磁気共鳴映像法および画像処理装置
【課題】 磁場の不均一性による歪みと磁化率の違いによる信号減衰を補正する磁気共鳴映像法および画像処理装置を提供する。
を提供する。
【解決手段】 本磁気共鳴映像法は、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成するものであって、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報（ブロック２３）、静磁場の不均一性情報（ブロック２４）、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報（ブロック２５）を用いて、磁気共鳴画像の構成を行う（ブロック２６）。これにより、磁気共鳴画像の歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正を行い、測定対象を正確に表わす磁気共鳴画像を得る。
を提供する。
【解決手段】 本磁気共鳴映像法は、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成するものであって、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報（ブロック２３）、静磁場の不均一性情報（ブロック２４）、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報（ブロック２５）を用いて、磁気共鳴画像の構成を行う（ブロック２６）。これにより、磁気共鳴画像の歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正を行い、測定対象を正確に表わす磁気共鳴画像を得る。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁場の不均一性による歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正を行う磁気共鳴映像法および画像処理装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像法は、精密診察手段として医療分野において広く利用されており、また近年、非侵襲的な脳機能計測法として利用されることとなっている。その中で、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ：Echo Planar Imaging）画像法は、最もポピュラーな高速撮影法の一つであり、いろいろな分野で利用されている。特に脳機能研究ためのｆＭＲＩ法においては、ＥＰＩ画像法はなくてはならない存在である。
【０００３】
しかしながら、ＥＰＩ特有の静磁場の不均一性による歪みと磁化率の違いによる信号減衰はＥＰＩ法の大きなウイークポイントであり、それらによって、撮影した画像は変形したり、信号がなくなったりする。そのため、高速かつ高精度撮影の応用にはＥＰＩ特有の歪みと磁化率の違いによる信号減衰という問題を解決しなければならない。また、ＥＰＩ法だけではなく、ＧＲＥ（gradient echo）系の全てのＭＲＩ映像法（磁気共鳴映像法）においても、磁化率の違いによる信号減衰現象があるので、この種の映像法では磁化率の違いの大きい測定対象を正しく計ることは困難である。
【０００４】
例えば、空気に近い組織あるいは骨に近い組織を撮影するときには、ＥＰＩ法も含めて、ＧＲＥ系の磁気共鳴映像法を使うと、信号減衰が見られ、場合によっては、信号全部がなくなることもある。いままで、磁化率の違いによる信号減衰問題を解決する方法（ｚ−ｓｈｉｍ法）が報告されているが、この方法は撮影時間が長くなるなど、新しい問題も指摘されている。ＥＰＩにおいては、静磁場の不均一性による歪みを修正する方法は報告されているが、この歪みの問題と磁化率の違いによる信号減衰の問題を同時に解決する方法はまだ知られていない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従って本発明は、上述した事情に対処すべくなされたもので、その目的は、磁場の不均一性による歪みと磁化率の違いによる信号減衰を補正する磁気共鳴映像法および画像処理装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記目的は、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成する磁気共鳴映像法であって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成される磁気共鳴映像法により、達成される。
【０００７】
ここで、前記静磁場の不均一性情報と前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正とを同時に行うことができる。また、前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報および前記Ｋ空間情報に基づいて、磁化率の違いによる信号減衰を補正した磁気共鳴画像を作ることができる。さらに、前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の磁化率の違いによる信号減衰補正を行うことができる。
