(57)【要約】  磁気共鳴イメージング装置は、静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置と、前記信号を処理する演算装置とを有し、前記制御装置は、(1)第１の方向の異なる位置において第１の画像を得る制御と、(2)前記画像に対して輝度ひずみを補正された画像を得る処理と、(3)前記輝度ひずみを補正された画像に対して位置ひずみを補正された画像を得る処理と、(4)前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成する処理を行う。この磁気共鳴イメージング装置によれば、マルチステーション撮影の画像のつなぎ合わせにおいて、位置ひずみと輝度ひずみを補正することができる。【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する撮影手段と、前記信号を処理する演算手段と、前記撮影手段および前記演算手段を制御する制御手段とを有し、前記制御手段は、
(1) 第１の方向の異なる位置において第１の画像を得る処理と、
(2) 前記画像に対して輝度ひずみが補正された画像を得る処理と、
(3) 前記輝度ひずみが補正された画像に対して位置ひずみが補正された画像を得る処理と、
(4) 前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成する処理を行うように制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(2)は、
(2-1) 前記画像に対してシェーディング補正係数を求め、シェーディング補正された画像を得る処理と、
(2-2) 前記シェーディング補正された画像に対して画像間の輝度レベル差を補正する補正係数を求め、輝度レベル差が補正された画像を得る処理と、
からなることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(3)は、
(3-1) 前記輝度ひずみが補正された画像に対して画像間の重なり部分を利用し
て画像の位置ひずみを求める処理と、
(3-2) 前記位置ひずみが補正された画像を得る処理と、
からなることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(2-2)は、前記シェーディング補正された画像の輝度の平均値を一致させることによって前記輝度レベル差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(2-2)は、照射RF強度とコイル感度から計算された輝度補正係数を用いて前記輝度レベル差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(3-1)は、画像間の重なり部分のオプティカルフローを用いて画像の位置ひずみを求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記オプティカルフローは、第１の方向の異なる位置において取得された第１の画像間の複数の重なり部分における複数のオプティカルフローを平均したオプティカルフローであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、
前記第１の画像と同じ位置においてコントラストの異なる第２の画像を取得し、前記第２の画像について前記処理(2)あるいは処理(3)により補正情報を得る処理を行い、
前記処理(2)あるいは(3)において第２の画像について得た補正情報を用いて第１の画像を補正し、補正された第１の画像を前記処理(4)により合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、前記処理(3)の行われた画像に対し、さらに、解像度を異ならせて前記処理(3)を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた被検体に印加するRFパルスを発生する手段と、
前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、
前記被検体を設置するための台部材と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の形態画像を取得する第１撮影手段と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の機能画像を取得する第２撮影手段と、
前記形態画像について輝度ひずみ補正情報と位置ひずみ補正情報とを算出し、前記輝度ひずみ補正情報と前記位置ひずみ補正情報との各々を用いて前記機能画像の輝度ひずみと位置ひずみの各々を補正する手段と、
補正された機能画像を表示する表示部と、
前記第１撮影手段、第２撮影手段および補正する手段を制御する制御手段と、
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記形態画像のリードアウト方向と前記機能画像のリードアウト方向が同一であり、前記形態画像と前記機能画像のそれぞれの元素の磁気回転比とサンプリングレートの積が等しいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記形態画像と前記機能画像それぞれのリードアウト傾斜磁場パルスの強度が等しいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、
