(57)【要約】【課題】組織の電磁気的特性を定量化した画像の高画質化およびノイズ低減を実現すること。【解決手段】本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップにおける磁化率値を用いて前記被検体内の導電率値を計算し、前記導電率値を用いて、前記被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップを生成する導電率マップ生成部を具備する。【選択図】      図１
2019005288.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップにおける磁化率値を用いて前記被検体内の導電率値を計算し、前記導電率値を用いて、前記被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップを生成する導電率マップ生成部を具備する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
グラジエントエコー系のパルスシーケンスを用いて前記被検体を撮像することにより、エコー時間が異なる磁気共鳴データを収集する収集部と、
前記磁気共鳴データにおけるスピンの位相情報に基づいて前記磁化率値を計算し、前記磁化率マップを生成する磁化率マップ生成部とをさらに具備し、
前記導電率マップ生成部は、前記計算された磁化率値を用いて、前記導電率値を計算する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記磁化率マップ生成部は、前記位相情報に対する非線形処理により、前記磁化率マップを生成する、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記位相情報は、前記スピンの位相値を有し、
前記導電率マップ生成部は、
前記エコー時間と前記磁化率値とによる前記位相値への影響関係を用いて、前記磁化率値を、前記エコー時間に対する前記位相値の分布における回帰直線の傾きに変換し、
前記分布と前記傾きとを用いた回帰により、前記エコー時間がゼロとなる時点における位相値を特定し、
前記特定した位相値を用いて前記導電率値を計算する、
請求項２または３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記磁化率マップ生成部は、前記磁化率マップにおける前記磁化率値に基づいて、前記磁化率マップのノイズ量を計算し、
前記導電率マップ生成部は、前記ノイズ量を重みとして用いた重み付け最適化処理により、前記導電率値を計算する、
請求項２乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記磁化率マップ生成部は、前記被検体に対する撮像における静磁場の不均一性を前記位相情報から除去することにより、前記磁化率マップを生成し、
前記導電率マップ生成部は、前記不均一性を重みとして用いた重み付け最適化処理により、前記導電率値を計算する、
請求項２乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記導電率マップ生成部は、前記磁化率マップと前記導電率マップとにおける構造的な類似性を正則パラメータとして用いた最適化処理により、前記導電率値を計算する、
請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記磁化率マップ生成部は、前記導電率マップ生成部により生成された前記導電率マップにおける導電率値と前記位相情報とに基づいて、前記磁化率マップを再度生成し、
前記導電率マップ生成部は、前記再度生成された磁化率マップにおける磁化率値と前記位相情報とに基づいて、前記導電率マップを再度生成し、
前記磁化率マップと前記導電率マップとのうち少なくとも一方は、磁化率マップと導電率マップとを繰り返し生成する反復処理を停止させる停止条件が満たされるまで、繰り返し生成される、
請求項２または３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記繰り返し生成された複数の磁化率マップと、前記繰り返し生成された複数の導電率マップとを、生成順序を示すスクロールバーのノブとともに表示する表示部をさらに具備する、
請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップにおける導電率値を用いて前記被検体内の磁化率値を計算し、前記磁化率値を用いて、前記被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップを生成する磁化率マップ生成部を具備する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップを記憶する記憶部と、
前記磁化率マップにおける磁化率値を用いて前記被検体内の導電率値を計算し、前記導電率値を用いて、前記被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップを生成する導電率マップ生成部と、
を具備する医用画像処理装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置および医用画像処理装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置において、位相画像に基づいて、非侵襲的に組織の電磁気的特性を定量化する技術がある。例えば、グラジエントエコー法により被検体を撮像したＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）データから、エコー時間ＴＥに対する位相値の線形性に基づいて、エコー時間がゼロとなる位相値を用いて定量的な導電率を算出する定量的導電率マッピング（ＱＣＭ：Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ  Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ  Ｍａｐｐｉｎｇ）が知られている。組織の導電率をマッピングした導電率マップにより、例えば、腫瘍グレーディングが可能となる。また、導電率マップは、局所的なＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ  Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ  Ｒａｔｅ：比吸収率）の算出に用いられることもある。
【０００３】
また、ＭＲデータから、エコー時間に対する位相値の線形性に基づいて、エコー時間に対する位相値の傾きを用いて定量的な磁化率を算出する定量的磁化率マッピング（ＱＳＭ：Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ  Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ  Ｍａｐｐｉｎｇ）が知られている。組織の磁化率をマッピングした磁化率マップにより、多発性硬化症・アルツハイマー病の診断、出血・石灰化の鑑別等が可能となる。
【０００４】
しかしながら、線形性のモデルにおける誤差により、組織の電磁気的特性を定量化した磁化率マップや導電率マップにおいて、アーチファクトやノイズが発生することがある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】米国特許出願公開第２０１４／０１８４２１９号明細書
【特許文献２】特開２０１７−７０３８６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
発明が解決しようとする課題は、組織の電磁気的特性を定量化した画像の高画質化およびノイズ低減を実現することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップにおける磁化率値を用いて前記被検体内の導電率値を計算し、前記導電率値を用いて、前記被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップを生成する導電率マップ生成部を具備する。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。
【図２】図２は、本実施形態において、位相折り返し除去および背景磁場の影響除去が実行された組織位相画像の一例を示す図である。