【０００８】
本発明に係る画像処理装置は、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成するものであって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成されるものである。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、ＥＰＩ画像の静磁場の不均一性による歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正を同時に行うことが出来る。また、ＥＰＩを含めＧＲＥ系ＭＲＩ画像の磁化率の違いによる信号減衰を補正することが出来る。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、本発明に係る磁気共鳴映像法および画像処理装置の実施の形態について説明する。図１は、本発明で用いられる磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置）の一例を示すブロック図である。図示のように、ＭＲＩ装置１は、静磁場発生磁石３、高周波送信用コイル４、高周波受信用コイル５、勾配磁場コイル６を備える。一方、コンピュータ７には制御装置８が接続されている。制御装置８は、高周波発生装置９からの高周波信号を変調器１０にて所望の信号に変調するよう制御する。この変調信号は増幅器１１を介して高周波送信用コイル４に付与される。また、制御装置８は、勾配磁場発生装置１２を制御し、勾配磁場コイル６に所望の傾斜磁場を発生させる。測定時において、生体（被験者）１３には、核磁気共鳴を起こさせるために高周波送信用コイル４から高周波パルスが照射される。これにより、核磁気共鳴によって被験者１３から誘導されるエコー信号は、高周波受信用コイル５および増幅器１４を介して位相検波器１５で検波される。ＡＤ変換器１６は、このアナログ検波信号をディジタル信号に変換する。コンピュータ７は、画像処理装置の機能を有するもので、記憶装置１７に格納したソフトウェアプログラムによる処理手順にしたがってこのディジタル信号を処理し、その処理結果を表示装置１８に磁気共鳴画像（ＭＲＩ画像）として表示する。
【００１１】
本発明では、このようなＭＲＩ装置でエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンを行う。そして、このＭＲＩスキャン（ＥＰＩスキャン）から得たＫ空間情報（周波数情報）だけではなく、別途獲得した静磁場の不均一性情報および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を利用して、静磁場の不均一性による歪みと磁化率の違いによる信号減衰の補正をして、磁気共鳴画像（ＭＲＩ画像）を作るものである。
【００１２】
数式から説明すると、まず、従来のＫ空間（Ｋ−ｓｐａｃｅ）信号を表わすＭＲＩの式、Ｓ＝ＡＩ（Ａはフーリエ変換に当たる変換マトリクスである。Ａ＝Ａｆで、Ａｆはフーリエ変換ファクタを意味する）に反映されていない２つファクタ、静磁場の不均一性ファクタＡｐと磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配（ｓｆｇ：Susceptibility-induced magnetic Field Gradients）ファクタＡｓｆｇを、本発明では考慮するものである。すなわち、本発明における数式は、Ｓ＝ＡＩ＝（ＡｆΘＡｐΘＡｓｆｇ）Ｉである。ここで、ＳはＫ空間情報、ＡはＡｆとＡｐとＡｓｆｇで構成される変換マトリクスである。また、Ｉは理想的な画像、Θはマトリクスのエレメントバイエレメント（element by element）計算を表わす。そして、新たなＭＲＩの式の逆計算Ｉ＝Ａ−１Ｓ、すなわちＩ＝（ＡｆΘＡｐΘＡｓｆｇ）−１Ｓをもって、ＭＲＩスキャンから得たＫ空間情報（周波数情報）に基づいて、空間情報を画像化して理想的な画像Ｉを求める。
【００１３】
図２は、ＭＲＩ画像作成の手順を簡単に示す図で、（ａ）は従来の方法、（ｂ）は本発明の方法を示す。従来の方法では、ブロック２１にてＫ空間情報Ｓを取得し、ブロック２２にて逆フーリエ変換（Inverse FT）を行い、ＭＲＩ画像を得る。一方、本発明の方法では、３つの情報源が利用され、ブロック２３にてＫ空間情報Ｓを取得し、ブロック２４にて静磁場の不均一性情報（ファクタ）Ａｐを取得し、ブロック２５にて磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報（ファクタ）Ａｓｆｇを取得する。静磁場の不均一性情報Ａｐとボクセル内局所磁場の勾配情報Ａｓｆｇは、本来のＭＲＩスキャンを行う前または後にスキャンを行うことにより得ることができる。ブロック２６では、上述の説明に基づいて、Ｉ＝（ＡｆΘＡｐΘＡｓｆｇ）−１Ｓを計算し、本発明によるＭＲＩ画像を得る。この画像処理は、図１のコンピュータ７（画像処理装置）により実行される。本発明によるＭＲＩ画像は、静磁場の不均一性による歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正が行われており、測定対象を正確に表わす理想的な画像を得ることが出来る。
