画像とに基づいて、取得される。例えば、ラップされた位相マップは、先に推定された画像の強度によって重み付けしたポアソン方程式を解くことによって、アンラップされる。ポアソン方程式を解くことにより、例えば－πから＋πの範囲に拘束されていない位相の値を求めることができる。アンラッピング処理により、位相の値は、指定範囲に拘束されないものとして確定されるので、位相の局所的及び全体的な分散が、より正確により詳細に示される。拘束を外した位相の値により、結果として得られるＢ０磁場マップに基づいて正確な補正が可能になる。

過程１１７において、マスク画像が、位相アンラップされた位相マップに（例えば、アンラッピング２１５において又はその一部として）適用される。アンラップされた位相マップにマスク画像を適用すると、アンラップされた位相マップの好ましくない部分や不適切な部分が除去される。このように、強度画像（マスク画像の基礎）を使用して、Ｂ０磁場マップを作成するために使用する位相情報に焦点を合わせることができる。

過程１１９において、アンラップされた位相マップをスケーリングして、Ｂ０磁場マップ（例えば、Ｂ０磁場マップ２２１）を取得する。スケーリングは、例えば、スケーリング２１７に関して説明してあるように進められる。上述したように、ＭＲデータのアーチファクトは、Ｂ０磁場の不均一性と二次的発生源によって引き起こされる。しかし、ＭＲデータのアーチファクトに対するＢ０磁場不均一性の関与のみに焦点を当てることによって、Ｂ０磁場マップは、ＭＲデータのボクセルに関する位相の値と臨床収集のエコー時間との間の線形関係に基づいて確定される。エコー時間に基づいて、各ボクセルがボクセルに関する位相の値に従って「スケーリング」され、ボクセルにおけるＢ０磁場に関する局所値が与えられる。ボクセルにおけるＢ０磁場の値は、Ｂ０＝φ／２πＴＥに従って求めることができる。Ｂ０磁場マップは、各ボクセル（又は少なくとも対象のボクセル）に関する局所Ｂ０値を組み合わせることによって確定される。

過程１２１において、フィルタがＢ０磁場マップに適用される（例えば、フィルタ２１９に関して説明されるように進行する）。フィルタは、例えばローパスフィルタである。フィルタは、Ｂ０磁場不均一性によるＭＲデータへの関与を保ちながら、Ｂ０磁場マップにおける磁化率によるＭＲデータへの関与を除去する。例えば、磁化率の関与はスペクトル領域の１つの区域に分布し、フィルタは、当該磁化率関与を除去すると同時に該領域の区域の外の信号を除去する。Ｂ０磁場マップにおける磁化率の関与を除去することにより、Ｂ０不均一性による関与のみが再構成画像から除去され、磁化率は補正画像中に存在する。

過程１２３において、ＭＲ画像がＭＲデータから再構成される（例えば、図２のセクションＣの再構成及び／又は再構成２２３の再構成に従って）。画像再構成プロセスは、Ｂ０磁場マップを推定するために使用されるのと同じＭＲデータ、ｋ空間ＭＲデータから進められる。非フーリエ演算などの変換が、ｋ空間データを画像空間とするために使用される。再構成される画像は、Ｂ０磁場不均一性などの様々な発生源からのアーチファクトに影響される。アーチファクトは、過程１２５におけるように、再構成画像にＢ０磁場マップを適用することによって補正される。補正の出力は、例えば、補正ボリューム２２５である。ボクセルにおける局所Ｂ０磁場値を用いて、同一ボクセルにおける再構成画像の磁気強度を重み付けすることができる。この重み付けを通して、ボクセルにおける観測値をスケーリング（増減）し、撮像ボリューム全体にわたって均一でないＢ０磁場の影響を除去する。

過程１２７において、ＭＲ画像が出力される。ＭＲ画像は、１つ以上のあて先へ出力される。例えば、ＭＲ画像は、ストレージデバイス（メモリ６０５又は他のリポジトリなど）、ＭＲシステム、及び／又はディスプレイ（ディスプレイ６１１など）に送られる。再構成されたＭＲ画像は、ボリュームを再構成して再構成ボリュームから画像をボリュームレンダリングするなど、再フォーマットされる。