【図３】図３は、本実施形態における動作の処理手順の一例を示すフローチャートである。
【図４】図４は、本実施形態において、エコー時間が異なる複数の組織位相画像における同一位置の画素ごとの位相分布に対するフィッティングの一例を示す図である。
【図５】図５は、本実施形態において、エコー時間ＴＥ１に対応する組織位相画像Ｔｐｉ１と導電率重畳画像ＳＱＣＭとの一例を示す図である。
【図６】図６は、本実施形態の第１応用例において、生成順序に従って配列して表示された複数の導電率重畳画像と、生成順序を示すスクロールバーのノブとを表示した表示例を示す図である。
【図７】図７は、本実施形態の第２応用例における動作の処理手順の一例を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、添付図面を用いて、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を詳細に説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１０】
図１を用いて、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ：以下、ＭＲＩと呼ぶ）装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。同図に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０５と、寝台１０７と、寝台制御回路１０９と、送信回路（送信部）１１３と、送信コイル１１５と、受信コイル１１７と、受信回路（受信部）１１９と、シーケンス制御回路（収集部）１２１と、バス１２３と、インタフェース回路（入力部）１２５と、ディスプレイ（表示部）１２７と、記憶装置（記憶部）１２９と、処理回路（処理部）１３１とを備える。なお、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と傾斜磁場コイル１０３との間において中空の円筒形状のシムコイルを有していてもよい。
【００１１】
静磁場磁石１０１は、中空の略円筒形状に形成された磁石である。なお、静磁場磁石１０１は、略円筒形状に限らず、開放型の形状で構成されてもよい。静磁場磁石１０１は、内部の空間に一様な静磁場Ｂ０を発生する。この静磁場磁石１０１としては、例えば、超伝導磁石等が使用される。
【００１２】
傾斜磁場コイル１０３は、中空の円筒形状に形成されたコイルである。傾斜磁場コイル１０３は、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成される。Ｚ軸方向は、静磁場Ｂ０の方向と同方向であるとする。また、Ｙ軸方向は、鉛直方向とし、Ｘ軸方向は、Ｚ軸及びＹ軸に垂直な方向とする。傾斜磁場コイル１０３における３つのコイルは、傾斜磁場電源１０５から個別に電流供給を受けて、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。
【００１３】
ここで、傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場および周波数エンコード用傾斜磁場（リードアウト傾斜磁場ともいう）にそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場は、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じて磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ：以下、ＭＲと呼ぶ）信号の位相を変化させるために利用される。周波数エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。
【００１４】
傾斜磁場電源１０５は、シーケンス制御回路１２１の制御により、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する電源装置である。
【００１５】
寝台１０７は、被検体Ｐが載置される天板１０７１を備えた装置である。寝台１０７は、寝台制御回路１０９による制御のもと、被検体Ｐが載置された天板１０７１を、ボア１１１内へ挿入する。通常、寝台１０７は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように、本ＭＲＩ装置１００が設置された検査室内に設置される。
【００１６】
寝台制御回路１０９は、寝台１０７を制御する回路であり、例えばプロセッサにより実現される。寝台制御回路１０９は、インタフェース回路１２５を介した操作者の指示により寝台１０７を駆動し、天板１０７１を長手方向および上下方向へ移動させる。
【００１７】
送信回路１１３は、シーケンス制御回路１２１の制御により、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信コイル１１５に供給する。
【００１８】
送信コイル１１５は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦ（Ｒａｄｉｏ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイルである。送信コイル１１５は、送信回路１１３から高周波パルス（ＲＦパルス）の供給を受けて、高周波磁場に相当する送信ＲＦ波を発生する。送信コイルは、例えば、全身用コイル（ｗｈｏｌｅ  ｂｏｄｙ  ｃｏｉｌ：ＷＢコイル）である。ＷＢコイルは、送受信コイルとして使用されてもよい。
【００１９】
受信コイル１１７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦコイルである。受信コイル１１７は、高周波磁場によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。受信コイル１１７は、受信したＭＲ信号を受信回路１１９へ出力する。受信コイル１１７は、例えば、１以上、典型的には複数のコイルエレメントを有するコイルアレイである。なお、図１において送信コイル１１５と受信コイル１１７とは別個のＲＦコイルとして記載されているが、送信コイル１１５と受信コイル１１７とは、一体化された送受信コイルとして実施されてもよい。送受信コイルは、例えば、被検体Ｐの撮像対象に対応し、頭部コイルのような局所的な送受信ＲＦコイルである。
【００２０】
受信回路１１９は、シーケンス制御回路１２１の制御により、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に基づいて、デジタル化された複素数データであるデジタルのＭＲ信号を生成する。具体的には、受信回路１１９は、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に対して各種信号処理を施した後、各種信号処理が施されたデータに対してアナログ/デジタル（Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  Ｄｉｇｉｔａｌ））変換を実行する。受信回路は１１９は、ＡＤ変換されたデータに対して標本化（サンプリング）を実行する。これにより、受信回路１１９は、デジタルのＭＲ信号（以下、磁気共鳴（ＭＲ）データと呼ぶ）を生成する。受信回路１１９は、生成されたＭＲデータを、シーケンス制御回路１２１に出力する。
【００２１】
シーケンス制御回路１２１は、処理回路１３１から出力された撮像プロトコルに従って、傾斜磁場電源１０５、送信回路１１３及び受信回路１１９等を制御し、被検体Ｐに対する撮像を行う。撮像プロトコルは、検査に応じた各種パルスシーケンスを有する。撮像プロトコルには、傾斜磁場電源１０５により傾斜磁場コイル１０３に供給される電流の大きさ、傾斜磁場電源１０５により電流が傾斜磁場コイル１０３に供給されるタイミング、送信回路１１３により送信コイル１１５に供給されるＲＦパルスの大きさ、送信回路１１３により送信コイル１１５にＲＦパルスが供給されるタイミング、受信コイル１１７によりＭＲ信号が受信されるタイミング等が定義されている。傾斜磁場電源１０５により傾斜磁場コイル１０３に供給される電流の大きさは、パルスシーケンスに応じたリードアウト傾斜磁場の波形に対応する。
【００２２】
バス１２３は、インタフェース回路１２５と、ディスプレイ１２７と、記憶装置１２９と、処理回路１３１との間でデータを伝送させる伝送路である。バス１２３には、ネットワーク等を介して、各種生体信号計測器、外部記憶装置、各種モダリティなどが適宜接続されてもよい。