【００１４】
ここで、ボクセル内局所磁場の勾配が強すぎる場合には、直接逆計算すると、計算中に、位相の変化は周期を超えるため、正しく計算できない。そのときは、計算ステップＮを十分大きくして、次式を使って画像を作るとよい。
【００１５】
【数１】
【００１６】
ここで、Ａｆｐはフーリエ変換ファクタと静磁場の不均一性ファクタのマトリクス変換を表わし、Ａｓｆｇはボクセル内局所磁場の勾配ファクタのマトリクス変換を表わし、Θはマトリクスのエレメントバイエレメント計算を表わす。
【００１７】
上式と図２は、２Ｄ（２次元）Ｋ空間から２Ｄ画像までデータの流れを表わすものであるが、実際には、従来の画像化方法では、２ステップに分けられ、まず、Ｋ空間を読み出し（read-out）方向で高速フーリエ変換（ＦＦＴ）して、その結果を位相エンコード（phase encoding）方向にＦＦＴする。ＥＰＩ特有な静磁場の不均一性による歪みは主に位相エンコード方向によるもので、ボクセル内局所磁場の勾配ファクタも位相エンコード方向だけで表現できる。従って、計算時間を節約するために、本発明は従来方法の第一ステップを変えずに、ＦＦＴを利用し、第二ステップだけは上式を利用する。
【００１８】
ＥＰＩ系ではないときは、ＥＰＩ特有な静磁場の不均一性による歪みが出ないので、上式はＡｐ＝１のときの特例と考えられる。それと同様に磁化率の違いによる信号減衰がないときは、Ａｓｆｇ＝１のときの特例となる。ＡｐとＡｓｆｇを全部無視するとき、上式はＦＦＴに戻る。
本発明では、磁気共鳴映像法（ＥＰＩなどＧＲＥ系ＭＲＩ撮影方法）を実行する前または後に、プレスキャン（pre-scan）あるいは調整（adjustment）段階で、静磁場の不均一性情報（field map）とボクセル内局所磁場の勾配情報（sfg map）をスキャンと計算によって獲得し、それらに基づいてＦＦＴファクタも入れて、Ｋ空間から画像への変換カーネル（マトリクス）をつくる。本来のＭＲＩ撮影の時に、従来のＦＦＴの代わりに、このカーネルを使って、画像を構成する。
【００１９】
（実施例）
以下、図面を参照しながら本発明による実施例を説明する。
図３は、画像Ｋ空間を示す図である。図４は、従来の方法を使って図３のＫ空間から再構成したＥＰＩ画像を示す図である。位相エンコード方向は上から下である。従来の方法では、図４に示すように、静磁場の不均一性があるため、被写体が上下に長くなっている。それと同時に、センター部（鼻の上）は普通の組織でありながら、近くに空気があるので、空気・組織磁化率の違いより、ボクセル内局所磁場の勾配が存在するため、信号の強さが弱くなっている。これらのアーチファクトを修正するため、本来のＭＲＩスキャンを行う前に、同じ場所の静磁場の不均一性情報（field map）を例えばプレスキャンにより測定し、計算する。具体的な方法は既に知られている。例えば、２エコー（2-echo）ＧＲＥシーケンス使って、エコー時間（ＴＥ）の違う二つの画像を獲得し、それらの同じボクセルの位相の違いを利用して、計算する。不均一性情報（field map）は例えば次式で計算される。
【００２０】
【数２】
【００２１】
図５は、画像化した不均一性情報（field map）を示す図である。図示のように、画像の目の位置の磁場は弱く、黒く表示されており、一方、鼻の上の位置は磁場が強く、白く表示されていることがわかる。
【００２２】
図６は、ボクセル内局所磁場の勾配の強さを示す図である。この勾配情報を得るには、本来のＭＲＩスキャンより高解像度（high resolution）で同じ場所をスキャンし測定する。一つの例として、図７に示すように、ボクセルを３次元的に８分割してスキャンする。すなわち、本来のＭＲＩスキャンの一つのボクセルを８個のボクセル（スライス方向に２倍、スライス内に２ｘ２倍）に分けて、ＧＲＥシーケンスを使ってスキャンを行うものである。そして、８個のボクセルの配列の方向性をなくして、位相の大きさによって（ここは、位相の大きさと磁場の強さは比例するから、磁場の強さを表わすことができる）、勾配を計算し、これを本来のＭＲＩスキャンの一つのボクセル中の磁場の勾配（sfg）とする。最後に、上述した式によって、Ｋ空間と不均一性情報（field map）と磁場の勾配（sfg）から、ＭＲＩ画像を作成する。
【００２３】
図８は、本発明の方法により修正されたＭＲＩ画像を示す図である。図８の画像は、図４の従来方法で得られた画像に比べ、測定対象を正確に表わしている。
【産業上の利用可能性】
【００２４】
