(57)【要約】      （修正有）【課題】計算時間を大きく増大させることなく、磁化率を高精度に算出可能な画像処理装置を提供する。【解決手段】被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて生成された画像から被検体の少なくとも一つの組織の磁化率を示す磁化率画像を生成する画像処理部と、を備え、画像処理部が、画像から予め定めた特定組織の含有率を示す特定組織画像及び周波数画像を分離する画像分離部と、周波数画像から特定組織による周波数変化を減算した減算後周波数画像を算出する加減部と、特定組織画像に基づいて特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出すると共に、減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を算出する画像変換部と、を備える。【選択図】図２
2019092938.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて生成された画像から被検体の少なくとも一つの組織の磁化率を示す磁化率画像を生成する画像処理装置であって、
前記画像から予め定めた特定組織に係る特定組織画像及び周波数画像を分離する画像分離部と、
前記周波数画像から前記特定組織による周波数変化を減算した減算後周波数画像を算出する加減部と、
前記特定組織画像に基づいて前記特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出すると共に、前記減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を算出する画像変換部と、
を備えた画像処理装置。
【請求項２】
前記加減部が、前記特定磁化率画像に前記減算後磁化率画像を加算することにより、前記被検体の二以上の組織の磁化率を示す磁化率画像を生成する請求項１記載の画像処理装置。
【請求項３】
前記画像分離部が、前記特定組織画像に基づいて前記特定組織の含有率を示す特定組織含有率画像を算出し、
前記画像変換部が、前記特定組織含有率画像に基づいて前記特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出する請求項１記載の画像処理装置。
【請求項４】
前記画像変換部が、前記特定組織含有率画像に式（１）により算出される特定係数を乗じることにより、前記特定磁化率画像を算出する請求項３記載の画像処理装置。
【数１】
2019092938.tif 000015
ただし、χＷＦは特定係数、Ｍは信号が得られる領域をあらわすマスク画像、Ｌはラプラス演算子、δは周波数画像から算出した磁場画像、Ｃはχに対する畳み込み演算に相当する行列、Ｒは特定組織含有率画像である。
【請求項５】
前記特定組織を脂肪とし、
前記画像分離部が前記特定組織画像として脂肪画像を算出し、
前記画像変換部が前記特定磁化率画像として脂肪磁化率画像を算出する請求項１記載の画像処理装置。
【請求項６】
前記特定組織が、脂肪、出血領域、静脈及び基底核のうち何れか一以上の組織を含む請求項１記載の画像処理装置。
【請求項７】
被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて生成された画像から被検体の少なくとも一つの組織の磁化率を示す磁化率画像を生成する画像処理方法であって、
前記画像から予め定めた特定組織の含有率を示す特定組織画像及び周波数画像を分離する画像分離ステップと、
前記周波数画像から前記特定組織による周波数変化を減算した減算後周波数画像を算出する演算処理ステップと、
前記特定組織画像に基づいて前記特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出すると共に、前記減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を算出する画像変換ステップと、
を備えた画像処理方法。
【請求項８】
被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて生成された画像から被検体の少なくとも一つの組織の磁化率を示す磁化率画像の生成をコンピュータに実行させる画像処理プログラムであって、
前記画像から予め定めた特定組織の含有率を示す特定組織画像及び周波数画像を分離する画像分離ステップと、
前記周波数画像から前記特定組織による周波数変化を減算した減算後周波数画像を算出する演算処理ステップと、
前記特定組織画像に基づいて前記特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出すると共に、前記減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を算出する画像変換ステップと、
をコンピュータに実行させる画像処理プログラム。
【請求項９】
静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場パルスおよび傾斜磁場を印加することにより、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を計測する計測部と、
前記磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する画像再構成部と、
前記画像から被検体の少なくとも一つの組織の磁化率を示す磁化率画像を生成する画像処理部と、を備え、
該画像処理部が、前記画像から予め定めた特定組織の含有率を示す特定組織画像及び周波数画像を分離する画像分離部と、
前記周波数画像から前記特定組織による周波数変化を減算した減算後周波数画像を算出する加減部と、
前記特定組織画像に基づいて前記特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出すると共に、前記減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を算出する画像変換部と、
を備えた磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、画像処理装置、画像処理方法、画像処理プログラム及び磁気共鳴イメージング装置に係り、特に、磁気共鳴イメージング装置によって撮影された被検体内の組織を表す再構成像から磁化率画像を得る技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）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て画像化する医用画像診断装置である。
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。