【００２３】
インタフェース回路１２５は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける回路である。インタフェース回路１２５は、例えば、マウス等のポインティングデバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスに関する回路である。なお、インタフェース回路１２５は、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品に関する回路に限定されない。例えば、本ＭＲＩ装置１００とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、受け取った電気信号を種々の回路へ出力するような電気信号の処理回路もインタフェース回路１２５の例に含まれる。
【００２４】
ディスプレイ１２７は、処理回路１３１におけるシステム制御機能１３１１による制御のもとで、例えば、画像生成機能１３１３により再構成されたＭＲ画像、磁化率マップ生成機能１３１５により生成された磁化率マップ、導電率マップ生成機能１３１７により生成された導電率マップ等の各種の画像および情報を表示する。磁化率マップとは、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す画像であり、導電率マップは、被検体内の複数の導電率を定量的に示す画像である。ディスプレイ１２７は、例えば、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイ、モニタ等の表示デバイスである。
【００２５】
記憶装置１２９は、画像生成機能１３１３を介してｋ空間に充填されたＭＲデータ、画像生成機能１３１３により生成された画像データ等を記憶する。記憶装置１２９は、各種撮像プロトコル、撮像プロトコルを規定する複数の撮像パラメータを含む撮像条件等を記憶する。記憶装置１２９は、処理回路１３１で実行される各種機能に対応するプログラムを記憶する。記憶装置１２９は、例えば、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ  Ａｃｃｅｓｓ  Ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスクドライブ（ｈａｒｄ  ｄｉｓｋ  ｄｒｉｖｅ）、ソリッドステートドライブ（ｓｏｌｉｄ  ｓｔａｔｅ  ｄｒｉｖｅ）、光ディスク等である。また、記憶装置１２９は、ＣＤ−ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であってもよい。
【００２６】
処理回路１３１は、ハードウェア資源として図示していないプロセッサ、ＲＯＭやＲＡＭ等のメモリ等を有し、本ＭＲＩ装置１００を統括的に制御する。処理回路１３１は、システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５、導電率マップ生成機能１３１７を有する。システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５、導電率マップ生成機能１３１７にて行われる各種機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶装置１２９へ記憶されている。処理回路１３１は、これら各種機能に対応するプログラムを記憶装置１２９から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読みだした状態の処理回路１３１は、図１の処理回路１３１内に示された複数の機能等を有することになる。
【００２７】
なお、図１においては単一の処理回路１３１にてこれら各種機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１３１を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。換言すると、上述のそれぞれの機能がプログラムとして構成され、１つの処理回路が各プログラムを実行する場合であってもよいし、特定の機能が専用の独立したプログラム実行回路に実装される場合であってもよい。なお、処理回路１３１が有するシステム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５、導電率マップ生成機能１３１７は、それぞれシステム制御部、画像生成部、磁化率マップ生成部、導電率マップ生成部の一例である。
【００２８】
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  Ｓｐｅｃｉｆｉｃ  Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ  Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ  Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  Ｌｏｇｉｃ  Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ  Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  Ｌｏｇｉｃ  Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ  Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  Ｇａｔｅ  Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。
【００２９】
プロセッサは、記憶装置１２９に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶装置１２９にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、寝台制御回路１０９、送信回路１１３、受信回路１１９、シーケンス制御回路１２１等も同様に、上記プロセッサなどの電子回路により構成される。
【００３０】
処理回路１３１は、システム制御機能１３１１により、ＭＲＩ装置１００を統括的に制御する。具体的には、処理回路１３１は、記憶装置１２９に記憶されているシステム制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開されたシステム制御プログラムに従って本ＭＲＩ装置１００の各回路を制御する。例えば、処理回路１３１は、システム制御機能１３１１により、インタフェース回路１２５を介して操作者から入力される撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを記憶装置１２９から読み出す。なお、処理回路１３１は、撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを生成してもよい。処理回路１３１は、撮像プロトコルをシーケンス制御回路１２１に送信し、被検体Ｐに対する撮像を制御する。
【００３１】
処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、リードアウト傾斜磁場の強度に従って、ｋ空間のリードアウト方向に沿ってＭＲデータを充填する。処理回路１３１は、ｋ空間に充填されたＭＲデータに対してフーリエ変換を行うことにより、ＭＲ画像を生成する。例えば、処理回路１３１は、ＭＲデータのうち実部データに基づいて、実部画像を生成する。また、処理回路１３１は、ＭＲデータのうち虚部データに基づいて、虚部画像を生成する。処理回路１３１は、実部画像の強度（絶対値）と虚部画像の強度（絶対値）とを用いて、強度画像を生成する。処理回路１３１は、実部画像に対する虚部画像の比に対して逆正接（アークタンジェント：ｔａｎ−１）を計算することにより、位相画像を生成する。処理回路１３１は、強度画像および位相画像などのＭＲ画像を、ディスプレイ１２７や記憶装置１２９に出力する。処理回路１３１により実現される磁化率マップ生成機能１３１５および導電率マップ生成機能１３１７については、後程詳述する。
【００３２】