本発明は、歪みと磁化率の違いによる信号減衰を補正する磁気共鳴映像法および画像処理装置に関するものであり、産業上の利用可能性がある。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】本発明で用いられる磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）装置の一例を示すブロック図である。
【図２】ＭＲＩ画像作成の手順を簡単に示す図で、（ａ）は従来の方法、（ｂ）は本発明の方法を示す図である。
【図３】画像Ｋ空間を示す図である。
【図４】従来の方法を使って図３のＫ空間から再構成したＥＰＩ画像を示す図である。
【図５】画像化した不均一性情報（field map）を示す図である。
【図６】ボクセル内局所磁場の勾配の強さを示す図である。
【図７】ボクセルを３次元的に８分割する場合の概念図である。
【図８】本発明の方法により修正されたＭＲＩ画像を示す図である。
【符号の説明】
【００２６】
２１ Ｋ空間情報取得ブロック
２２ 逆フーリエ変換ブロック
２３ 空間情報取得ブロック
２４ 静磁場の不均一性情報取得ブロック
２５ ボクセル内局所磁場の勾配情報取得ブロック
２６ ＭＲＩ画像算出ブロック
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁場の不均一性による歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正を行う磁気共鳴映像法および画像処理装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像法は、精密診察手段として医療分野において広く利用されており、また近年、非侵襲的な脳機能計測法として利用されることとなっている。その中で、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ：Echo Planar Imaging）画像法は、最もポピュラーな高速撮影法の一つであり、いろいろな分野で利用されている。特に脳機能研究ためのｆＭＲＩ法においては、ＥＰＩ画像法はなくてはならない存在である。
【０００３】
しかしながら、ＥＰＩ特有の静磁場の不均一性による歪みと磁化率の違いによる信号減衰はＥＰＩ法の大きなウイークポイントであり、それらによって、撮影した画像は変形したり、信号がなくなったりする。そのため、高速かつ高精度撮影の応用にはＥＰＩ特有の歪みと磁化率の違いによる信号減衰という問題を解決しなければならない。また、ＥＰＩ法だけではなく、ＧＲＥ（gradient echo）系の全てのＭＲＩ映像法（磁気共鳴映像法）においても、磁化率の違いによる信号減衰現象があるので、この種の映像法では磁化率の違いの大きい測定対象を正しく計ることは困難である。
【０００４】
例えば、空気に近い組織あるいは骨に近い組織を撮影するときには、ＥＰＩ法も含めて、ＧＲＥ系の磁気共鳴映像法を使うと、信号減衰が見られ、場合によっては、信号全部がなくなることもある。いままで、磁化率の違いによる信号減衰問題を解決する方法（ｚ−ｓｈｉｍ法）が報告されているが、この方法は撮影時間が長くなるなど、新しい問題も指摘されている。ＥＰＩにおいては、静磁場の不均一性による歪みを修正する方法は報告されているが、この歪みの問題と磁化率の違いによる信号減衰の問題を同時に解決する方法はまだ知られていない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従って本発明は、上述した事情に対処すべくなされたもので、その目的は、磁場の不均一性による歪みと磁化率の違いによる信号減衰を補正する磁気共鳴映像法および画像処理装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記目的は、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成する磁気共鳴映像法であって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成される磁気共鳴映像法により、達成される。
【０００７】
ここで、前記静磁場の不均一性情報と前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正とを同時に行うことができる。また、前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報および前記Ｋ空間情報に基づいて、磁化率の違いによる信号減衰を補正した磁気共鳴画像を作ることができる。さらに、前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の磁化率の違いによる信号減衰補正を行うことができる。
【０００８】