【０００３】
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。絶対値を画素値とする濃淡画像（絶対値画像）は、プロトン（水素原子核）の密度や緩和時間（Ｔ１、Ｔ２）を反映した画像であり、組織構造の描出に優れる。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。
【０００４】
近年、位相画像が組織間の磁化率差を反映することを利用し、位相画像から生体内の磁化率分布を推定する定量的磁化率マッピング（QSM:Quantitatively Susceptibility Mapping）法が提案されている。ＱＳＭ法により推定された磁化率分布（以後、磁化率画像とよぶ）から、各組織を識別することができ、例えば、大脳基底核の鉄濃度や脳静脈の酸素摂取率を算出することができる。そのためＱＳＭ法は、頭部領域において、神経変性疾患や脳血管疾患の早期診断に役立つことが期待されている。また、ＱＳＭ法は、体幹部領域、例えば、乳房の石灰化検出や肝臓の鉄濃度推定に適用することも検討されている。
【０００５】
例えば、乳房には、水及び脂肪組織の他に石灰化領域が存在することがあり、ＱＳＭ法を適用して石灰化領域を検出することを考える。一般に、石灰化領域の磁化率変化（０．２ｐｐｍ程度）に比して、水と脂肪の磁化率差（０．６ｐｐｍ程度）が大きく、乳房の石灰化領域を検出する場合、脂肪組織の磁化率の算出誤差の影響により、磁化率変化の小さい石灰化領域の検出精度が低下してしまう虞がある。同様に、頭部領域において、例えば出血等の比較的高い磁化率をもつ領域がある場合、その周辺にある脳静脈の磁化率の算出精度が低下してしまう虞がある。
【０００６】
このため、例えば非特許文献１では、水領域と脂肪領域の磁化率を個別に算出して統合することで磁化率分布を算出する技術が提案されている。また、非特許文献２では、出血とそれ以外の領域の磁化率を個別に算出して統合することで磁化率分布を算出する技術が提案されている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Sato R他、Quantitative susceptibility mapping with separate calculation in water and fat regions、Proceedings of ISMRM 2017
【非特許文献２】Sun H他、Quantitative susceptibility mapping using a superposed dipole inversion method: Application to intracranial hemorrhage、Magnetic Resonance in Medicine
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、非特許文献１及び非特許文献２に開示された磁化率分布の算出方法では、組織毎に磁化率を算出してから統合して全組織の磁化率分布を算出するため、演算時間が長期化する。すなわち、非特許文献１では、水領域と脂肪領域の磁化率を夫々算出し、非特許文献２では、出血とそれ以外の領域の磁化率を夫々算出するため、何れも計２回の計算が必要となることから、計算時間が長期化してしまう。
【０００９】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、計算時間を大きく増大させることなく、磁化率を高精度に算出することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明は、被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて生成された画像から被検体の少なくとも一つの組織の磁化率を示す磁化率画像を生成する画像処理装置であって、前記画像から予め定めた特定組織に係る特定組織画像及び周波数画像を分離する画像分離部と、前記周波数画像から前記特定組織による周波数変化を減算した減算後周波数画像を算出する加減部と、前記特定組織画像に基づいて前記特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出すると共に、前記減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を算出する画像変換部と、を備えた画像処理装置を提供する。
このように本実施形態によれば、減算後周波数画像には大きい磁化率をもつ特定組織の周波数変化が含まれないため、減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を取得した場合、比較的小さい磁化率の組織や領域を高精度に算出することができる。そして、減算後磁化率画像を用いて最終的に磁化率画像を取得するため、精度の高い磁化率画像を取得することができる。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、計算時間を大きく増大させることなく、磁化率を高精度に算出することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の実施形態に係る画像処理装置を適用したＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の画像処理部において処理の流れに沿って生成される画像を表した参考図である。
【図３】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の画像処理部による磁化率画像算出処理の流れを示すフローチャートである。
【図４】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の画像分離部による水脂肪分離処理の流れを示すフローチャートである。
【図５】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置におけるＭＲＩ装置による撮像処理流れを示すフローチャートである。
【図６】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置による計測シーケンスのタイムチャートを示す参考図である。