以上が本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体構成についての説明である。磁化率マップ生成機能１３１５および導電率マップ生成機能１３１７の説明に先立って、磁化率マップの生成に用いられる位相画像に関するＭＲデータの収集について説明する。次いで、磁化率マップの生成および導電率マップの生成について説明する。
【００３３】
シーケンス制御回路１２１は、グラジエントエコー系のパルスシーケンスを有する撮像プロトコルに従って、被検体Ｐをスキャンする。具体的には、撮像プロトコルは、グラジエントエコー系のマルチエコー法のパルスシーケンスまたはグラジエントエコー系のＥＰＩ（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ）のパルスシーケンスを有する。これにより、シーケンス制御回路１２１は、エコー時間が異なるＭＲデータを収集する。
【００３４】
処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、エコー時間が異なるＭＲデータを用いて、複数のエコー時間にそれぞれ対応する複数の位相画像を生成する。複数の位相画像各々の画素には、逆正接の計算結果に応じて、−πラジアン（ｒａｄ）から＋πラジアン（ｒａｄ）の範囲（以下、位相範囲と呼ぶ）の位相値（スピンの位相情報）が割り当てられる。すなわち、−πラジアン未満の位相値および＋πラジアンを超える位相値は、位相画像の生成において、それぞれ位相範囲内に折り返される。
【００３５】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、ＭＲデータにおけるスピンの位相情報に基づいて磁化率値を計算し、磁化率マップを生成する。具体的には、処理回路１３１は、位相情報に対する非線形処理により、磁化率マップを生成する。より詳細には、処理回路１３１は、複数の位相画像各々に対して非線形処理を実行し、磁化率値を計算する。ここで、非線形処理とは、例えば、位相折り返し除去、背景磁場（静磁場Ｂ０）の影響除去、これら除去後の複数の位相画像（以下、組織位相画像と呼ぶ）から磁化率値を計算する磁化率計算処理等である。なお、非線形処理のうち非線形高画質処理である位相折り返し除去および背景磁場の影響除去については、画像生成機能１３１３により実行されてもよい。以下、非線形処理について詳述する。
【００３６】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数の位相画像各々に対して、位相折り返し除去を実行する。具体的には、処理回路１３１は、ＭＲＩの技術分野およびＳＡＲ（Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ  Ａｐｅｒｔｕｒｅ  Ｒａｄａｒ）の技術分野などで使用される公知の処理法、例えば、領域拡張法、ラプラシアン法、グラフカット法等の公知技術を用いて、位相折り返し除去を実行する。位相折り返し除去後の位相画像は、体内組織の磁化率に起因する位相と、背景磁場の影響に起因する位相とが重畳している。背景磁場の影響に起因する位相は、体内組織の磁化率に起因する位相よりも、例えば１０倍以上大きい。体内組織の磁化率値を精度良く求めるためには、位相折り返しが除去された位相画像から、背景磁場の影響に起因する位相を取り除く処理、即ち、背景磁場の影響除去が必要となる。
【００３７】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、位相折り返しが除去された位相画像に対して、背景磁場の影響除去を実行する。具体的には、処理回路１３１は、例えば、フィルタを適用する方法、ＳＨＡＲＰ（Ｓｏｐｈｉｓｔｉｃａｔｅｄ  Ｈａｒｍｏｎｉｃ  Ａｒｔｉｆａｃｔ  Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ  ｏｎ  Ｐｈａｓｅ  ｄａｔａ）法（改良ＳＨＡＲＰ法、及びＲＥＳＨＡＲＰ（Ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ−Ｅｎａｂｌｅｄ  ＳＨＡＲＰ）法を含む）、ＰＤＦ（Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ  ｏｎｔｏ  Ｄｉｐｏｌｅ  Ｆｉｅｌｄ）法などの種々の方法を用いて、背景磁場の影響除去を実行する。処理回路１３１は、上記のいずれかの背景磁場影響除去を位相折り返し除去後の位相画像に対して実行することにより、背景磁場の影響が除去された組織位相画像を生成する。
【００３８】
図２は、位相折り返し除去および背景磁場の影響除去が実行された組織位相画像の一例を示す図である。図２における位相折り返し除去前の位相画像Ｐｕｆは、画像生成機能１３１３により生成された位相画像を示している。位相画像Ｐｕｆの濃淡は、−πラジアンから＋πラジアンの位相範囲における位相値を示している。図２における位相除去後の位相画像Ｐｕａの濃淡は、例えば、−３πラジアンから＋３πラジアンの位相範囲における位相値を示している。図２における背景磁場の影響除去後の位相画像Ｔｐｉは、組織位相画像を示している。処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数のエコー時間にそれぞれ対応する複数の組織位相画像を生成する。
【００３９】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数の組織位相画像における同一位置の複数の画素ごとに、エコー時間に対する位相値の分布（以下、位相分布と呼ぶ）に対して回帰分析を実行する。すなわち、処理回路１３１は、この回帰分析により、フィッティングを実行する。処理回路１３１は、回帰分析により、回帰分析の結果、例えば位相分布における回帰直線の傾きなどの回帰パラメータを、画素ごとに決定する。回帰分析は線形回帰分析に限定されず、例えば、ロバスト推定や正則化付き回帰、非線形回帰（サポートベクターマシンやランダムフォレストなどの機械学習）など、各種複雑な回帰分析が用いられてもよい。処理回路１３１は、決定された傾きに対して磁化率計算処理を実行することにより、画素ごとに磁化率値を計算する。
【００４０】
具体的には、回帰分析の結果としての回帰直線は、位相値をφ、傾きをａ、エコー時間をＴＥ、切片（初期位相値）をφ０とすると、  
φ＝ａ×ＴＥ＋φ０  （１）  
で表される。傾きａは、プロトンの磁気回転比γ、静磁場Ｂ０、および磁場分布δの積
ａ＝γ×Ｂ０×δ  （２）
により表される。磁場分布δは、ローカルフィールドマップとも呼ばれ、生体組織間の磁化率値の差によって生じる相対的な磁場変化に相当する。すなわち、磁場分布δは、組織位相画像の複数の画素各々における磁化により生成される磁場が組織位相画像における画素各々に及ぼす磁場の分布を示している。
【００４１】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、決定された傾きを磁気回転比γと静磁場Ｂ０との積（ラーモア周波数ω）で除算することにより、磁場分布δを計算する。処理回路１３１は、計算された磁場分布δに対して、例えば、Ｌ１ノルム正則化等の各種最適化手法を実行することにより、画素各々の磁化率値を計算する。以下、磁場分布δから磁化率値を計算する手順について説明する。
【００４２】
磁場分布δは、ダイポールカーネル（ｄｉｐｏｌｅ  ｋｅｒｎｅｌ）ｄと磁化率χの値（磁化率値）との畳み込み積分（δ＝ｄ＊χ）で、以下のように表される。  
δ＝ｄ＊χ  （３）  
式（３）の両辺に対してフーリエ変換Ｆを実行すると、式（３）は、以下の式（４）となる。  
Ｆ［δ］＝Ｄ×Ｆ［χ］  （４）  
式（４）におけるＤは、ダイポールカーネル（ｄｉｐｏｌｅ  ｋｅｒｎｅｌ）ｄのフーリエ変換（Ｄ＝Ｆ[ｄ]）であり、以下のように表される。  
Ｄ＝１／３−ｋｚ２／（ｋｘ２＋ｋｙ２＋ｋｚ２）  （５）  
式（５）において、Ｄの逆数Ｄ−１は、ｋｚ２／（ｋｘ２＋ｋｙ２＋ｋｚ２）＝１／３の場合、ゼロとなる。このため、式（４）の両辺に左からＤの逆数Ｄ−１を掛けて、Ｆ［χ］を求める方法は、不良設定問題（ｉｌｌ−ｐｏｓｅｄ  ｐｒｏｂｒｅｍ）となる。
【００４３】
上記不良設定問題を解くために、例えば、Ｌ１ノルム正則化の手法が用いられる。まず、式（４）の両辺に対して逆フーリエ変換を実行すると、以下の式（６）が得られる  
δ＝Ｆ−１［Ｄ×Ｆ［χ］］  （６）