図２は、Ｂ０磁場マップに基づく補正で画像を再構成するフローチャートを示している。図１の各過程は、図２の過程の、追加の、異なる、又は代替の側面も記述する。セクションＡにおいて、臨床ＭＲ収集によるｋ空間データ２０１から位相マップが取得される。セクションＢにおいて、収集時のＢ０磁場の不均一性を表すＢ０磁場マップを近似するように、位相マップをスケーリングし、一部の例では、フィルタを適用する。セクションＣにおいて、画像（例えば、三次元画像）がＭＲデータから再構成され、近似されたＢ０磁場マップに基づいて補正される。

ｋ空間データ２０１（例えば、臨床収集からのＭＲデータ）が、例えば過程１０１に関して説明するように、受信される。セクションＡで始まり、例えば、過程１０３、過程１０５、過程１０７、過程１０９、及び／又は過程１１１の１つ以上に関して説明するように、密度補償されたｋ空間データ２０１の随伴２０３を計算することによって、強度画像２１１及び／又はラップされた位相マップ２０７が取得される。随伴ＮＵＦＦＴ２０３が示されているが、他の変換（離散フーリエ変換、高速フーリエ変換、部分（高速）フーリエ変換など）も使用され得る。さらに、仮想のコイル組み合わせ方２０５及び二乗和演算２０９が示されているが、ＭＲデータ内のコイルチャンネルに関する他の組み合わせ方（適応コイル組み合わせ又は磁化率マップなど）及び他の演算を、それぞれ使用することもできる。

セクションＢにおいて、推定（近似）されたＢ０磁場マップ２２１が、アンラッピング２１５、スケーリング２１７、及び／又はローパスフィルタ２１９によって生成される。アンラッピング２１５を通して、アンラップされた位相マップは、例えば、過程１１５に関して説明するように、ラップされた位相マップ２０７から確定される。ラップされた位相マップは、先に推定された画像２１１の強度によって重み付けされたポアソン方程式を解くことによって、アンラップ２１５される。随伴２０３で推定された強度画像２１１及び関連するマスク２１３が、位相アンラッピングアルゴリズム２１５の重み付け及び安定化のために使用される。セクションＢのアンラッピング過程２１５は、ラップされた位相マップ２０７、強度画像２１１、及び一部の例でマスク画像２１３を入力として受信するが、別のアンラッピング手法２１５を使用してもよい。一例において、強度画像２１１及び／又はマスク画像２１３を用いることなく、ラップされた位相マップをアンラップするアンラッピング手法２１５を使用する。例えば、ラプラスの方法や、Speedy rEgion-Growing Algorithm for Unwrapping Estimated Phase method（ＳＥＧＵＥ）を、ラップされた位相マップ２０７をアンラップするために適用することができる。

アンラップされた位相マップは、ボクセルに関するＢ０の値と、ボクセルに関する位相の値と、ｋ空間データ２０１収集のエコー時間との間の関係に基づいて、線形的にスケーリング２１７される。例えば、ボクセルに関するＢ０磁場の値は、Ｂ０＝φ／２πＴＥに従って求めることができる。高周波をフィルタリングするために、ハニングフィルタなどのローパスフィルタ２１９を、スケーリング後のＢ０磁場マップに適用することができる。ローパスフィルタ２１９は、ＳＷＩの対象である再構成及び補正画像２２５におけるＭＲデータへの磁化率関与の抑制を妨げる。結果的に得られるＢ０磁場マップ２２１の近似を用いて、ｋ空間データ２０１から再構成された画像においてアーチファクトを補正する。

セクションＣにおいて、ｋ空間ＭＲデータ２０１に基づいて画像を再構成２２３する。再構成２２３は、過程１２３に関して説明するように進められる。一部の例では、非フーリエ演算を用いて、ｋ空間ＭＲデータ２０１からＭＲ画像を再構成する。ただし、再構成画像はアーチファクトを受けやすい。アーチファクトは、画像空間の中で、図１の１つ以上の過程に従って推定されるＢ０磁場マップのような推定されたＢ０磁場マップ２２１を適用することによって、補正される。補正後、補正された撮像ボリューム２２５が取得される。