【図７】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の画像処理部による磁化率画像算出処理の効果示すシミュレーション結果を示す参考図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本発明の実施形態に係る画像処理装置は、被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて生成された画像から被検体の少なくとも一つの組織の磁化率を示す磁化率画像を生成する画像処理装置であって、前記画像から予め定めた特定組織に係る特定組織画像及び周波数画像を分離する画像分離部と、前記周波数画像から前記特定組織による周波数変化を減算した減算後周波数画像を算出する加減部と、前記特定組織画像に基づいて前記特定組織の磁化率を示す特定磁化率画像を算出すると共に、前記減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を算出する画像変換部とを備えている。
【００１４】
以下、本発明の実施形態について、図面を参照してより詳細に説明する。
本実施形態では、一例として、画像処理装置を水平磁場方式のＭＲＩ装置に適用した例について説明する。
【００１５】
図１に示すように、ＭＲＩ装置１０１は、被検体に平行な方向に静磁場を発生するマグネット２０１、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル２０２、シーケンサ２０４、傾斜磁場電源２０５、高周波磁場発生器２０６、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、受信器２０８、演算部２０９、表示装置２１０、及び記憶装置２１１を備えている。
なお、本実施形態において、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、寝台における被検体の載置面に平行な方向をｘ方向、他方向をｙ方向とする座標系を用いる。
【００１６】
寝台(テーブル)等に被検体２０３が載置され、マグネット２０１によって発生する静磁場空間内に配される。
シーケンサ２０４は、後述する演算部２０９からの指示に従って、傾斜磁場電源２０５及び高周波磁場発生器２０６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。
【００１７】
受信器２０８は、検波の基準となる核磁気共鳴周波数(検波基準周波数ｆ０)に従って検波を行う。なお、検波の基準となる核磁気共鳴周波数は、シーケンサ２０４によりセットされる。受信器２０８は、検波した信号を演算部２０９に出力する。このとき、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。
【００１８】
本実施形態では、位相画像から得られる磁場変化に基づいて磁化率を算出するため、位相をずらしたエコーを少なくとも一つ取得するパルスシーケンスを用いる。以下の説明においては、特に、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こととする。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。
【００１９】
演算部２０９は中央処理装置（ＣＰＵ）として機能し、ＭＲＩ装置全体を制御する。すなわち、入力装置２１２を介して入力された又は予め設定された撮像条件（計測パラメータとパルスシーケンス）に従って、エコーの計測を行うようシーケンサ２０４を制御する。また、受信器２０８によって得られた信号が入力されると、演算部２０９において信号処理、画像再構成等の種々の処理を行い、処理後の画像を表示装置２１０に表示させる。
【００２０】
このため、演算部２０９は、計測部３００、画像再構成部４００、画像処理部５００及び表示制御部６００の機能を実現する。なお、これらの演算部２０９が実現する各部の機能は、演算部２０９が予め記憶装置２１１等のメモリに格納されたプログラムを読み込んで実行することによりソフトウエアとして実現することができる。また、演算部２０９に含まれる各部が実行する動作の一部又は全部を、ＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）やＦＰＧＡ（field-programmable gate array）により実現することもできる。
【００２１】
計測部３００は、各種の計測パラメータが設定され、撮像開始の指示を受け付けると、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、得られたエコー信号をｋ空間に配置する。
【００２２】
画像再構成部４００は、計測部３００の指示に従って計測した複数のエコー時間についての各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。本実施形態では、画像再構成部４００は、画像再構成処理により、各画素値が複素数となる複素画像を取得する。
【００２３】
画像処理部５００は、得られた複素画像に対して後述する種々の画像処理を行い、磁化率画像や加算後磁化率画像を算出する。画像処理部５００の詳細及び画像処理部５００における画像処理の流れについては後述する。
表示制御部６００は、画像処理部５００によって得られた磁化率画像や加算後磁化率画像等を含む種々の画像を濃淡画像として表示装置２１０に表示させる。
【００２４】
（一般的な磁化率画像算出処理について）
ここで、以下に、一般的な磁化率画像算出処理の概要について説明する。
一般的な磁化率算出処理では、まず被検体内外の磁化率差などに起因する大域的な磁場変化を除き、生体組織間の磁化率差などに起因する局所磁場を算出する背景磁場除去処理を行う。その後、あとに示す磁場変化と磁化率分布の関係式に基き磁化率を算出する。背景磁場除去法の代表的な例として、ＳＨＡＲＰ（sophisticated harmonic artifact reduction for phase data）法やＲＥＳＨＡＲＰ（regularization enabled SHARP）法などがある。ＳＨＡＲＰ法やＲＥＳＨＡＲＰ法では、複素画像に対して、関心領域と背景領域の二つに領域を分割し、背景除去処理を行う。
【００２５】
具体的には、背景領域から生じる磁場が関心領域内で平均値の定理を満たすことを利用し、関心領域内における以下の式（１）を最小二乗法などにより解くことで局所磁場を算出する。
【００２６】
ＭＨδｌｏｃａｌ＝ＭＨδｔｏｔａｌ      ・・・（１）
【００２７】
但し、Ｍは関心領域を１とする二値マスクを対角成分にもつ直交行列、Ｈは畳込み演算をあらわす行列、δｌｏｃａｌは局所磁場画像の列ベクトル、δｔｏｔａｌは背景除去前の磁場画像の列ベクトルである。ここでは、関心領域はＭの対角成分で定義される領域、背景領域はＩ−Ｍの対角成分で定義される領域である。本実施形態では、背景磁場除去を行う際に背景とみなす領域を背景領域とする。
【００２８】
磁化率算出処理は、以下の式（２）で表わされる相対的な磁場変化δと磁化率分布χの関係式を用いる。
【００２９】
【数２】
2019092938.tif 000003
【００３０】