式（６）の右辺を左辺に移行した時の左辺（δ−Ｆ−１［Ｄ×Ｆ［χ］］）と、磁化率値の空間的滑らかさおよびエッジ構造等の正則化項（ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ  ｔｅｒｍ）とを用いて、磁化率値を推定するための第１評価関数ｆ１（χ）が、例えば、以下に示す式（７）のように設定される。  
ｆ１（χ）＝||Ｗ１×（δ−Ｆ−１［Ｄ×Ｆ［χ］］）||２２＋λ||χ||１  （７）  
式（７）における右辺第１項は、式（６）の一致度を示す２次ノルムの２乗である。式（７）の右辺第２項は、正則化項である。また、式（７）の右辺第２項におけるλは、正則化項に関するパラメータ（ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ  ｐａｒａｍｅｔｅｒ）である。また、式（７）の右辺第１項におけるＷ１は、画素ごとの信頼度に相当する重み係数である。重み係数としては、例えば、位相画像に対応する強度画像のノイズ量（分散）、静磁場の不均一性等が用いられる。
【００４４】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、式（７）の右辺を最小化する第１最適化処理により、画素ごとの磁化率値を計算する。処理回路１３１は、式（７）における磁化率値の近似解を安定的に得る方法として、例えば、ニュートン法、最急降下法、共役勾配法、非線形共役勾配法、ペナルティ法、ＡＤＭＭ（Ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  Ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｏｆ  Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒｓ）等、種々の最適化手法を用いて、磁化率値を計算する。処理回路１３１は、計算した画素ごとの磁化率値を、対応する画素上にマッピングすることにより、磁化率マップ（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ  Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ  Ｍａｐｐｉｎｇ：ＱＳＭ）を生成する。なお、処理回路１３１は、各画像の座標位置に対応する磁化率値を示すグラフを生成してもよい。また、処理回路１３１は、強度画像における画素値等を、組織位相画像の画素値や磁化率マップの磁化率値に乗算したり、または減算したりして、新たな画像を生成してもよい。また、処理回路１３１は、磁化率マップをカラー化し、グレースケールである強度画像に重ねあわせた画像（磁化率重畳画像）を生成してもよい。
【００４５】
処理回路１３１は、導電率マップ生成機能１３１７により、磁化率マップにおける磁化率値を用いて被検体内の導電率値を計算し、計算された導電率値を用いて導電率マップを生成する。導電率マップの生成に用いられる磁化率マップは、磁化率マップ生成機能１３１５により生成された磁化率マップであるものとする。このとき、処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により計算された磁化率値を用いて、導電率値を計算する。
【００４６】
なお、導電率マップの生成に用いられる磁化率マップは、磁化率マップ生成機能１３１５により生成された磁化率マップに限定されず、例えば、磁化率計等で実測された磁化率マップであってもよいし、非線形高画質処理を用いて過去に生成された磁化率マップであってもよい。このとき、処理回路１３１は、記憶装置１２９から、またはネットワークを介して、導電率マップの生成に用いられる磁化率マップを読み出す。
【００４７】
具体的には、処理回路１３１は、導電率マップ生成機能１３１７により、エコー時間ＴＥと磁化率値とによる位相値への影響関係（式（１）、式（２）、式（５）、式（６）等）を用いて、磁化率マップにおける磁化率値を、位相分布における回帰分析の結果、例えば回帰直線の新たな傾きａ’に変換する（以下、順変換と呼ぶ）。処理回路１３１は、式（１）における傾きａを、順変換された傾きａ’に更新する。処理回路１３１は、位相分布と更新された傾きａ’とを用いた更なる回帰分析により、エコー時間ＴＥがゼロとなる時点における位相値φ０（以下、初期位相値と呼ぶ）を特定する。
【００４８】
処理回路１３１は、導電率マップ生成機能１３１７により、特定した初期位相値φ０を用いて導電率値を計算する。具体的には、処理回路１３１は、以下に示す初期位相値φ０と導電率σの値（導電率値）との関係式（８）を用いて、導電率値を計算する。  
σ＝∇２φ０／（ω×μ０）  （８）  
式（８）の右辺の演算子∇２は、ナブラ（ｎａｂｌａ）の２乗であって、ラプラシアン（Ｌａｐｌａｃｉａｎ）に相当する。また、式（８）の右辺のμ０は、真空の透磁率である。式（８）におけるラプラシアンは、２階微分であるため、高域通過フィルタに相当する。これにより、∇２φ０の計算結果は、初期位相値φ０に含まれるノイズ成分を強調することとなる。
【００４９】
このため、ノイズを強調することなく式（８）を用いて導電率値を推定するための第２評価関数ｆ２（σ）が、平均二乗誤差（Ｍｅａｎ  Ｓｑｕａｒｅ  Ｅｒｒｏｒ：ＭＳＥ）を最小にする手法に基づいて、例えば、以下に示す式（９）のように設定される。  
ｆ２（σ）＝||σ−∇２φ０／（ω×μ０）||２２  （９）  
式（９）における右辺は、式（８）の一致度を示す２次ノルムの２乗である。
【００５０】
処理回路１３１は、導電率マップ生成機能１３１７により、式（９）の右辺を最小化する第２最適化処理により、画素ごとの導電率値を計算する。処理回路１３１は、例えば、第１最適化処理と同様な種々の最適化手法を用いて、式（９）の右辺を最小化することにより、導電率値を計算する。処理回路１３１は、計算した画素ごとの導電率値を、対応する画素上にマッピングすることにより、導電率マップ（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ  Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ  Ｍａｐｐｉｎｇ：ＱＣＭ）を生成する。なお、処理回路１３１は、各画像の座標位置に対応する導電率値を示すグラフを生成してもよい。また、処理回路１３１は、強度画像における画素値等を導電率マップの導電率値に乗算したり、減算したりして新たな画像を生成してもよい。また、処理回路１３１は、導電率マップをカラー化し、グレースケールである強度画像に重ねあわせた画像（導電率重畳画像）を生成してもよい。
【００５１】
なお、評価関数ｆ２（σ）は、画素ごとの信頼度に相当する重み係数Ｗ２を用いて、以下に示す式（１０）のように設定されてもよい。  
ｆ２（σ）＝Ｗ２×||σ−∇２φ０／（ω×μ０）||２２  （１０）  
式（１０）の右辺におけるＷ２は、例えば、位相画像に対応する強度画像のノイズ量（分散）、静磁場の不均一性、磁化率マップのノイズ量（分散）等が用いられる。式（１０）を用いた第２最適化処理は、強度画像のノイズ量、静磁場の不均一性、または磁化率マップのノイズ量を重みとして用いた重み付け最適化処理に相当する。
【００５２】
また、評価関数ｆ２（σ）は、式（１０）に正則化項を加えて、以下の式（１１）のように設定されてもよい。  
ｆ２（σ）＝Ｗ２×||σ−∇２φ０／（ω×μ０）||２２＋λ||Ｉ（σ、χ）||１  （１１）  
式（１１）の右辺第２項におけるＩ（σ、χ）は、磁化率マップと導電率マップとの類似度に相当する。式（１１）を用いた第２最適化処理は、磁化率マップと導電率マップとの構造的な類似性を正則パラメータとして用いた最適化処理に相当する。式（１１）を用いた第２最適化処理においては、ｆ２（σ）を最小化するための繰り返し演算各々において、処理回路１３１は、導電率マップを生成し、生成した導電率マップと磁化率マップとの類似度を計算する。処理回路１３１は、例えば、導電率マップと磁化率マップとの間の相関係数、相互情報量等を用いて、類似度Ｉ（σ、χ）を計算する。
【００５３】
（動作）  
図３は、本実施形態における動作の処理手順の一例を示すフローチャートである。  
（ステップＳａ１）  
グラジエントエコー系のパルスシーケンスを有する撮像プロトコルが、記憶装置１２９から読み出される。以下、説明を簡単にするために、グラジエントエコー系のパルスシーケンスは、マルチエコー法であって、異なるエコー時間は４つであるものとする。読み出された撮像プロトコルが実行されることにより、被検体Ｐに対してマルチエコー撮像が実施される。マルチエコー撮像により、複数のエコー時間ＴＥ各々に対応するＭＲデータが収集される。