ＳＷＩについては、ＳＷ画像を得るために、補正後のボリューム２２５に対して追加のステップ２３１が実施される。一例をあげると、補正後のボリューム２２５に基づいて、例えば、図１の過程１０３、過程１０５、及び過程１０７、そして図２の要素２０３、要素２０５、及び要素２０７に関して説明するように、さらなる位相画像を確定することができる。フィルタがこのさらなる位相画像に適用され、低周波数（例えば、過程１２１及び要素２１９に関して説明するように）を除去し、磁化率による位相画像への高周波関与を保持する。ボクセル値の乗算（例えば４～５倍）に基づいて、フィルタ後のさらなる位相画像からマスクを作成し、これを補正ボリューム２２５の強度画像に適用する。このプロセスを通してＳＷＩ画像が取得される。

最小値投影２２７が、処理ステップ２３１を経て補正画像ボリューム２２５から確定されるフィルタ後のさらなる位相画像に適用され、補正されたＳＷ画像２２９が生成される。

一例において、セクションＡ及びセクションＢの過程は、Ｂ０磁場不均一性を超える発生源からの画像アーチファクトに対する関与を考慮することなく、Ｂ０磁場マップ２２１を推定するために実行される。この例では、Ｂ０磁場マップは、１２７秒で完了する随伴計算、３１秒で完了する仮想のコイル組み合わせ方によるコイル組み合わせ、５秒で完了する強度画像からのマスク生成、合わせて１２秒で完了する位相アンラッピング、フィルタリング、スケーリングという、３分以内で近似される。

図３、図４、図５は、位相マップ、収集されたＢ０磁場マップ、推定されたＢ０磁場マップ、及びＢ０磁場マップに従って補正した画像の例と比較を図示したものである。図３、図４、及び図５の例において、ＭＲデータは、２人のボランティアについてＳＷＩ画像ボリュームとして収集したものであり、３Ｔ（Siemens Healthineers PrismaFIT, Erlangen, Germanyを使用）で、６４チャンネルヘッド／ネックコイルアレイを用い、3D Spherical Stack-of-SPARKLING sampling patternを使用した。ＭＲデータは次のパラメータで収集された：収集時間（ＴＡ）＝５ｍｉｎ、０．６ｍｍ等方解像度、視野（ＦＯＶ）＝２４０ｍｍ、スライス数＝２０８、ＴＥ＝２０ｍｓ、緩和時間（ＴＲ）＝５０ｍｓ、Ｂｗ＝３３Ｈｚ／ｐｘ。追加の参照Ｂ０磁場マップを次のパラメータで収集した:ＴＡ＝２ｍｉｎ４３ｓ、ＦＯＶ＝２４０ｍｍ、２ｍｍ等方解像度、ＴＥ１＝４．９２ｍｓ、ＴＥ２＝７．３８ｍｓ。参照Ｂ０磁場マップは、１回収集のＢ０磁場マップの性能を比較することができるベースラインとして使う。

画像再構成（例えば、図４に示される画像について）は、ウェーブレット領域における軟判定しきい値処理正則化を用い、３Ｄにおいて反復的に実行される。補正非フーリエ演算を予め計算した密度補償と共に使用した。チャンネルは、二乗和（例えば、過程１０９及び／又は過程１１１に関して説明されるように）及び仮想コイル（例えば、過程１０５及び／又は過程１０７に関して説明されるように）を用いて再組み合わせされる。再構成は、収集された又は推定された磁場マップのいずれかを用いて、補正なしと補正ありとで実施する。ＳＷＩ最小値投影は１６ｍｍ以上で適用した。すべての後処理は、2560-core Quadro P5000 GPUと１６ＧＢのGDDR5 VRAMを用いて実施している。

図３において、横列１と横列２を通して２人の患者それぞれに関連した画像が示されている。縦列Ａは位相マップを示し、縦列Ｂは２回収集法に基づくＢ０位相マップを示し、縦列Ｃ、縦列Ｄ、縦列Ｅは、１回の臨床収集から推定されたＢ０磁場マップを示す。縦列Ｃ、縦列Ｄ、及び縦列ＥのＢ０マップは、過程１１５及び要素２１５に関して述べた複数のアンラッピング手法など、別々のアンラッピングアルゴリズムに従って推定されている。少なくともアンラップされた位相マップ２０７と強度画像２１１に基づくアンラッピング手法を用いた縦列Ｃの推定されたＢ０マップは、縦列Ｄと縦列ＥのＢ０マップよりもエラー補正の性能が向上していることを示している。