但し、aは、ベクトル（ｒ’−ｒ）と静磁場方向とのなす角度、ｄ（ｒ）は、点ダイポール磁場をそれぞれ表す。
【００３１】
式（２）’に示すように、磁場分布δ（ｒ）は、磁化率分布χ（ｒ）と点ダイポール磁場ｄ（ｒ）との畳み込み積分で表される。したがって、式（１）の両辺をフーリエ変換することにより、式（２）’は以下の式（３）に変換される。
【００３２】
【数３】
2019092938.tif 000004
【００３３】
ここで、ｋ＝（ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ）は、ｋ空間上の位置ベクトル、Δ（ｋ）、Ｘ（ｋ）、Ｄ（ｋ）、は、磁場分布δ（ｒ）、磁化率分布χ（ｒ）、点ダイポール磁場ｄ（ｒ）のフーリエ成分をそれぞれ表す。
【００３４】
式（３）に示すように、磁化率分布のフーリエ成分Ｘ（ｋ）は、磁場分布のフーリエ成分Δ（ｋ）を点ダイポール磁場のフーリエ成分Ｄ（ｋ）で除算することによって算出できる。しかしながら、式（３）は、Ｄ（ｋ）＝０近傍の領域において、その逆数が発散してしまうため、直接的にＸ（ｋ）を算出することができない。
【００３５】
このＤ（ｋ）＝０となる領域はマジックアングルと呼ばれ、磁場方向に対しておよそ５４．７°の２倍の頂角を持つ逆双円錐領域となる。マジックアングルの存在により磁場分布から磁化率分布を推定するＱＳＭ法は、不良条件逆問題（ill-conditioned inverse problem）に帰着され、いくつかの解法が提案されている。
【００３６】
その方法として、ＭＵＤＩＣＫ（multiple dipole-inversion combination with k-space segmentation）法とよばれるｋ空間の領域ごとに異なる処理を適用して磁化率を算出する手法がある（Sato他、Quantitative Susceptibility Mapping Using the Multiple Dipole-Inversion Combination with k-space Segmentation Method、Magnetic Resonance in Medical Sciences）。
【００３７】
または、磁場と磁化率との関係式に基づく制約条件下で、磁場分布から算出した磁化率分布に対して平滑化処理を行うことを繰り返す方法（国際公開ＷＯ２０１６／０７６０７６）がある。または、一般的に、不良条件逆問題に対しては、正則化とよばれる制約項を用いた方法もよく用いられる（Bertero M and Boccacci P、Introduction to inverse problems in imaging、IOP、1998）。ＱＳＭ法においては、例えば以下の式(３)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を求める。
【００３８】
【数４】
2019092938.tif 000005
【００３９】
ここで、δは磁場画像の列ベクトル、χは磁化率画像候補の列ベクトル、Ｃはχに対する畳み込み演算に相当する行列、Ｗは重み、λは任意の定数、Ｇは微分演算子をあらわす。
【００４０】
式（４）において、第二項が正則化項であり、磁化率値を平滑化する制約を表し、ノイズやアーチファクトを低減する。また、Ｗは通常、背景領域を除いた関心領域内で定義される。この重みＷは、例えば位相画像に基づいて算出される。具体的には、位相画像Ｐから、各画素の位相ばらつきを算出し、算出した位相ばらつきの大きさに基づいて重みＷを算出する。例えば、位相ばらつきが大きいほど、重みＷが小さくなるよう算出する。位相ばらつきには、位相ばらつきを算出する対象画素の周辺領域の、複数の画素の画素値（位相値）を用いて算出した、例えば、標準偏差等の統計指標を用いる。なお正則化法の誤差関数は、式(３)の形に限らない。例えば、式(３)の第二項に、Ｌ１ノルムやより一般的なＬｐノルム(ｐ≧０)などの正則化項を用いるなど、様々な公知の関数形を用いることができる。
【００４１】
（画像処理部の詳細及び画像処理部における磁化率画像算出処理について）
ところで、乳房など体幹部では、皮下脂肪などの脂肪組織が多く存在する。しかし、例えば水と石灰化の磁化率差に比べ、水と脂肪の磁化率差が大きいため、脂肪組織の算出誤差に埋もれて石灰化領域の算出精度が低下してしまうおそれがある。
【００４２】
そこで画像処理部５００では、全組織を含む画像において、複数の組織の中で比較的大きな磁化率をもつ組織による周波数変化を予め除去することにより、小さい磁化率を高精度に算出する。
具体的には、画像処理部５００は、例えば脂肪などの比較的大きい磁化率をもつ特定組織の画像を予め算出し、所定の特定係数を乗算することにより特定組織の磁化率画像に変換し、特定組織の磁化率画像から特定組織の周波数変化を示す特定周波数画像を取得する。
【００４３】
そして、予め算出した周波数画像から特定周波数画像を用いて特定組織の周波数変化を減算し、減算後周波数画像を算出し、減算後磁化率画像を算出する。特定組織の情報が除去された減算後磁化率画像に特定組織の磁化率画像を加算して加算後磁化率画像を算出する。
【００４４】
減算後周波数画像には大きい磁化率をもつ特定組織（例えば、脂肪）の周波数変化が含まれないため、この減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を取得した場合、比較的小さい磁化率の組織や領域（例えば石灰化領域）を高精度に算出することができる。これを用いて最終的に磁化率画像を取得するため、精度の高い磁化率画像を取得することができる。また、特定係数の算出や、特定組織の磁化率画像から周波数画像への変換処理は反復計算を必要としないため、計算時間が大幅に増大することがない。磁化率画像算出処理についても、特定組織に係る画像に特定係数を乗じることで特定組織の磁化率画像を算出するので、上述した一般的な磁化率画像算出処理に比して、簡易な処理で磁化率画像を取得することができ、且つ、演算量及び演算時間を抑制することができる。
【００４５】
以下、より詳細に画像処理部における磁化率算出処理について説明する。
図１に示すように、画像処理部５００は、上記処理を実行するため、画像分離部５０１、画像変換部５０２、及び加減部５０３を備えている。図２に、画像処理部５００において処理の流れに沿って生成される画像を表した参考図を示す。
【００４６】
画像分離部５０１は、画像再構成部４００に再構成された複素画像を取得し、複素画像から周波数画像及び特定組織に係る特定組織画像を取得する。特定組織としては、例えば、脂肪、出血領域、静脈、基底核などの鉄濃度が大きい組織などの、他の組織と比較して高い磁化率を有する組織や領域が考えられる。以下、本実施形態においては、特定組織として、脂肪を適用した例について説明する。従って画像分離部５０１は、複素画像から周波数画像（図２の５０１Ｃ）を算出と共に、水画像及び脂肪画像（図２の５０１Ａ，５０１Ｂ）を算出し、水画像及び脂肪画像から脂肪含有率画像を算出する（図２の５０１Ｄ）。