本発明に係る画像処理装置は、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成するものであって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成されるものである。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、ＥＰＩ画像の静磁場の不均一性による歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正を同時に行うことが出来る。また、ＥＰＩを含めＧＲＥ系ＭＲＩ画像の磁化率の違いによる信号減衰を補正することが出来る。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、本発明に係る磁気共鳴映像法および画像処理装置の実施の形態について説明する。図１は、本発明で用いられる磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置）の一例を示すブロック図である。図示のように、ＭＲＩ装置１は、静磁場発生磁石３、高周波送信用コイル４、高周波受信用コイル５、勾配磁場コイル６を備える。一方、コンピュータ７には制御装置８が接続されている。制御装置８は、高周波発生装置９からの高周波信号を変調器１０にて所望の信号に変調するよう制御する。この変調信号は増幅器１１を介して高周波送信用コイル４に付与される。また、制御装置８は、勾配磁場発生装置１２を制御し、勾配磁場コイル６に所望の傾斜磁場を発生させる。測定時において、生体（被験者）１３には、核磁気共鳴を起こさせるために高周波送信用コイル４から高周波パルスが照射される。これにより、核磁気共鳴によって被験者１３から誘導されるエコー信号は、高周波受信用コイル５および増幅器１４を介して位相検波器１５で検波される。ＡＤ変換器１６は、このアナログ検波信号をディジタル信号に変換する。コンピュータ７は、画像処理装置の機能を有するもので、記憶装置１７に格納したソフトウェアプログラムによる処理手順にしたがってこのディジタル信号を処理し、その処理結果を表示装置１８に磁気共鳴画像（ＭＲＩ画像）として表示する。
【００１１】
本発明では、このようなＭＲＩ装置でエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンを行う。そして、このＭＲＩスキャン（ＥＰＩスキャン）から得たＫ空間情報（周波数情報）だけではなく、別途獲得した静磁場の不均一性情報および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を利用して、静磁場の不均一性による歪みと磁化率の違いによる信号減衰の補正をして、磁気共鳴画像（ＭＲＩ画像）を作るものである。
【００１２】
数式から説明すると、まず、従来のＫ空間（Ｋ−ｓｐａｃｅ）信号を表わすＭＲＩの式、Ｓ＝ＡＩ（Ａはフーリエ変換に当たる変換マトリクスである。Ａ＝Ａｆで、Ａｆはフーリエ変換ファクタを意味する）に反映されていない２つファクタ、静磁場の不均一性ファクタＡｐと磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配（ｓｆｇ：Susceptibility-induced magnetic Field Gradients）ファクタＡｓｆｇを、本発明では考慮するものである。すなわち、本発明における数式は、Ｓ＝ＡＩ＝（ＡｆΘＡｐΘＡｓｆｇ）Ｉである。ここで、ＳはＫ空間情報、ＡはＡｆとＡｐとＡｓｆｇで構成される変換マトリクスである。また、Ｉは理想的な画像、Θはマトリクスのエレメントバイエレメント（element by element）計算を表わす。そして、新たなＭＲＩの式の逆計算Ｉ＝Ａ−１Ｓ、すなわちＩ＝（ＡｆΘＡｐΘＡｓｆｇ）−１Ｓをもって、ＭＲＩスキャンから得たＫ空間情報（周波数情報）に基づいて、空間情報を画像化して理想的な画像Ｉを求める。
【００１３】
図２は、ＭＲＩ画像作成の手順を簡単に示す図で、（ａ）は従来の方法、（ｂ）は本発明の方法を示す。従来の方法では、ブロック２１にてＫ空間情報Ｓを取得し、ブロック２２にて逆フーリエ変換（Inverse FT）を行い、ＭＲＩ画像を得る。一方、本発明の方法では、３つの情報源が利用され、ブロック２３にてＫ空間情報Ｓを取得し、ブロック２４にて静磁場の不均一性情報（ファクタ）Ａｐを取得し、ブロック２５にて磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報（ファクタ）Ａｓｆｇを取得する。静磁場の不均一性情報Ａｐとボクセル内局所磁場の勾配情報Ａｓｆｇは、本来のＭＲＩスキャンを行う前または後にスキャンを行うことにより得ることができる。ブロック２６では、上述の説明に基づいて、Ｉ＝（ＡｆΘＡｐΘＡｓｆｇ）−１Ｓを計算し、本発明によるＭＲＩ画像を得る。この画像処理は、図１のコンピュータ７（画像処理装置）により実行される。本発明によるＭＲＩ画像は、静磁場の不均一性による歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正が行われており、測定対象を正確に表わす理想的な画像を得ることが出来る。
【００１４】
ここで、ボクセル内局所磁場の勾配が強すぎる場合には、直接逆計算すると、計算中に、位相の変化は周期を超えるため、正しく計算できない。そのときは、計算ステップＮを十分大きくして、次式を使って画像を作るとよい。