図４において、横列１、横列２、横列３、横列４にある位相マップは、図５の横列１、横列２、横列３、横列４にある画像に相当する。図４の縦列Ａは補正なしのＳＷ画像を示し、図５の縦列Ａの画像に相当する。図４の縦列Ｂは参照Ｂ０磁場マップで補正したＳＷ画像を示し、そして縦列Ｃは推定されたＢ０磁場マップで補正したＳＷ画像を示している。

図５において、横列１、横列２、横列３、及び横列４は、ＭＲデータから再構成された異なるＳＷ画像を示す。縦列Ａはアーチファクト補正を適用していない画像を示し、縦列Ｂは参照Ｂ０磁場マップ（例えば、２回収集から確定されたＢ０磁場マップ）で補正した画像を示す。縦列Ｃは縦列Ａの画像と縦列Ｂの画像との間の絶対差を示しており、ベースラインのＢ０磁場マップに関する補正の範囲を観察できるようにしている。縦列Ｄは、臨床収集だけで推定したＢ０磁場マップを用いて補正した画像を示し、縦列Ｅは、縦列Ａの画像と縦列Ｄの画像との間の絶対差を示しており、推定されたＢ０磁場マップに関する補正の範囲を観察できるようにしている。図５中の矢印は、縦列Ａ、縦列Ｂ、縦列Ｄの画像に存在するＳＷ画像の微妙な特徴を強調している。

図３から分かるように（例えば、縦列Ｂ、縦列Ｃ、縦列Ｄ、及び縦列Ｅ）、アンラッピング（例えば、過程１１５に関して説明するように実施される）は、収集されたＢ０磁場マップと比較して、Ｂ０磁場マップの内部領域でより大きな一貫性を提供する。しかし、図４の縦列Ｂに示されている位相マップは（例えば、図４の縦列Ｃに示されている位相マップと比較した場合に）、位相が負にラップされる（中心から始まり、位相値が＋πにラップされるまで－πへ下がる）ために、収集されたＢ０磁場マップのＢ０値が高すぎることを示唆している。その結果、不均一性の作用が過大補償される。図４の縦列Ｃに示された補正画像に用いてある推定されたＢ０磁場マップは、より良好な補償を生み出している。結果として得られる図５中のＳＷ画像は、参照Ｂ０マップ（図５の縦列Ｃに示されている）と提案に係るＢ０磁場マップ近似手法（図５の縦列Ｅに示されている）との間の同等の補正を示す。

中間磁場（例えば、３Ｔ）で長いエコー時間（例えば、２０ｍｓ以上）の例において、１回の位相画像（１回の臨床収集から確定される）を使用して、Ｂ０磁場マップを迅速且つ効率的に推定することができ、追加のΔＢ０収集を使用して取得されるＢ０磁場マップで実行される補正と同等の性能をもってオフレゾナス（オフ共鳴）アーチファクトの補正が可能になる。１回収集のＢ０磁場推定は、２回収集手法の持続時間に相当する持続時間をもつことがある。しかしながら、１回収集のＢ０磁場推定は、Ｂ０磁場が、スキャン間の動きに対するより強いロバスト性及びより高い解像度をもってオフライン（例えば、コンピュータ上で、そして追加の画像収集なしで）で推定されることから、有利である。一つの例において、随伴コール（例えば、過程１０３に関して説明するように）中にローパスフィルタ（例えば、過程１２１に関して説明する）を適用することによって、Ｂ０磁場マップを推定する期間をさらに短縮することができる。

図６は、医用撮像システム６０１の実施例を示している。システム６０１は、プロセッサ６０３、メモリ６０５、ネットワークアダプタ６０７、イメージセンサ（医用撮像デバイス）６０９、及びディスプレイ６１１を備える。イメージセンサ６０９、ディスプレイ６１１、プロセッサ６０３、及びメモリ６０５は、医用撮像デバイス、コンピュータ、サーバ、ワークステーション、又は患者画像データを画像処理するためのその他のシステムの一部であってもよい。