(1) 第１の方向の異なる位置において第１の画像を得る制御と、
(2) 前記第1の画像に対して輝度ひずみが補正された画像を得る処理と、
(3) 前記輝度ひずみが補正された画像に対して位置ひずみが補正された画像を得る処理と、
(4) 前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成する処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(2)は、
(2-1) 前記画像に対してシェーディング補正係数を求め、シェーディング補正された画像を得る処理と、
(2-2) 前記シェーディング補正された画像に対して画像間の輝度レベル差を補正する補正係数を求め、 輝度レベル差が補正された画像を得る処理と、からなることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(3)は、
(3-1) 前記輝度ひずみが補正された画像に対して画像間の重なり部分を利用して画像の位置ひずみを求める処理と、
(3-2) 前記位置ひずみが補正された画像を得る処理と、からなることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(2-2)は、
前記シェーディング補正された画像の輝度の平均値を一致させることによって前記輝度レベル差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(2-2)は、
照射RF強度とプローブ感度から計算された輝度補正係数を用いて前記輝度レベル差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１８】
請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(3-1)は、
画像間の重なり部分のオプティカルフローを用いて画像の位置ひずみを求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１９】
請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(3-1)は、
前記オプティカルフローは、第１の方向の異なる位置において取得された第１の画像間の複数の重なり部分における複数のオプティカルフローを平均したオプティカルフローであることを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２０】
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御(1)において、
第１の画像と同じ位置においてコントラストの異なる第２の画像を取得し、前記処理(2)あるいは(3)において第２の画像を用いて求めた補正情報を用いて第１の画像を補正し、処理(4)において第１の画像を合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２１】
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、
前記処理(3)の行われた画像に対し、さらに、解像度を異ならせて前記処理(3)を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２２】
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正する手段は、
前記形態画像と前記機能画像とについて同じ位置ひずみ補正情報あるいは前記輝度ひずみ補正情報を用いて補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２３】
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示部は、
前記機能画像を前記形態画像に重畳して表示することを特徴とする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、磁気共鳴イメージング技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（MRI）装置は、静磁場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、画像化する医用画像診断装置である。MRI装置において一度に撮影可能な領域の大きさは通常40cm程度に限定される。これは、静磁場の均一領域が直径45cm程度の球となっているためである。そのため、全身の撮影を行う場合など、より広い領域を撮影したい場合には、撮影領域を複数回に分けて撮影した後に画像をつなぎあわせる必要がある(例えば、特許文献１)。これはマルチステーション撮影法と呼ばれている。このつなぎ合わせの方法としては、各画像が重なりなく撮影された場合には各画像を単に並べれば良く、各画像に重なり部分がある場合には、その重なり部分の加重平均をとって合成する方法がとられてきた。【０００３】