【００４７】
以下、画像分離部５０１による周波数画像及び脂肪含有率画像の取得について説明する。
画像分離部５０１は、水脂肪分離処理すなわち、水、脂肪、水と脂肪で共通化した見かけの横磁化緩和速度、及びオフセット周波数分布で表される信号モデルに、計測により得られた信号値をフィッティングすることにより、複素画像を水画像、脂肪画像及び周波数画像に分離し、これらから脂肪含有率画像を算出する。オフセット周波数は、静磁場不均一などによって空間的に変化する共鳴周波数のオフセット量であり、オフセット周波数の分布が周波数画像である。
【００４８】
画像分離部５０１による水脂肪分離処理は以下のように行われる。
すなわち、画像分離部５０１は、水の信号強度、脂肪の信号強度、オフセット周波数、見かけの緩和速度Ｒ２＊をフィッティング変数とする信号モデルを設定する。
ここで、ｎ番目のエコー時間ｔｎで得たエコー信号から再構成した画像Ｉｎの、任意の画素における信号強度ｓｎ（ｎ＝１、…、Ｎｅ）を表す信号モデルｓ’ｎを、式（５）に示す。
【００４９】
【数５】
2019092938.tif 000006
【００５０】
ここで、ｔｎは、ｎ番目のエコー時間、Ψはオフセット周波数、ρｗおよびρｆは、水と脂肪の複素信号強度、Ｋｎは、時刻ｔｎにおける脂肪信号の位相変化量（複素数）、Ｒ２＊は、水と脂肪で共通化した見かけの横磁化緩和速度をそれぞれ表す。
【００５１】
なお、信号モデルは、式（５）に限られず、例えば、得られるエコーの数が少ない場合などには、水の信号強度、脂肪の信号強度、オフセット周波数のみをフィッティング変数とする信号モデルを設定してもよい。
また、脳領域などにおいて脂肪含有率画像を必要としない場合は、水の信号強度、オフセット周波数、見かけの緩和速度のみをフィッティング変数としてもよい。
【００５２】
なお、脂肪信号は、その分子構造により、複数のスペクトルピークを持つことが知られている。したがって、Ｐ個（Ｐは１以上の整数）のピークを持つ脂肪信号を考えた場合、脂肪信号の位相変化量Ｋｎは、以下の式（６）で表される。
【００５３】
【数６】
2019092938.tif 000007
【００５４】
ただし、ａｐおよびｆｐは、ｐ番目（ｐは、１≦ｐ≦Ｐを満たす整数）の脂肪ピークの相対信号強度および水との周波数差をそれぞれ表す。なお、ａｐは、以下の式（７）の条件を満たす。
【００５５】
【数７】
2019092938.tif 000008
【００５６】
画像分離部５０１は、フィッティング処理に用いる各種の初期値を設定する。初期値は、各画素の水の複素信号強度および脂肪の複素信号強度と、オフセット周波数分布と、見かけの横磁化緩和速度Ｒ２＊とである。水の複素信号強度ρｗおよび脂肪の複素信号強度ρｆの各画素の初期値は、実際に計測して得た原画像の信号値ｓｎの絶対値｜ｓｎ｜を時間方向に最大値投影した値｜ｓｎ｜ｍａｘを用いる。オフセット周波数分布の初期値は、全画素で０とする。見かけの横磁化緩和速度Ｒ２＊の初期値は、全画素で１とする。
【００５７】
なお、水と脂肪の複素信号強度ρｗおよびρｆの各画素の初期値、オフセット周波数分布の初期値、見かけの横磁化緩和速度Ｒ２＊の初期値は必ずしも上記の値でなくてもよく、非線形最小二乗法による演算結果が発散または振動しない値であればよい。
【００５８】
画像分離部５０１は、設定した初期値に基づいてフィッティング処理を行う。画像分離部５０１は、フィッティング処理により真値を推定する変数を、各画素における、水の信号強度をρｗ、脂肪の信号強度をρｆ、見かけの横磁化緩和速度をＲ２＊、オフセット周波数をΨとする。そして、各変数の推定値をそれぞれ、ρｗ’、ρｆ’、Ｒ２＊’、Ψ’とし、真値と推定値との差分をそれぞれ、Δρｗ、Δρｆ、ΔＲ２＊、ΔΨとする。
【００５９】
このとき、実際の計測で得た信号値をｓｎ、推定値ρｗ’、ρｆ’、Ｒ２＊’、Ψ’を式（４）で表される上記信号モデルに代入して得た推定信号をｓ’ｎとすると、計測信号ｓｎと推定信号ｓ’ｎとの差分Δｓｎは、行列表記により、以下の式（８）で表される。
【００６０】
【数８】
2019092938.tif 000009
【００６１】
従って、ベクトルｘは、行列Ａの擬似逆行列を用いて、以下の式（９）により算出できる。
【００６２】
【数９】
2019092938.tif 000010
【００６３】
なお、ＡＨは、Ａの複素共役転置行列を表す。本実施形態におけるフィッティング処理では、式（９）で算出した差分ベクトルｘの各要素であるΔρｗ、Δρｆ、ΔＲ２＊、ΔΨを、推定値ρｗ’、ρｆ’、Ｒ２＊’、Ψ’にそれぞれに加えて、推定信号ｓ’ｎを再計算した後、再び式（９）を用いて差分ベクトルｘを算出する。
【００６４】
この手順を繰り返すことにより、差分ベクトルｘを最小化し、推定値を真値へ近づけていく。ここでのフィッティング処理では、任意の閾値を設定し、差分ベクトルｘのノルムがその閾値以下となるまで、上記手順を繰り返す。そして、最終的に得られた、各画素の水の信号強度ρｗ’脂肪の信号強度ρｆ’、見かけの横磁化緩和速度Ｒ２＊’、オフセット周波数Ψ’を、それぞれ、水画像、脂肪画像、Ｒ２＊画像、オフセット周波数画像とする。なお、非線形最小二乗法には、レーベンバーグ・マーカート法など任意の公知の方法を用いることもできる。画像分離部５０１では、このオフセット周波数画像を周波数画像とする。
【００６５】
また、画像分離部５０１は、水画像と脂肪画像から脂肪含有率画像を算出する（図２の５０１Ａ，５０１Ｂ及び５０１Ｄ）。脂肪含有率画像は、各画素の画素値が脂肪含有率を示す画像である。画像分離部５０１は、脂肪画像の画素値を、水画像と脂肪画像の画素値の和で除算することにより脂肪含有率の各画素値を算出して、脂肪含有率画像を取得する。
画像分離部５０１は、上記処理を実行することにより、複素画像に基づいて脂肪含有率画像及び周波数画像を取得する。
【００６６】
画像分離部５０１における周波数画像の算出方法は、異なるエコーの数Ｎｅが３以上の場合に適用することができる。エコーの数が１つの場合は、原画像Ｉ１の各画素値Ｉ１（ｒ）とエコー時間ｔ１を用いて以下の式（１０）により周波数画像の各画素値Ψ’を算出することができる。
【００６７】
【数１０】
2019092938.tif 000011
【００６８】
ここで、ａｒｇ（ｃ）は、複素数ｃの偏角をあらわす。また、エコーの数が２つの場合は、第一原画像Ｉ１および第二原画像Ｉ２のそれぞれの画素値（Ｉ１（ｒ）およびＩ２（ｒ））とエコー時間（ｔ１およびｔ２）を用いて以下の式（１１）により周波数画像を算出できる。
【００６９】
【数１１】
2019092938.tif 000012
【００７０】
なお、特定組織として、例えば、脂肪、出血領域、静脈、基底核などの鉄濃度が大きい組織などの、他の組織と比較して高い磁化率を有する組織や領域が考えられる。