追加して、別の、又はより少なくコンポーネントを提供することもできる。例えば、イメージセンサ６０９は、システム６０１から離れていてもよい。画像再構成及び／又はＢ０磁場マップ推定は、システム６０１又はローカルデバイスにおけるスタンドアロンのアプリケーションとして、又はネットワーク（例えばクラウド）アーキテクチャに展開されたサービスとして、適用される。別の例として、ユーザ入力デバイス（例えば、キーボード、ボタン、スライダ、ダイアル、トラックボール、マウス、又は他のデバイス）が、患者画像データのユーザ操作のために提供される。

プロセッサ６０３は、コントローラ、コントロールプロセッサ、汎用プロセッサ、デジタルシグナルプロセッサ、三次元データプロセッサ、グラフィック処理ユニット、特定用途向け集積回路、フィールドプログラマブルゲートアレイ、人工知能プロセッサ、デジタル回路、アナログ回路、その組み合わせ、又は画像データを処理するために現在知られているもしくは将来開発される他のデバイスである。このプロセッサ６０３は、１つのデバイス、複数のデバイス、又はデバイスのネットワークである。複数のデバイスの場合、処理の並列分割又は直列分割が使用され得る。プロセッサ６０３は、ここに説明した様々な過程を行うための記憶された命令、ハードウエア、及び／又はファームウエアに従って作動するか、又は、それらによって構成される。例えば、図１及び図２の過程は命令として記憶され、図１及び２の過程を実行するようにプロセッサ６０３を構成する。

メモリ６０５は、外部ストレージデバイス、ＲＡＭ、ＲＯＭ、データベース、及び／又はローカルメモリ（例えば、ソリッドステートドライブやハードドライブ）とすることができる。命令及び他のデータには、同じ又は別の非一時的コンピュータ可読媒体を使用することができる。メモリ６０５は、データベース管理システム（ＤＢＭＳ）を使用して実現することができ、ハードディスク、ＲＡＭ、又はリムーバブルメディアなどのメモリに常駐させることができる。加えて又は代替的に、メモリ６０５はプロセッサ６０３に内蔵してもよい（例えばキャッシュ）。メモリ６０５は、ＭＲデータ、位相マップ、強度画像、Ｂ０磁場マップ、再構成画像、及び／又はコンピュータプログラム命令を記憶することができる。メモリ６０５に記憶されたデータは、プロセッサ６０３又は別のプロセッサによってアクセス可能であり、検索可能である。

ＭＲ画像生成成、ＭＲ画像補正、及び／又はＢ０磁場推定プロセスを実行するための命令、方法、及び／又はここに説明する技術は、キャッシュ、バッファ、ＲＡＭ、リムーバブルメディア、ハードドライブ、又はその他のコンピュータ可読記憶媒体（例えば、メモリ６０５）などの非一時的コンピュータ可読記憶媒体又はメモリで提供される。コンピュータ可読記憶媒体は、様々なタイプの揮発性及び不揮発性記憶媒体を含む。図面に例示し又はここに説明する機能、過程、又は技術は、コンピュータ可読記憶媒体に記憶された１つ以上の命令のセットに応答して実行される。これら機能、過程、又は技術は、命令セット、記憶媒体、プロセッサ、又は処理構想の具体的なタイプには依存せず、単独で又は組み合わせで作動するソフトウェア、ハードウェア、集積回路、ファームウェア、マイクロコード、その他同様のものによって実行される。

一実施例において、命令は、ローカル又はリモートのシステムで読み出すために、リムーバブルメディアデバイスに保存される。他の実施例では、命令は、例えばコンピュータネットワークで転送できるように、遠隔の場所に保存される。また、別の実施例では、命令は、所定のコンピュータ、ＣＰＵ、ＧＰＵ、又はシステムに保存される。図面に示されたシステムを構成するコンポーネント及び方法ステップにはソフトウェアで実装されるものもあるので、システムコンポーネント間（又はプロセスステップ間）の実際の接続は、実施例のプログラム方式次第で異なる。

ネットワークアダプタ６０７は、１つ以上の有線又は無線ネットワークと通信する。アダプタ６０７を介して、システム６０１とネットワーク上の他のコンピュータとの間でデータを送受信することができる。例えば、ＭＲデータは、アダプタ６０７を介して、リモートのコンピュータ、リモートのストレージ、又はリモートのＭＲ撮像システムから収集される。別の例では、ＭＲ画像が、アダプタ６０７を介してリモートのコンピュータへ送られる（保存や追加処理のためなど）。