【００１５】
【数１】
【００１６】
ここで、Ａｆｐはフーリエ変換ファクタと静磁場の不均一性ファクタのマトリクス変換を表わし、Ａｓｆｇはボクセル内局所磁場の勾配ファクタのマトリクス変換を表わし、Θはマトリクスのエレメントバイエレメント計算を表わす。
【００１７】
上式と図２は、２Ｄ（２次元）Ｋ空間から２Ｄ画像までデータの流れを表わすものであるが、実際には、従来の画像化方法では、２ステップに分けられ、まず、Ｋ空間を読み出し（read-out）方向で高速フーリエ変換（ＦＦＴ）して、その結果を位相エンコード（phase encoding）方向にＦＦＴする。ＥＰＩ特有な静磁場の不均一性による歪みは主に位相エンコード方向によるもので、ボクセル内局所磁場の勾配ファクタも位相エンコード方向だけで表現できる。従って、計算時間を節約するために、本発明は従来方法の第一ステップを変えずに、ＦＦＴを利用し、第二ステップだけは上式を利用する。
【００１８】
ＥＰＩ系ではないときは、ＥＰＩ特有な静磁場の不均一性による歪みが出ないので、上式はＡｐ＝１のときの特例と考えられる。それと同様に磁化率の違いによる信号減衰がないときは、Ａｓｆｇ＝１のときの特例となる。ＡｐとＡｓｆｇを全部無視するとき、上式はＦＦＴに戻る。
本発明では、磁気共鳴映像法（ＥＰＩなどＧＲＥ系ＭＲＩ撮影方法）を実行する前または後に、プレスキャン（pre-scan）あるいは調整（adjustment）段階で、静磁場の不均一性情報（field map）とボクセル内局所磁場の勾配情報（sfg map）をスキャンと計算によって獲得し、それらに基づいてＦＦＴファクタも入れて、Ｋ空間から画像への変換カーネル（マトリクス）をつくる。本来のＭＲＩ撮影の時に、従来のＦＦＴの代わりに、このカーネルを使って、画像を構成する。
【００１９】
（実施例）
以下、図面を参照しながら本発明による実施例を説明する。
図３は、画像Ｋ空間を示す図である。図４は、従来の方法を使って図３のＫ空間から再構成したＥＰＩ画像を示す図である。位相エンコード方向は上から下である。従来の方法では、図４に示すように、静磁場の不均一性があるため、被写体が上下に長くなっている。それと同時に、センター部（鼻の上）は普通の組織でありながら、近くに空気があるので、空気・組織磁化率の違いより、ボクセル内局所磁場の勾配が存在するため、信号の強さが弱くなっている。これらのアーチファクトを修正するため、本来のＭＲＩスキャンを行う前に、同じ場所の静磁場の不均一性情報（field map）を例えばプレスキャンにより測定し、計算する。具体的な方法は既に知られている。例えば、２エコー（2-echo）ＧＲＥシーケンス使って、エコー時間（ＴＥ）の違う二つの画像を獲得し、それらの同じボクセルの位相の違いを利用して、計算する。不均一性情報（field map）は例えば次式で計算される。
【００２０】
【数２】
【００２１】
図５は、画像化した不均一性情報（field map）を示す図である。図示のように、画像の目の位置の磁場は弱く、黒く表示されており、一方、鼻の上の位置は磁場が強く、白く表示されていることがわかる。
【００２２】
図６は、ボクセル内局所磁場の勾配の強さを示す図である。この勾配情報を得るには、本来のＭＲＩスキャンより高解像度（high resolution）で同じ場所をスキャンし測定する。一つの例として、図７に示すように、ボクセルを３次元的に８分割してスキャンする。すなわち、本来のＭＲＩスキャンの一つのボクセルを８個のボクセル（スライス方向に２倍、スライス内に２ｘ２倍）に分けて、ＧＲＥシーケンスを使ってスキャンを行うものである。そして、８個のボクセルの配列の方向性をなくして、位相の大きさによって（ここは、位相の大きさと磁場の強さは比例するから、磁場の強さを表わすことができる）、勾配を計算し、これを本来のＭＲＩスキャンの一つのボクセル中の磁場の勾配（sfg）とする。最後に、上述した式によって、Ｋ空間と不均一性情報（field map）と磁場の勾配（sfg）から、ＭＲＩ画像を作成する。
【００２３】
図８は、本発明の方法により修正されたＭＲＩ画像を示す図である。図８の画像は、図４の従来方法で得られた画像に比べ、測定対象を正確に表わしている。
【産業上の利用可能性】
【００２４】
本発明は、歪みと磁化率の違いによる信号減衰を補正する磁気共鳴映像法および画像処理装置に関するものであり、産業上の利用可能性がある。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】本発明で用いられる磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）装置の一例を示すブロック図である。
【図２】ＭＲＩ画像作成の手順を簡単に示す図で、（ａ）は従来の方法、（ｂ）は本発明の方法を示す図である。
【図３】画像Ｋ空間を示す図である。
【図４】従来の方法を使って図３のＫ空間から再構成したＥＰＩ画像を示す図である。
【図５】画像化した不均一性情報（field map）を示す図である。
【図６】ボクセル内局所磁場の勾配の強さを示す図である。