【００５４】
（ステップＳａ２）  
ＭＲデータに基づいて、エコー時間ＴＥに応じた複数の位相画像が生成される。生成された複数の位相画像各々に対して、非線形処理のうち非線形高画質処理である位相折り返し除去および背景磁場の影響除去が実行され、エコー時間に応じた複数の組織位相画像が生成される。
【００５５】
なお、磁化率値と導電率値とのうち少なくとも一方の計算において、強度画像のノイズ量が用いられる場合、エコー時間ＴＥに応じた複数の強度画像が、処理回路１３１における画像生成機能１３１３により生成される。次いで、生成された複数の強度画像のうち少なくとも一つにおける複数の画素値を用いて、強度画像の分散が、ノイズ量として画像生成機能１３１３により計算される。
【００５６】
（ステップＳａ３）  
複数の組織位相画像における同一位置の画素ごとの位相分布に対する回帰分析により、回帰パラメータが決定される。例えば、回帰分析により、フィッティングが実行される。このフィッティングにより、式（１）における回帰直線の傾きａ（回帰パラメータ）が、画素ごとに決定される。
【００５７】
図４は、エコー時間が異なる複数の組織位相画像における同一位置の画素ごとの位相分布に対するフィッティングの一例を示す図である。図４におけるグラフは、エコー時間ＴＥ１に対応する組織位相画像Ｔｐｉ１と、エコー時間ＴＥ２に対応する組織位相画像Ｔｐｉ２と、エコー時間ＴＥ３に対応する組織位相画像Ｔｐｉ３と、エコー時間ＴＥ４に対応する組織位相画像Ｔｐｉ４とにおいて、同一の位置のある画素についての位相分布と、式（１）によるフィッティングの一例を示している。
【００５８】
（ステップＳａ４）  
回帰分析の結果に対する第１最適化処理により、磁化率値が、画素ごとに計算される。具体的には、決定された傾きにおける磁場分布δに対する第１最適化処理により、磁化率値が、画素ごとに計算される。複数の画素にそれぞれ対応する複数の磁化率値を用いて、磁化率マップが生成される。第２最適化処理において磁化率マップのノイズ量が用いられる場合、磁化率マップの分散が、ノイズ量として磁化率マップ生成機能１３１５により計算される。ステップＳａ２および本ステップＳａ４における処理は、複数のエコー時間ＴＥにそれぞれ対応する複数の位相画像に対する非線形処理に相当する。
【００５９】
なお、非線形処理等によりノイズやアーチファクトが低減された高画質な磁化率マップ、または磁化率計等で実測された磁化率マップが記憶装置１２９に記憶されている場合、ステップＳａ２乃至ステップＳａ４の処理は不要となる。このとき、記憶装置１２９から読み出された磁化率マップを用いて、以下のステップＳａ５の処理が実行される。
【００６０】
（ステップＳａ５）  
エコー時間ＴＥと磁化率値とによる位相値への影響関係（式（１）、式（２）、式（５）、式（６）等）を用いて、磁化率マップにおける磁化率値が、位相分布における新たな書きパラメータに変換される。例えば、影響関係を用いた順変換により、磁化率マップにおける磁化率値が、位相分布における回帰直線の新たな傾きａ’に変換される。具体的には、処理回路１３１における導電率マップ生成機能１３１７により、磁化率マップにおける磁化率χのフーリエ変換Ｆ［χ］が計算される。式（６）に示すように、磁化率χのフーリエ変換Ｆ［χ］と式（５）に示すダイポールカーネルｄのフーリエ変換Ｄとの積に対して逆フーリエ変換が実行される。この逆フーリエ変換により、新たな磁場分布δ’が計算される。式（２）に示すように、新たな磁場分布δ’にプロトンの磁気回転比γと静磁場Ｂ０とを乗算することにより、新たな傾きａ’が計算される。すなわち、磁化率マップは、式（１）、式（２）、式（５）、式（６）を用いた順変換により新たな傾きａ’に変換される。次いで、ステップＳａ３により決定された傾きａが、変換された傾きａ’に更新される。この傾きの更新は、図４における回帰直線の傾きａを、磁化率値を順変換により変換した傾きａ’に変更することに相当する。換言すれば、回帰パラメータａが新たな回帰パラメータａ’に更新される。
【００６１】
なお、記憶装置１２９またはネットワークを介して、導電率マップの生成に用いられる磁化率マップを読み出された場合、導電率マップ生成機能１３１７における順変換により、磁化率マップが傾きに変換される。変換された傾きを用いて、後述するステップＳａ６の処理が実行される。
【００６２】
（ステップＳａ６）  
位相分布と更新された回帰パラメータとを用いた更なる回帰分析により、エコー時間ＴＥがゼロとなる初期位相値φ０が特定される。例えば、位相分布と更新された傾きとを用いた更なる回帰分析により、初期位相値φ０が特定される。具体的には、位相分布における位相値を示す軸に沿って傾きａ’の直線を並進させながら最小二乗法を位相分布に適用することにより、初期位相値φ０が特定される。
【００６３】
（ステップＳａ７）  
特定された位相値に対する第２最適化処理により、導電率値が、画素ごとに計算される。複数の画素にそれぞれ対応する複数の導電率値を用いて、導電率マップが生成される。図４に示すように、ステップＳａ５およびステップＳａ６の処理において実行された更なる回帰分析により決定された回帰パラメータにおいて、回帰直線の傾きａ’は磁化率マップに対応し、初期位相値φ０は導電率マップに対応するものとなる。
【００６４】
図５は、エコー時間ＴＥ１に対応する組織位相画像Ｔｐｉ１と導電率重畳画像ＳＱＣＭとの一例を示す図である。図５に示すように、導電率重畳画像ＳＱＣＭは、アーチファクトおよびノイズを低減されて、ディスプレイ１２７に表示される。
【００６５】
以上に述べた構成によれば、以下に示す効果を得ることができる。  
本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップにおける磁化率値を用いて被検体内の導電率値を計算し、導電率値を用いて、前記被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップを生成することができる。具体的には、本ＭＲＩ装置１００によれば、グラジエントエコー系のパルスシーケンスを用いて被検体Ｐを撮像することにより、エコー時間が異なる磁気共鳴データを収集し、磁気共鳴データにおけるスピンの位相情報に基づいて、位相情報に対する非線形処理により磁化率値を計算し、計算された磁化率値を用いて磁化率マップを生成し、計算された磁化率値を用いて導電率値を計算することができる。より詳細には、本ＭＲＩ装置１００によれば、エコー時間と磁化率値とによる位相情報（スピンの位相値）への影響関係を用いて、磁化率値をエコー時間に対する位相値の分布における回帰パラメータ（回帰直線の傾き）に画素ごとに変換（更新）し、変換（更新）された傾きと位相分布とを用いた回帰により、エコー時間がゼロとなる時点における位相値を特定し、特定した位相値を用いて導電率値を計算することができる。
【００６６】
また、本ＭＲＩ装置１００によれば、磁化率マップにおける磁化率値に基づいて磁化率マップのノイズ量を計算し、計算されたノイズ量を重みとして用いた重み付け最適化処理により、導電率値を計算することができる。また、本ＭＲＩ装置１００によれば、被検体Ｐに対する撮像における静磁場Ｂ０の不均一性を位相情報から除去することにより磁化率マップを生成し、静磁場Ｂ０の不均一性を重みとして用いた重み付け最適化処理により導電率値を計算することができる。また、本ＭＲＩ装置１００によれば、磁化率マップと導電率マップとにおける構造的な類似性を正則パラメータとして用いた最適化処理により導電率値を計算することができる。
【００６７】
以上のことから、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、位相画像に対する非線形処理により生成された磁化率画像を用いて、位相分布における回帰パラメータ（回帰直線の傾き）を計算し、計算された回帰パラメータ（傾き）と位相分布とを用いて回帰分析の結果（回帰直線）における初期位相値φ０を計算し、計算された初期位相値をφ０を用いて導電率マップを生成することができる。これにより、本ＭＲＩ装置１００によれば、エコー時間に対する位相値の線形性のモデルにおける誤差を低減させることができ、アーチファクトやノイズを低減させた高画質な導電率マップを生成することができる。
【００６８】
（第１応用例）  
本実施形態との相違は、磁化率マップと導電率マップとを繰り返し生成する反復処理を停止させる停止条件が満たされるまで磁化率マップと導電率マップとを繰り返し生成することにある。