医用撮像デバイス６０９は、ＭＲ撮像装置であり得る。例えば、医用撮像デバイスは、撮像ボリュームに適用された磁場に基づいてデータを記録する。医用撮像デバイス６０９は１つ示されているが、それ以上の数の医用撮像デバイス６０９を提供してあってもよい。医用撮像デバイス６０９は患者を受け入れる。これにより、ＭＲデータは、撮像ボリューム内の患者の磁気共鳴に関する情報を含む。医用撮像デバイス６０９によって収集されたＭＲデータは保存される。例えば、画像データは、メモリ６０５か、又は、システム６０１から遠隔のストレージに記憶される。

ディスプレイ６１１は、ＣＲＴ、ＬＣＤ、プロジェクタ、プラズマ、プリンタ、タブレット、スマートフォン、又は、患者の履歴データなどの出力を表示するために現在知られているか将来開発され得るその他のディスプレイデバイスである。一部の例では、ディスプレイ６１１は、視覚又は視聴覚出力を提示することができる。

本発明を様々な実施の形態を通して説明したが、本発明の範囲から逸脱することなく、多くの変更及び改造を実施できることは当然である。以上の詳細な説明は、限定を意図しているのではなく例示として解されることを目的としたものであり、当然ながら、本発明の思想及び範囲を定めることを目的としているのは、全ての等価のものを含む特許請求の範囲である。

Claims (18)