ところで、MRIで撮影される画像には、被検体内部の構造を輝度分布に反映させた形態画像と、撮影対象の活動状態を輝度分布に反映させた機能画像とがある。機能画像は、機能を画像化しているため、一般に構造が十分に描出されているとはいえず、しかも、撮影の困難さから空間分解能が低い場合が多い。そこで、取得された機能の情報の正確な位置を把握するために、別に撮影された形態画像と重ね合わせて表示されることが多い。【０００４】
【特許文献１】米国特許第5924987号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
MRIの画像は、視野の周辺ほど位置ひずみと輝度ひずみが大きくなり、また、その大きさは位置によって異なるという問題がある。このようなひずみがあると、上述した広領域の撮影において、各ステーションの画像をつなぎ合わせる場合、つなぎ合わせ後の画像において、つぎ目に位置ずれや輝度むらが発生するという問題があった。これは、診断を行う上での大きな障害となっていた。
また複数の画像に位置や輝度の異なるひずみがあった場合、形態画像では、撮影対象の構造を詳細に反映した画像が得られるため、目視でその対応関係が把握できる場合が多いが、機能画像は一般に空間分解能が低く、しかも構造が十分に描出されているとはいえないため、ひずみが存在する場合には対応関係を把握することが困難であった。【０００６】
さらに位置ひずみの方向や大きさは撮影パラメータによって決定され、一般に形態画像と機能画像では異なる。そのため、形態画像と機能画像をそのまま重ね合わせると両者の間でずれが生じるという問題があった。【０００７】
本発明の第１の目的は、マルチステーション撮影の画像のつなぎ合わせにおいて、位置ひずみと輝度ひずみを補正可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。また本発明の第２の目的は、形態画像と機能画像の位置と輝度のひずみを補正し、マルチステーション撮影の画像のつなぎ合わせにおいて、位置ひずみと輝度ひずみのない磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記第１の目的を達成する本発明のMRI装置は、静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する撮影手段と、前記信号を処理する演算手段と、前記撮影手段および前記演算手段を制御する制御手段とを有し、前記制御手段は、
(1) 第１の方向の異なる位置において第１の画像を得る処理と、
(2) 前記画像に対して輝度ひずみが補正された画像を得る処理と、
(3) 前記輝度ひずみが補正された画像に対して位置ひずみが補正された画像を得る処理と、
(4) 前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成する処理を行うように制御することを特徴とする。【０００９】
また上記第２の目的を達成する本発明のMRI装置は、
静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた被検体に印加するRFパルスを発生する手段と、
前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、
前記被検体を設置するための台部材と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の形態画像を取得する第１撮影手段と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の機能画像を取得する第２撮影手段と、
前記形態画像について輝度ひずみ補正情報と位置ひずみ補正情報とを算出し、前記輝度ひずみ補正情報と前記位置ひずみ補正情報との各々を用いて前記機能画像の輝度ひずみと位置ひずみの各々を補正する手段と、
補正された機能画像を表示する表示部と、
前記第１撮影手段、第２撮影手段および補正する手段を制御する制御手段と、
を有することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、画像の位置ひずみと輝度ひずみを補正してからつなぎ合わせるため、つなぎ合わせ後の画像のつぎ目に位置ずれや輝度むらのない画像を得ることが可能である。また、位置ひずみを補正する前に輝度ひずみの補正を行っているために、精度良く位置ひずみを補正することが可能である。【００１１】
本発明によれば、形態画像の位置と輝度のひずみの補正情報を用いて形態画像と機能画像の位置ひずみと輝度ひずみを補正するため、形態画像と機能画像を重ね合わせた場合や、マルチステーション撮影で画像をつなぎ合わせた場合にも、位置や輝度のずれのない合成画像を得ることが可能である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。
図１は、本発明が適用されるMRI装置の概略構成を示すブロック図である。このMRI装置は、静磁場を発生するマグネット１０１、傾斜磁場を発生するコイル１０２、シーケンサ１０４、傾斜磁場電源１０５、高周波磁場発生器１０６、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出するプローブ１０７、受信器１０８、計算機１０９、ディスプレイ１１０、記憶媒体１１１などを備えている。被検体（例えば、生体）１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内の寝台(テーブル)に設置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６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。高周波磁場は、プローブ１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した信号はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（以下、検波基準周波数と記す。）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。【００１３】
シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。上記プログラムのうち、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ている。パルスシーケンスとしては、特に限定されないが、例えばスピンエコー法（SE）や高速スピンエコー法などＳＥ系パルスシーケンス、グラディエントエコー（GE）系パルスシーケンス、エコープラナースペクトロスコピックイメージング（EPSI）などが備えられている。【００１４】
次に、上述したMRI装置による画像形成方法の第１の実施の形態を説明する。
本実施の形態では、マルチステーション撮影法によって撮影する場合を説明する。マルチステーション撮影法は、全身撮影のように撮影視野が装置の撮影可能領域よりも大きい場合に、全身を複数の領域(ステーション)に分割して撮影を行い、各ステーションの画像を合成して全身画像を作成する方法である。ここでは、一例として一回の撮影の視野を42cmとし、テーブルを35cmずつ移動させるごとに撮影を行い、３回の移動で合計４回の撮影を行う場合について説明する。【００１５】
図２に、撮影法として256×256画素の高速スピンエコー法を用いて撮影した画像を示す。図２aは、ヒトの肩から足までの４枚の画像であり、図２bはこれら４枚の画像を加重平均のみによって合成した結果である。オーバラップ量は、(視野-移動量)/視野×256=43ピクセルである。【００１６】
図２bに示したように、単純に加重平均した場合には、ステーション画像ごとに輝度レベルが一致していない(特に３番目のステーションの画像の輝度が他よりも明るくなっている)、オーバラップ領域の輝度が低下している、オーバラップ領域に構造のずれが生じている、などの問題があることがわかる。【００１７】
本発明者らの考察によれば、これら問題点の原因は以下のとおりである。各ステーションの画像ごとに輝度レベルが一致しないのは、各ステーションの画像が異なる受信コイルによって撮影されていることと、ステーションごとに撮影時にSN比が最大となるよう個別に撮影パラメータの調整が行われていることなどが主な原因である。【００１８】
オーバラップ領域の輝度が低下しているのは、MRIでは一般に送受信コイルの感度が視野の周辺で低下するため、各ステーション画像の周辺領域の輝度が中心領域に比べて低下する傾向にあるためであり(これをシェーディングと呼ぶ)、その状態で加重平均を適用したのでは、輝度が不足するからである。【００１９】
オーバラップ領域に構造のずれが生じているのは、傾斜磁場の非線型性と静磁場不均一による位置ひずみが原因である。傾斜磁場の非線型性による位置ひずみは装置固有であるが、静磁場不均一による位置ひずみは、装置以外に撮影条件にも依存する。【００２０】
本実施の形態では、これら問題を画像補正により解決する。本実施の形態における補正処理の流れを図３に示す。各処理について以下説明する。
まず、各ステーションのシェーディング補正を行う(ステップ501)。このシェーディングは、主に送受信コイルの感度分布が視野の周辺で低下することが主な原因である。この補正には、例えば特開平７‐２２２７２４に記載されている画像補正方法を使用することができる。この方法は、ＭＲ画像またはＭＲ信号に低域通過フィルタをかけて予め感度分布を求め、この感度分布に基づいて絵素毎の感度補正係数を求める。この感度補正係数は、高感度の領域では感度の逆数に比例し、低感度の領域では最大値を経て、極低感度の領域では感度の増加関数となるような値を有する。元画像にこの補正係数を乗じることにより補正画像を得る。さらに必要に応じ、補正画像に、絵素毎に係数の異なる低域通過フィルタをかける。この処理によって視野の周辺の輝度低下がほぼ解消される。【００２１】
次に、ステーション間の輝度補正を行う(ステップ502)。ステーション間の輝度の不一致を解消するため、各ステーションで被検体が存在する部分(ノイズ領域以外)の輝度の平均値を求め、それが等しくなるよう補正する。各ステーションにおいて被検体が存在する部分の判定は、所定のしきい値を設定し、輝度がしきい値以上である部分を被検体が存在すると判定する。この値は画像の種類によって最適な値を算出する必要があるが、予備実験によれば最大輝度のおおむね15％をしきい値に用いるのが良いことが分かった。ステーションＡの画像を基準にステーションＢの画像の輝度を補正する場合、Ｂの補正前の各ピクセルの輝度をＩBとすると、補正後の輝度は
ＩB0=(ＩAm/ＩBm)×ＩB=eＩB            （１）
となる。ここでe(=ＩAm/ＩBm)は補正係数、ＩAm、ＩBmはそれぞれ画像Ａ、Ｂのノイズ領域以外の輝度平均値である。【００２２】