【図７】ボクセルを３次元的に８分割する場合の概念図である。
【図８】本発明の方法により修正されたＭＲＩ画像を示す図である。
【符号の説明】
【００２６】
２１ Ｋ空間情報取得ブロック
２２ 逆フーリエ変換ブロック
２３ 空間情報取得ブロック
２４ 静磁場の不均一性情報取得ブロック
２５ ボクセル内局所磁場の勾配情報取得ブロック
２６ ＭＲＩ画像算出ブロック
【特許請求の範囲】
【請求項１】
エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成する磁気共鳴映像法であって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成されることを特徴とする磁気共鳴映像法。
【請求項２】
前記静磁場の不均一性情報と前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正とを同時に行うことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像法。
【請求項３】
前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報および前記Ｋ空間情報に基づいて、磁化率の違いによる信号減衰を補正した磁気共鳴画像を作ることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像法。
【請求項４】
前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の磁化率の違いによる信号減衰補正を行うことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像法。
【請求項５】
エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成する画像処理装置であって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成されることを特徴とする画像処理装置。
【請求項１】
エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成する磁気共鳴映像法であって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成されることを特徴とする磁気共鳴映像法。
【請求項２】
前記静磁場の不均一性情報と前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の歪み修正と磁化率の違いによる信号減衰補正とを同時に行うことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像法。
【請求項３】
前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報および前記Ｋ空間情報に基づいて、磁化率の違いによる信号減衰を補正した磁気共鳴画像を作ることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像法。
【請求項４】
前記磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報に基づいて、磁気共鳴画像の磁化率の違いによる信号減衰補正を行うことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像法。
【請求項５】
エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）スキャンにより得た情報から磁気共鳴画像を構成する画像処理装置であって、前記磁気共鳴画像が、ＥＰＩスキャンから得たＫ空間情報、静磁場の不均一性情報、および磁化率によるボクセル内局所磁場の勾配情報を用いて構成されることを特徴とする画像処理装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【公開番号】特開２００６−２５５０４６（Ｐ２００６−２５５０４６Ａ）
【公開日】平成１８年９月２８日（２００６．９．２８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００５−７４２５４（Ｐ２００５−７４２５４）
【出願日】平成１７年３月１６日（２００５．３．１６）
【出願人】（５０２１７７３６９）財団法人濱野生命科学研究財団 (14)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年９月２８日（２００６．９．２８）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年３月１６日（２００５．３．１６）
【出願人】（５０２１７７３６９）財団法人濱野生命科学研究財団 (14)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]