1. ＭＲデータからＭＲ（磁気共鳴）画像を生成する方法であって、
   プロセッサが、１回のエコー収集のみで得られるＭＲデータを受信する過程と、
   前記プロセッサが前記ＭＲデータに変換を適用し、該適用の結果が前記ＭＲデータの画像空間表現である、過程と、
   前記プロセッサが、前記ＭＲデータの前記画像空間表現に仮想のコイル組み合わせ方を適用する過程と、
   前記プロセッサが、前記ＭＲデータの前記画像空間表現のラップされた位相マップを確定する過程であって、前記ラップされた位相マップは、前記ＭＲデータの前記画像空間表現に適用される前記仮想のコイル組み合わせ方に基づいて確定される、過程と、
   前記プロセッサが、前記ラップされた位相マップに基づいて、アンラップされた位相マップを取得する過程と、
   前記プロセッサが、前記アンラップされた位相マップをＢ０磁場マップにスケーリングし、該スケーリングは、前記ＭＲデータ内の位相に対するＢ０磁場不均一性の影響のみに基づく、過程と、
   前記プロセッサが前記ＭＲデータに基づいてＭＲ画像を再構成する過程と、
   前記プロセッサが前記Ｂ０磁場マップに基づいて前記ＭＲ画像を補正する過程と、
   前記プロセッサが前記ＭＲ画像を出力する過程とを含む、方法。
2. 前記プロセッサが、前記ＭＲデータの前記画像空間表現に基づいて強度画像を確定する過程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記プロセッサが、前記ＭＲデータの前記画像空間表現に二乗和演算を適用する過程をさらに含み、
   前記強度画像の前記確定は、前記ＭＲデータの前記画像空間表現に適用される前記二乗和演算に基づく、請求項２に記載の方法。
4. 前記アンラップされた位相マップの前記取得は、前記強度画像に基づく、請求項２に記載の方法。
5. 前記プロセッサが前記強度画像に基づいてマスク画像を生成する過程と、
   前記プロセッサが前記マスク画像を前記アンラップされた位相マップに適用する過程とさらに含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記ＭＲデータ内の前記位相に対する、加熱、動き、高周波パルス不均一性、コイル感度、及び渦電流の関与、又はこれらを組み合わせた関与は、前記スケーリングにおいて表現されない、請求項１に記載の方法。
7. 前記ＭＲデータが臨床収集から受信され、
   前記ＭＲ画像の前記補正は、該臨床収集のみの前記Ｂ０磁場マップに基づく、請求項１に記載の方法。
8. 前記アンラップされた位相マップの前記スケーリングは、ΔＢ０＝φ／２πＴＥとする前記Ｂ０磁場マップの近似に基づく、請求項１に記載の方法。
9. 前記ＭＲデータが非直交型収集から取得される、請求項１に記載の方法。
10. 少なくとも２０ｍｓのエコー時間、約３Ｔの磁場強度、又はこれらの組み合わせで前記ＭＲデータが取得される、請求項１に記載の方法。
11. 前記プロセッサが、前記Ｂ０磁場不均一性の周波数領域を超える信号を除去するローパスフィルタを前記Ｂ０磁場マップに適用する過程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
12. 前記ＭＲデータに適用する前記変換が不均一変換である、請求項１に記載の方法。
13. ＭＲ（磁気共鳴）撮像装置と、プロセッサと、命令を記憶するメモリとを含む医用撮像システムであって、
    前記命令が前記プロセッサにより実行されると、
    前記ＭＲ撮像装置から、１回のエコー収集のみで得られるＭＲデータを受信し、
    前記ＭＲデータに変換を適用し、該適用の結果が前記ＭＲデータの画像空間表現であり、
    仮想のコイル組み合わせ方を前記ＭＲデータの前記画像空間表現に適用し、
    前記ＭＲデータの前記画像空間表現のラップされた位相マップを確定し、前記ラップされた位相マップは、前記ＭＲデータの前記画像空間表現に適用される前記仮想のコイル組み合わせ方に基づいて確定され、
    前記ラップされた位相マップに基づいて、アンラップされた位相マップを取得し、
    前記アンラップされた位相マップをＢ０磁場マップにスケーリングし、該スケーリングは、前記ＭＲデータ内の位相に対するＢ０磁場不均一性の影響のみに基づき、
    前記ＭＲデータに基づいてＭＲ画像を再構成し、
    前記Ｂ０磁場マップに基づいて前記ＭＲ画像を補正し、
    該ＭＲ画像を出力する、ように機能する、医用撮像システム。
14. 前記メモリに記憶された前記命令が前記プロセッサにより実行されると、
    前記ＭＲデータの前記画像空間表現に基づいて強度画像を確定する、ようにさらに機能する、請求項１３に記載の医用撮像システム。
15. 前記メモリに記憶された前記命令が前記プロセッサにより実行されると、
    前記ＭＲデータの前記画像空間表現に二乗和演算を適用し、前記強度画像が、前記ＭＲデータの前記画像空間表現に適用される該二乗和演算に基づいて確定される、ようにさらに機能する、請求項１４に記載の医用撮像システム。
16. 前記アンラップされた位相マップは、前記強度画像に基づいて取得される、請求項１４に記載の医用撮像システム。
17. 前記メモリに記憶された前記命令が前記プロセッサにより実行されると、
    前記強度画像に基づいてマスク画像を生成し、
    該マスク画像を前記アンラップされた位相マップに適用する、ようにさらに機能する、請求項１６に記載の医用撮像システム。
18. プロセッサ実行可能なプロセスステップを記憶した非一時的コンピュータ可読媒体であって、
    前記プロセスステップをプロセッサにより実行するシステムが、
    ＭＲ撮像装置から、１回のエコー収集のみで得られる臨床ＭＲデータを受信し、
    前記臨床ＭＲデータに変換を適用し、該適用の結果が前記臨床ＭＲデータの画像空間表現であり、
    仮想のコイル組み合わせ方を前記臨床ＭＲデータの前記画像空間表現に適用し、
    前記臨床ＭＲデータの前記画像空間表現のラップされた位相マップを確定し、前記ラップされた位相マップは、前記臨床ＭＲデータの前記画像空間表現に適用される前記仮想のコイル組み合わせ方に基づいて確定され、
    前記ラップされた位相マップに基づいて、アンラップされた位相マップを取得し、
    前記アンラップされた位相マップをＢ０磁場マップにスケーリングし、該スケーリングは、前記臨床ＭＲデータ内の位相に対するＢ０磁場不均一性の影響のみに基づき、
    前記臨床ＭＲデータに基づいてＭＲ画像を再構成し、
    前記Ｂ０磁場マップに基づいて前記ＭＲ画像を補正し、
    該ＭＲ画像を出力する、ように動作する、非一時的コンピュータ可読媒体。