【００６９】
記憶装置１２９は、磁化率マップと導電率マップとを繰り返し生成する反復処理を停止させる停止条件を記憶する。停止条件は、例えば、磁化率マップと導電率マップとの生成を繰り返す反復回数、導電率マップと磁化率マップとのうち少なくとも一方のノイズ量、最新の導電率マップの生成直前に生成された導電率マップから最新の導電率マップへの変化量、最新の磁化率マップの生成直前に生成された磁化率マップから最新の磁化率マップへの変化量などである。反復回数については、インタフェース回路１２５を介した操作者の指示により、入力されてもよい。また、導電率マップと磁化率マップとのうち少なくとも一方のノイズ量については、例えば、導電率マップと磁化率マップとの表示において、操作者により視認されない程度のノイズ量である。また、上記変化量は、例えば、ゼロ近傍の値である。
【００７０】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、導電率マップ生成機能１３１７により生成された導電率マップにおける導電率値と位相情報（位相分布）とに基づいて、磁化率マップを再度生成する。処理回路１３１は、停止条件が満たされるまで、磁化率マップの生成を繰り返す。
【００７１】
具体的には、処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、導電率マップにおける導電率値と式（８）を用いて、初期位相値φ０を計算する。式（８）は、ヘルムホルツ方程式に相当するため、処理回路１３１は、変数分離法等により、解析的に初期位相値φ０を計算する。なお、処理回路１３１は、初期位相値φ０の計算として変数分離法による解析的な計算に限定されず、例えば、式（９）、式（１０）、式（１１）のうちいずれか一つの第２評価関数を用いた第２最適化処理により、初期位相値φ０を計算してもよい。式（１０）を評価関数として用い、かつ重み係数Ｗ２が磁化率マップのノイズ量である場合、繰り返し生成される複数の磁化率マップのうち最新の磁化率マップのノイズ量が、重み係数Ｗ２として用いられる。また、式（１１）を評価関数として用いる場合、処理回路１３１は、最新の磁化率マップと繰り返し生成される複数の導電率マップのうち最新の導電率マップとを用いて、類似度Ｉ（σ、χ）を計算する。
【００７２】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、初期位相値φ０と位相分布とを用いた更なる回帰分析を画素ごとに実行する。例えば、処理回路１３１は、この回帰分析により、フィッティングを画素ごとに実行する。処理回路１３１は、このフィッティングにより、式（１）における回帰直線の傾き（回帰パラメータ）を更新する。次いで、処理回路１３１は、更新された傾きを用いて磁化率値を計算する。磁化率値の計算については、実施形態で説明した内容と同様なため、詳細な説明は省略する。処理回路１３１は、計算した磁化率値を用いて磁化率マップを再度生成する。
【００７３】
処理回路１３１は、導電率マップ生成機能１３１７により、再度生成された磁化率マップにおける磁化率値と位相情報（位相分布）とに基づいて、導電率マップを再度生成する。処理回路１３１は、停止条件が満たされるまで、導電率マップの生成を繰り返す。
【００７４】
具体的には、処理回路１３１は、導電率マップ生成機能１３１７により、再度生成された磁化率マップにおける磁化率値を、順変換により回帰直線の傾き（回帰パラメータ）に変換する。処理回路１３１は、式（１）における傾きを、順変換された傾きａ’に更新する。すなわち、回帰パラメータａが、新たな回帰パラメータａ’に更新される。処理回路１３１は、位相分布と更新された傾きとを用いた更なる回帰分析により、初期位相値を特定し、更新する。処理回路１３１は、更新された初期位相値を用いて、導電率値を計算する。導電率値の計算については、実施形態で説明した内容と同様なため、詳細な説明は省略する。処理回路１３１は、計算した導電率値を用いて導電率マップを再度生成する。
【００７５】
ディスプレイ１２７は、繰り返し生成された複数の磁化率マップと複数の導電率マップとのうち少なくとも一方を、例えば、生成順序を示すスクロールバーのノブのとともに表示する。図６は、生成順序に従って配列して表示された複数の導電率重畳画像と、生成順序を示すスクロールバーのノブとを表示した表示例を示す図である。図６に示す２重線で囲まれた導電率重畳画像ＳＱＣＭｉは、ｉ（１≦ｉ≦Ｎ：ｉ、Ｎは自然数）番目の反復において生成された導電率重畳画像であり、かつインタフェース回路１２５を介して操作者により選択された導電率重畳画像を示している。なお、操作者により選択された導電率重畳画像は、２重線の枠の代わりに、ハイライト表示、拡大表示等、任意の強調表示がされてもよい。スクロールバーＳＢにおけるノブＮＢは、反復回数１乃至Ｎを示すスクロールバーＳＢにおいて、反復回数ｉの位置を示している。インタフェース回路１２５を介したカーソルＣＳの操作により、スクロールバーＳＢにおけるノブＮＢの位置が移動されると、導電率重畳画像は、スクロールして表示される。これにより、操作者は、複数の磁化率マップおよび複数の導電率マップのうち、所望の画像を選択して表示することができる。
【００７６】
（動作）  
本応用例における動作は、図３のフローチャートにおいて、ステップＳａ７の処理の後に、停止条件が満たされるか否かについて処理回路１３１が判定する処理が付加されるものとなる。具体的には、ステップＳａ７の処理の後に停止条件が満たされていなければ、ステップＳａ３乃至ステップＳａ６の処理が繰り返される。ステップＳａ７の処理の後に停止条件が満たされていれば、繰り返し生成された複数の磁化率マップと複数の導電率マップとのうち少なくとも一方を、生成順序を示すスクロールバーのノブのとともに表示される。このとき、複数の磁化率マップと複数の導電率マップとのうち少なくとも一方に対して、インタフェース回路１２５を介して操作者の選択指示が入力されると、選択された磁化率マップまたは導電率マップは、記憶装置１２９に記憶される。
【００７７】
以上に述べた構成によれば、本実施形態における効果に加えて、以下に示す効果を得ることができる。  
本応用例に係るＭＲＩ装置１００によれば、生成された導電率マップにおける導電率値と位相情報とに基づいて磁化率マップを再度生成し、再度生成された磁化率マップにおける磁化率値と位相情報とに基づいて導電率マップを再度生成し、磁化率マップと導電率マップとのうち少なくとも一方を、磁化率マップと導電率マップとを繰り返し生成する反復処理を停止させる停止条件が満たされるまで、繰り返し生成することができる。具体的には、本応用例に係るＭＲＩ装置１００によれば、停止条件が満たされるまで、位相分布における回帰直線の傾きおよび初期位相値φ０を繰り返し処理毎に更新し、更新された傾きを用いて磁化率マップを繰り返し処理毎に生成し、更新された位相値を用いて導電率マップを繰り返し処理毎に生成することができる。これにより、本応用例に係るＭＲＩ装置１００によれば、エコー時間に対する位相値の線形性のモデルにおける誤差をさらに低減させることができ、アーチファクトやノイズをさらに低減させたより高画質な磁化率マップおよび導電率マップを生成することができる。
【００７８】
加えて、本応用例に係るＭＲＩ装置１００によれば、繰り返し生成された複数の磁化率マップと、繰り返し生成された複数の導電率マップとを、生成順序を示すスクロールバーのノブとともに表示することができる。これにより、本ＭＲＩ装置１００によれば、繰り返し生成された複数の磁化率マップと複数の導電率マップとにおいて、操作者が所望する磁化率マップと導電率マップとを選択可能に表示することができ、例えば、被検体Ｐに対する診断効率を向上させることができる。
【００７９】
（第２応用例）  
本実施形態との相違は、位相分布に対するフィッティングによる初期位相値φ０を用いて導電率マップを生成し、生成した導電率マップを用いて初期位相値φ０を更新し、更新された初期位相値φ０を用いたフィッティングによる傾きを用いて磁化率マップを生成することにある。すなわち、本応用例は、まず、位相分布に基づいて導電率マップを生成し、次いで、生成された導電率マップと位相分布とに基づいて磁化率マップを生成する。なお、本応用例において、磁化率マップの生成に用いられる導電率マップは、導電率マップ生成機能１３１７により生成された導電率マップに限定されず、例えば、予め導電率計等で実測された導電率マップであってもよいし、第２最適化処理を用いて過去に生成された導電率マップであってもよい。このとき、処理回路１３１は、記憶装置１２９から、またはネットワークを介して、磁化率マップの生成に用いられる導電率マップを読み出す。