【００７１】
特定組織が出血領域を示す場合、例えば、まず算出した周波数画像より、任意の方法（例えば、ＭＵＤＩＣＫ法などを用いる）で仮の磁化率画像（仮磁化率画像とする）算出を行う。その後、閾値処理を行い、特定の値（例えば１ｐｐｍ）よりも高いある値をもつ領域を出血領域とする。
または、画像再構成部４００で得られた絶対値画像や、上述したＲ２＊画像に対して閾値処理を行ってもよい。この場合、特定組織画像は出血領域が１、それ以外の領域が０となる画像となる。
【００７２】
また、特定組織を静脈とする場合には、例えば、まず算出した周波数画像より、任意の方法で仮磁化率画像を算出する。その後、線分抽出処理などにより静脈領域を抽出した画像を作成し、特定組織画像とする。または、磁化率強調画像などの静脈が強調された画像を用いて、特定組織画像を作成してもよい。
【００７３】
また、特定組織を基底核などの鉄濃度が大きい組織とすることもでき、この場合、まず算出した周波数画像より、任意の方法で磁化率算出を行う。その後、閾値処理を行い、特定の値（例えば０．１ｐｐｍ）よりも高いある値をもつ領域を基底核領域とする。
または、画像再構成部４００で得られた絶対値画像や、上述したＲ２＊画像に対して閾値処理を行ってもよい。この場合、特定組織画像は基底核領域が１、それ以外の領域が０となる画像となる。
また、特定組織を灰白質としてもよく、Ｔ１強調画像に対して組織分割処理を行うことにより灰白質画像を算出することができる。
【００７４】
また、複数の画像を組み合わせて特定組織画像を作成してもよい。例えば、上記の方法により算出した脂肪含有率画像と出血領域を示す画像の和を特定組織画像としてもよい。
なお、特定組織画像は複素画像よりも低い解像度で算出してもよい。その場合、解像度より小さい特定組織の周波数変化の算出精度が低下するが、特定組織画像の算出時間を短縮することができる。
【００７５】
画像変換部５０２は、画像分離部５０１によって得られた脂肪含有率画像を、脂肪含有率を示す磁化率画像に変換するための特定係数を算出すると共に、この特定係数を用いて脂肪含有率画像から脂肪磁化率画像に変換する。また、加減部５０３により取得される減算後周波数画像を減算後磁化率画像に変換する。
【００７６】
画像変換部５０２は、脂肪含有率画像から脂肪磁化率画像へ変換するための特定係数χＷＦを以下の式（１２）に従って算出する。式（１２）では、ラプラス演算子を用いている。
【００７７】
【数１２】
2019092938.tif 000013
【００７８】
ただし、Ｍは信号が得られる領域をあらわすマスク画像、Ｌはラプラス演算子、δは周波数画像から算出した磁場画像、Ｃはχに対する畳み込み演算に相当する行列を示し、ＲＦＦは脂肪含有率画像である。
【００７９】
式（１２）は、脂肪による磁化率が脂肪含有率に比例するという仮定のもと、その比例係数を求めるものである。ラプラス演算子を用いることにより、係数算出の際に位相折り返しや背景磁場の影響を除去することができる。式（１２）は反復計算を必要とせず解析的に計算できるため、計算時間が大きく増大することはない。なお、磁場画像は、静磁場強度で規格化した相対的な磁場変化をあらわす画像であり、周波数画像ψ（ｒ）から、プロトンの磁気回転比γと静磁場強度Ｂ０を用いて以下の式（１３）により変換できる。
【００８０】
【数１３】
2019092938.tif 000014
【００８１】
なお、ラプラス演算子を用いた場合、ラプラス演算子により画像のノイズが増大し、特定係数の算出精度が低下するおそれがあるため、背景磁場除去後の周波数画像を対象とする場合などはラプラス演算子を必ずしも用いなくてもよい。
【００８２】
また本実施形態では、最も単純な場合として係数を一つの変数としたが、領域ごとに異なる複数の係数を用いてもよい。例えば、脂肪含有率と出血など複数の組織（または領域）を組み合わせて特定組織画像とする場合は、組織ごとに異なる係数を算出するのがよい。また、ラプラス演算子によるノイズの増大を事前に防ぐため、特定係数を算出する前に特定組織画像に平滑化処理を行ってもよい。
【００８３】
更に、予め定めた定数を特定係数としてもよい。例えば、被検体ごとに磁化率が大きく変化しない組織を対象とする場合、予め定めた定数を特定係数とすることにより、特定係数の算出誤差に影響されずに安定的に特定磁化率画像を算出することができる。また、特定係数の算出時間を低減することもできる。
【００８４】
画像変換部５０２は、このようにして得られた特定係数を画像分離部５０１において得られた脂肪含有率画像に乗じることで、脂肪含有率画像から脂肪磁化率画像に変換する。なお、組織や領域ごとに複数の特定係数を算出した場合は、組織や領域ごとに特定組織画像と特定係数を乗算した各画像の総和をとることにより、特定磁化率画像を算出する。
【００８５】
また、画像変換部５０２は、加減部５０３において減算後周波数画像を算出する際に用いる脂肪含有特定周波数画像を取得する。具体的には、上述した式（３）を用いて脂肪磁化率画像を脂肪含有磁場画像に変換し、式（１３）を用いて脂肪含有磁場画像を脂肪周波数画像に変換する。脂肪周波数画像は、脂肪とその周辺組織の磁化率差に起因した周波数変化を表した画像である。
【００８６】
さらに、画像変換部５０２では、加減部５０３において得られた減算後周波数画像を減算後磁化率画像に変換する。ここでは、背景磁場除去処理と磁化率算出処理を併せて行う。これらの処理は、公知の任意の方法を用いることができ、例えば、Ｌ２正則化を用いるＲＥＳＨＡＲＰ法により背景磁場除去処理を行い、ＭＵＤＩＣＫ法により磁化率算出処理を行うことができる。本実施形態では、特定磁化率画像算出処理は背景磁場除去前の周波数画像に対して行い、磁化率画像算出処理は背景磁場除去後の周波数画像に対して行うこととする。
【００８７】
この場合、特定磁化率画像が背景磁場除去による誤差の影響をうけないという利点があるが、加減部５０３による脂肪磁化率画像と減算後磁化率画像との加算処理において、異なる誤差の影響をうけた二つの画像が一つの画像に合成されてしまうという欠点がある。
【００８８】
具体的には、例えばＲＥＳＨＡＲＰ法などを用いて磁化率画像を算出した場合、背景磁場除去の際の正則化の影響で、磁化率が真値に対して低く（例えば０．７倍）算出されることがある。従って、異なるスケールの二つの画像が合成されてしまうことになる。この問題を避けるためには、背景磁場除去処理を、特定係数を算出する前に行ってもよい。この場合は、背景磁場除去処理後の周波数画像に対して特定係数算出処理を行い、磁化率画像算出処理では磁化率算出処理のみを行う。このとき、特定磁化率画像も磁化率画像も背景磁場除去の誤差の影響を同程度にうけるため、上記の問題を避けることができる。
【００８９】
このように、画像変換部５０２では、図２における脂肪磁化率画像５０２Ａ、脂肪周波数画像５０２Ｂ、減算後磁化率画像５０２Ｃを算出する。