【００８０】
処理回路１３１は、導電率マップ生成機能１３１７により、位相分布に対する回帰分析により、フィッティングを画素ごとに実行する。処理回路１３１は、回帰直線における初期位相値φ０（回帰パラメータ）を、画素ごとに決定する。処理回路１３１は、決定された初期位相値φ０を用いた第２最適化処理により、画素ごとの導電率値を計算する。導電率値の計算については、実施形態で説明した内容と同様なため、詳細な説明は省略する。処理回路１３１は、計算された導電率値を用いて、導電率マップを生成する。
【００８１】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、導電率マップにおける導電率値と式（８）を用いて、初期位相値φ０を計算する。導電率マップ生成機能１３１７により導電率マップが生成された場合、処理回路１３１は、導電率マップの生成に用いられた初期位相値φ０を、磁化率マップ生成機能１３１５により計算された初期位相値φ０に更新する。
【００８２】
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、更新または計算された初期位相値φ０と位相分布とを用いた更なる回帰分析により、フィッティングを画素ごとに実行する。処理回路１３１は、このフィッティングにより、式（１）における回帰直線の傾きａを計算する。処理回路１３１は、計算された傾きａを用いて磁化率値を計算する。磁化率値の計算については、実施形態で説明した内容と同様なため、詳細な説明は省略する。処理回路１３１は、計算した磁化率値を用いて磁化率マップを生成する。
【００８３】
（動作）  
図７は、本応用例における動作の処理手順の一例を示すフローチャートである。ステップＳｂ１およびステップＳｂ２の処理は、図３におけるステップＳａ１およびステップＳａ２の処理と同様なため、説明は省略する。
【００８４】
（ステップＳｂ３）  
複数の組織位相画像における同一位置の画素ごとの位相分布に対する回帰分析により、フィッティングが実行される。このフィッティングにより、式（１）における回帰直線における初期位相値φ０（回帰パラメータ）が、画素ごとに決定される。
【００８５】
（ステップＳｂ４）  
決定された位相値に対する第２最適化処理により導電率値が、画素ごとに計算される。複数の画素にそれぞれ対応する複数の導電率値を用いて、導電率マップが生成される。なお、第１最適化処理における重み係数Ｗ１として導電率マップのノイズ量が用いられる場合、導電率マップの分散が、導電率マップ生成機能１３１７により、ノイズ量として計算される。
【００８６】
（ステップＳｂ５）  
導電率による位相値への影響関係（式（８））を用いて、導電率マップにおける導電率値が、位相分布における回帰直線の新たな初期位相値φ０に変換される。次いで、ステップＳｂ３において決定された初期位相値が、変換された新たな初期位相値φ０に更新される。記憶装置１２９またはネットワークを介して導電率マップが読み出された場合、読み出された導電率マップの導電率値が、式（８）を用いて初期位相値φ０に変換される。このとき、変換された初期位相値φ０を用いて、後述するステップＳｂ６の処理が実行される。
【００８７】
（ステップＳｂ６）  
位相分布と更新された初期位相値とを用いた更なる回帰分析により、回帰直線の傾きが特定される。具体的には、回帰直線の切片をステップＳｂ５で計算された初期位相値φ０に固定して回帰直線の傾きを変化させながら、最小二乗法を位相分布に適用することにより、傾きａが決定される。
【００８８】
（ステップＳｂ７）  
特定された傾きに対する第１最適化処理により、磁化率値が、画素ごとに計算される。複数の画素にそれぞれ対応する複数の磁化率値を用いて、磁化率マップが生成される。なお、本応用例において、第１応用例のように、磁化率マップと導電率マップとを繰り返し生成する反復処理を停止させる停止条件が満たされるまで、磁化率マップと導電率マップとが繰り返し生成されてもよい。
【００８９】
以上に述べた構成によれば、以下に示す効果を得ることができる。  
本応用例に係るＭＲＩ装置１００によれば、被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップにおける導電率値を用いて被検体内の磁化率値を計算し、磁化率値を用いて、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップを生成することができる。すなわち、本ＭＲＩ装置１００によれば、導電率による位相情報（スピンの位相値）への影響関係を用いて、導電率値をエコー時間に対する位相値の分布における回帰直線の切片に画素ごとに変換し、変換された切片と位相分布とを用いた回帰により、回帰直線の傾きを特定し、特定した傾きを用いて磁化率値を計算することができる。
【００９０】
これにより、本ＭＲＩ装置１００によれば、エコー時間に対する位相値の線形性のモデルにおける誤差を低減させることができ、アーチファクトやノイズを低減させた高画質な磁化率マップを生成することができる。
【００９１】
本実施形態および各種応用例の変形例として、本ＭＲＩ装置１００の技術的思想を医用画像処理装置１３５で実現する場合には、例えば図１の構成図における破線内の構成要素を有するものとなる。医用画像処理装置１３５は、記憶装置１２９に記憶されたＭＲデータ、磁化率マップ、または導電率マップ等を用いて各種処理を実行する。例えば、図３におけるステップＳａ１の処理および図７におけるステップＳｂ１の処理は、「記憶装置１２９からＭＲデータの読み出し」となる。また、ＭＲデータに対する非線形処理または磁化率計等で実測された磁化率マップが記憶装置１２９に記憶されている場合、図３におけるステップＳａ１乃至ステップＳａ４の処理は省略される。また、ＭＲデータに対する非線形処理または導電率計等で実測された導電率マップが記憶装置１２９に記憶されている場合、図８におけるステップＳｂ１乃至ステップＳｂ４の処理は省略される。本医用画像処理装置１３５に関する効果は、本実施形態と同様なため、説明は省略する。
【００９２】
加えて、本実施形態および応用例における画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５、導電率マップ生成機能１３１７等は、当該機能を実行するプログラム（医用処理プログラム）をワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、医用処理プログラムは、例えば、コンピュータに、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップにおける磁化率値を用いて被検体内の導電率値を計算することと、導電率値を用いて、前記被検体内の複数の導電率を定量的に示す導電率マップを生成することとを実現させる。また、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク、光ディスク、半導体メモリなどの各種可搬型記憶媒体に格納して頒布することも可能である。
【００９３】
以上に述べた実施形態、応用例、変形例等のＭＲＩ装置１００および医用画像処理装置１３５によれば、組織の電磁気的特性を定量化した画像の高画質化およびノイズ低減を実現することができる。
【００９４】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
【符号の説明】
【００９５】
１００…磁気共鳴イメージング装置、１０１…静磁場磁石、１０３…傾斜磁場コイル、１０５…傾斜磁場電源、１０７…寝台、１０９…寝台制御回路、１１１…ボア、１１３…送信回路、１１５…送信コイル、１１７…受信コイル、１１９…受信回路、１２１…シーケンス制御回路、１２３…バス、１２５…インタフェース回路、１２７…ディスプレイ、１２９…記憶装置、１３１…処理回路、１０７１…天板、１３１１…システム制御機能、１３１３…画像生成機能、１３１５…磁化率マップ生成機能、１３１７…導電率マップ生成機能。
【図１】
2019005288.tif 000003
【図２】
2019005288.tif 000004
【図３】
2019005288.tif 000005
【図４】
2019005288.tif 000006
【図５】
2019005288.tif 000007
【図６】
2019005288.tif 000008
【図７】
2019005288.tif 000009