【００９０】
加減部５０３は、画像分離部５０１により得られた周波数画像から画像変換部５０２において生成された脂肪周波数画像を減算して減算後周波数画像を算出すると共に、画像変換部５０２において生成された脂肪磁化率画像と減算後磁化率画像とを加算し、加算後磁化率画像を生成する。つまり、加減部５０３は、図２における減算後周波数画像５０３Ａ及び加算後磁化率画像５０３Ｂを算出する。
【００９１】
続いて、画像処理部５００による磁化率画像算出処理の流れについて、図３のフローチャートに従って説明する。
ステップＳ５１０では、画像分離部５０１により、上記式（５）の信号モデルを設定し、計測により得られた信号値をフィッティングすることにより、水脂肪分離処理を行って水画像、脂肪画像及び周波数画像を得ると共に、水画像及び脂肪画像から脂肪含有率画像を算出する（図２の５０１Ａ，５０１Ｂ，５０１Ｃ，５０１Ｄ）。次のステップＳ５２０では、画像変換部５０２が、脂肪含有率画像から脂肪磁化率画像へ変換するための特定係数を上述した式（１２）に従って算出する。次のステップＳ５３０では、画像変換部５２０が、ステップＳ５１０で得られた脂肪含有率画像にステップＳ５２０で算出した特定係数を乗じることにより、脂肪磁化率画像（図２の５０２Ａ）を算出する。
【００９２】
ステップＳ５４０では、上述した式（３）に従って脂肪磁化率画像を脂肪含有磁場画像に変換し、さらに式（１３）を用いて脂肪含有磁場画像から脂肪周波数画像（図２の５０２Ｂ）を算出する。次のステップＳ５５０では、加減部５０４により、ステップＳ５１０で取得した周波数画像からステップＳ５４０で算出した脂肪周波数画像を減算し、減算後周波数画像（図２の５０３Ａ）を算出する。ステップＳ５６０に進み、画像変換部５０２により、減算後周波数画像から減算後磁化率画像（図２の５０２Ｃ）を算出する。
【００９３】
ステップＳ５７０では、加減部５０３により、脂肪磁化率画像と減算後磁化率画像とを加算し、加算後磁化率画像（図２の５０３Ｂ）を算出する。これにより、磁化率が互いに異なる複数の組織を精度よく表した磁化率画像を算出することができる。
【００９４】
なお、加減部５０３におるステップＳ５７０の処理を実行しなくてもよい。例えば、肝臓における鉄沈着の度合いを評価する場合、肝臓内に脂肪が存在すると、脂肪の磁化率により鉄による磁化率を正確に算出することができない。加算処理を行わないことにより、主に鉄濃度に比例した肝臓の磁化率を算出することができる。
【００９５】
図７に以上述べた本実施形態の効果示すシミュレーション結果を示す。
図７では、異なる含有率（０％、３０％、６０％、９０％）の脂肪の中に石灰化組織があるモデルを想定し、水と脂肪を同時に算出する従来手法と本実施形態の方法で算出した磁化率画像を比較している。モデル磁化率画像８１０において、脂肪の磁化率値は脂肪含有率８２０に０．６１ｐｐｍを乗算した値とし、石灰化領域の磁化率は−０．２ｐｐｍとしている。
【００９６】
従来手法で算出した磁化率画像８３０では矢印で示されるように脂肪領域の境界にシェーディングアーチファクトが発生しているが、本実施形態で算出した加算後磁化率画像（８４０）では発生していない。また、モデルと算出磁化率画像の差分画像において、従来手法の場合は脂肪領域とその周辺に誤差が発生している８５０が、本実施形態の場合は発生していない８６０。これらの結果は、本実施形態による磁化率画像算出処理により脂肪磁化率の算出誤差を低減できることを示している。
【００９７】
図４のフローチャートに従って、図３のステップＳ５１０に係る画像分離部５０１による水脂肪分離処理の流れを説明する。
画像分離部５０１は、ステップＳ５２１において、上述した式（５）の水の信号強度、脂肪の信号強度、オフセット周波数、見かけの緩和速度Ｒ２＊をフィッティング変数とする信号モデルを設定する。
次のステップＳ５２２において、フィッティング処理に用いる各種の初期値を設定し、ステップＳ５２３において、フィッティング処理を行い、周波数画像、水画像及び脂肪画像を算出する（図２の５０１Ａ，５０１Ｂ及び５０１Ｃ）。
【００９８】
次のステップＳ５２４において、画像分離部５０１は、水画像と脂肪画像から脂肪含有率画像を算出する（図２の５０１Ａ，５０１Ｂ及び５０１Ｄ）画像分離部５０１は、上記処理を実行することにより、複素画像に基づいて脂肪含有率画像及び周波数画像を取得する。
【００９９】
上述した画像処理部５００を備えたＭＲＩ装置による撮像処理について図５のフローチャートに従って説明する。
ステップＳ３００では、撮像開始の指示を受けて、計測部３００により計測を行う(ステップＳ３００)。すなわち、計測部３００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ＧｒＥ系のパルスシーケンスを用いる。
【０１００】
ここで、計測部３００がステップＳ３００の計測において実行する計測シーケンスの一例について説明する。図６に、本実施形態において実行される計測シーケンスのタイムチャートの例を示す。この計測シーケンス７１０は、グラディエントエコー（ＧｒＥ）型のパルスシーケンスである。なお、計測シーケンス９１０において、ＲＦはＲＦパルスの、Ｇｓはスライス選択傾斜磁場の、Ｇｐは位相エンコード傾斜磁場の、Ｇｒは読み出し傾斜磁場の、それぞれ印加タイミングをそれぞれ示す。またエコーは、エコー信号の取得タイミングを示す。以下、本明細書の各タイムチャートにおいて、同様である。
【０１０１】
計測シーケンス７１０では、１回の繰り返し時間ＴＲ内に以下の手順でエコー信号の計測を行う。本実施形態では、水と脂肪の周波数差を利用して水画像と脂肪画像を算出するため、２つ以上のエコーを取得する。ここでは、４つの異なるエコー時間でエコー信号を取得する場合を例示する。なお、最初のエコー時間をｔ１、その後のエコー時間の間隔（エコー間隔）をΔｔとする。
【０１０２】
まず、ＲＦパルス７１１を照射し、被検体２０３の水素原子核スピンを励起する。この際、被検体２０３の特定のスライスを選択するためにスライス選択傾斜磁場（Ｇｓ）７１２をＲＦパルス７１１と同時に印加する。続いてエコー信号に位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場（Ｇｐ）７１３を印加する。
【０１０３】
その後、最初のＲＦパルス７１１照射から時間ｔ１後に、読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）７２１を印加してエコー信号（第一エコー信号）７３１を計測する。更に、第一エコー信号７３１の計測から時間Δｔ後の時刻ｔ２に、極性の反転した読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）７２２を印加してエコー信号（第二エコー信号）７３２を計測する。同様に、第二エコー信号７３２の計測から時間Δｔ後の時刻ｔ３に、極性の反転した読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）７２３を印加してエコー信号（第三エコー信号）７３３を計測する。さらに、第三エコー信号７３３の計測から時間Δｔ後の時刻ｔ４に、極性の反転した読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）７２４を印加してエコー信号（第四エコー信号）７３４を計測する。
【０１０４】
第一エコー信号７３１、第二エコー信号７３２、第三エコー信号７３３、第四エコー信号７３４を計測する際のエコー時間ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４の少なくとも一つは、水と脂肪の位相差が０にならないような時刻となるように、エコー時間ｔ１およびエコー間隔Δｔを設定する。なお、水と脂肪の周波数差をｆｗｆとしたとき、水と脂肪が同位相になる時間をｔＩｎとすると、ｔＩｎはｍ／ｆｗｆである。なお、ｍは整数である。
【０１０５】
計測シーケンス７１０では、上述の条件を満たすエコー時間ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４、またはエコー時間ｔ１およびエコー間隔Δｔが選択される。本実施形態では、エコー時間、エコー間隔、エコー取得回数は、ユーザにより入力装置２１２を介して設定される。あるいは、予め設定される。
【０１０６】
計測部３００は、計測シーケンス７１０を、位相エンコード傾斜磁場７１３の強度を変化させながら、被検体１０１の予め定めた撮像領域へのＲＦパルス７１１の照射、および同領域からのエコー信号７３１、７３２、７３３、７３４の計測を、所定回数繰り返す。繰り返し回数は、例えば１２８回、２５６回等である。これにより、当該撮像領域の画像再構成に必要な数のエコー信号を繰り返し取得する。
【０１０７】
繰り返し回数分の第一エコー信号７３１により、１つの原画像（第一原画像）が形成され、繰り返し回数分の第二エコー信号７３２、第三エコー信号７３３、第四エコー信号７３４により、それぞれ、第二原画像、第三原画像、第四原画像が形成される。これらは、上述した水画像および脂肪画像を算出するための演算用の原画像として記憶装置等に保存され、使用される。なお、異なるエコー時間の数、すなわち原画像の数は４つに限らず、任意である。また、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。
【０１０８】
計測部３００による計測が終了すると、ステップＳ４００に進み、画像再構成部４００が、計測した各エコー時間ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４の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。ここでは各エコー信号を、ｋ空間上に各々配置し、フーリエ変換する。これにより、各エコー時間ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４の原画像Ｉ１（第一原画像）、原画像Ｉ２（第二原画像）、原画像Ｉ３（第三原画像）、原画像Ｉ４（第四原画像）をそれぞれ算出する。ここで、各原画像は各画素値が複素数となる複素画像である。
【０１０９】
次のステップＳ５００において、画像処理部５００により上述した図３による磁化率画像算出処理を行う。つまり、画像処理部５００は、画像再構成部４００により取得した複素画像に対して上述した種々の画像処理を行う。つまり、画像処理部５００において、画像分離部５０１が、画像再構成部４００で得られた複素画像を周波数画像に変換すると共に、水脂離処理により脂肪含有率画像を取得し、画像変換部５０２が、脂肪含有率画像を脂肪磁化率画像に換算する特定係数を算出し、脂肪含有率画像と特定係数とから脂肪磁化率画像を算出する。そして、加減部５０３により、周波数画像から脂肪による周波数変化を減算した減算後周波数画像を取得して、画像変換部５０２により減算後周波数画像から減算後磁化率画像を算出する。さらに、加減部５０３が、脂肪が除去された減算後磁化率画像に脂肪による磁化率画像を加算して加算後磁化率画像を算出する。
【０１１０】
次のステップＳ６００では、表示制御部６００が、画像処理部５００により得られた磁化率画像や加算後磁化率画像を濃淡画像として表示装置２１０に表示させる。
なお、これらの磁化率画像は、最大値投影処理や最小値投影処理などの方法を用いて複数の空間的に連続する画像情報を統合させて表示してもよい。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、磁化率画像から組織間の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磁化率差強調画像を表示してもよい。磁化率差強調画像は、磁化率差を強調する処理によって組織の磁化率の情報は失われるが、磁化率の高い組織とそれ以外の組織とのコントラストが増加する。そのため、磁化率の高い組織が明瞭に描出される。
【０１１１】
このように、本実施形態によれば、磁化率画像の算出に際して、先ず、予め算出した周波数画像から予め定めた脂肪等の比較的磁化利率の高い特定の組織の周波数画像を用いて特定組織の周波数変化を減算し、減算後周波数画像から減算後磁化率画像を算出する。減算後周波数画像には比較的高い磁化率を示す特定の組織の周波数変化が含まれないため、この減算後周波数画像に基づいて減算後磁化率画像を取得した場合には、比較的小さい磁化率の組織や領域（例えば石灰化領域）を高精度に算出することができる。
【０１１２】
また、特定係数の算出や、特定組織の磁化率画像から周波数画像への変換処理は反復計算を必要としないため、計算時間が大幅に増大することがない。つまり、本実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、計算時間を大幅に増大させることなく、磁化率画像の取得、延いては磁化率を高精度に算出することができる。
【符号の説明】
【０１１３】
１０１・・・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・・・演算部、２１０・・・表示装置、２１１・・・記憶装置、２１２・・・入力装置、３００・・・計測部、４００・・・画像再構成部、５００・・・画像処理部、６００表示制御部、５０１・・・画像分離部、５０２・・・画像変換部、５０３・・・加減部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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