次に、ステーション間のオーバラップ量のずれを求める(ステップ503)。このずれは、視野の周辺で傾斜磁場強度の線形性が悪くなり、視野が小さくなることが原因である。本来、ステーション間のオーバラップ量は、視野とステーション間距離から算出可能であり、図２の例では、43ピクセルである。しかし、再構成された画像は傾斜磁場の空間的非線型性や静磁場不均一により位置ひずみが生じているため、算出された値は再構成画像のオーバラップ量とは異なる。【００２３】
そこで、算出値を基準として、そこからのずれを求める。ずれの求め方を図４に示す。隣接するステーション１、２のオーバラップ領域をc1、c2とし、領域c2の中心部分をとりだして領域c1のy方向に関して相関係数を計算し、相関係数が最大値となる位置を求める。相関係数が最大値となる位置をr、オーバラップの算出値をn0とすると再構成画像のオーバラップ量はr(n0+4)/2の整数部により求められる。図２の画像では、オーバラップの算出値は43ピクセル(ライン)である。ステーション２のオーバラップ領域c2(256×43ピクセル)の中心部分の５ラインをとりだしてc1のy方向に関して相関係数を計算した結果は、相関係数が最大値となる位置が34で、再構成画像のオーバラップ量（r(n0+4)/2）は57であった。相関係数は、被検体の形状、画像のSN比などの影響を受けるため、全スライス、全ステーション間で求めたオーバラップ量の平均値を採用することが好ましい。図２の画像では、オーバラップ量は55ピクセルと求められた。
なお、この処理は、ステーション間のオーバラップ量のずれが小さい場合などは省略してもよい。ステーション間のオーバラップ量のずれが小さい場合は、次の位置ずれ補正によって同時に補正可能であるからである。【００２４】
次に、オーバラップ領域の位置ずれ補正をする(ステップ504)。ステーション画像間にオーバラップが存在することを利用して画像間の位置ずれ量を算出し、ひずみ補正を行う。処理の概要を図５に示す。図５では、一例として、ステーション１(頭側)とステーション２(足側)のオーバラップ部分の画像c1、c2(256×55)を用いて位置ずれ量を算出する場合を示す。位置ずれ量の算出には、オーバラップしている２枚の画像を２フレームの動画像とみなし、オプティカルフローを用いる。ただし、輝度の低い領域ではオプティカルフローが正しく得られないため、被検体の存在する領域についてのみオプティカルフローを計算する必要がある。このため、オーバラップ領域の最大輝度の例えば15％をしきい値として、これ以上の輝度をもつ領域を被検体が存在するものとする。このしきい値は、対象とする画像の種類によっては最適な結果が得られるように調整する必要がある。【００２５】
まずオーバラップ部分の画像c1、c2をフーリエフィルタリングによって低解像度化した画像521、522を得る。次に低解像度化した画像521、522を用いてオプティカルフローを計算する（ステップ523）。低解像度化は任意であるが、通常、各辺約１/４程度にするのが良い。図示する例では32×16画素程度とした。【００２６】
求められたオプティカルフローの各ベクトルは、画像c2を画像c1に変形させるための各ピクセルの移動量を示している。ただし、これにはノイズの影響により不正な値も含まれており、また、被検体があっても輝度の低い領域ではオプティカルフローが求められていない。一方、傾斜磁場ひずみや静磁場不均一による位置ひずみは空間に対してなめらかに変化するのが普通である。そこで、各ベクトルのx、y成分それぞれを最小二乗法により３次程度以下の同次関数で展開しておく(ステップ524)。【００２７】
この関数からc2をc1に合わせるための各ピクセルの移動量を表す変形マップ525を算出する。ここで、c2内のすべてのピクセルを均一に変形させると、c2とステーション２のオーバラップしていない領域の境界が不連続となる。そこで、変形マップ作成の際にこの境界からの距離に応じた変形比526を乗じることとする。変形比は境界部分で０、境界から最も離れた領域で１となる関数である。例えば、図６aに示すような２次関数、あるいは図６bのハニング関数などとする。この変形マップ525に従ってc2を変形させ画像527を得る。【００２８】
以上の処理をc1をc2に変形させる場合についても実施し、その変形マップ528を求め、c1を変形させて画像529を得る。【００２９】
通常は以上の処理で位置ひずみは補正され、次の輝度合成(ステップ505)によってひずみのない画像が得られる。ただし、１回で十分な精度が得られない場合には、変形マップを適用した画像527、529に対してオプティカルフロー算出時の解像度を変化させて補正処理を繰り返すことができる（ステップ531）。２回目の補正処理は、１回目の２倍の解像度(64×32画素)とする。これにより、１回目の補正は比較的大きな位置ずれを補正し、２回目はより精度良く補正することが可能になる。【００３０】
最後にオーバラップ領域に輝度むらが生じないように輝度合成を行い、全体の画像を作成する(ステップ505)。オーバラップ領域の合成に一般的な加重平均を用いたのでは輝度が不足するため、輝度を若干持ち上げる必要がある。この処理を図７に示す。ステーションＡ601とＢ602の合成を行う場合、オーバラップ領域の重みを点線で示す１次関数ではなく、２次関数の重み603、604とする。また、単純な加算平均ではSN比の低下が生じるおそれがあるため、この重みを用いた二乗和平均値を計算する。ステーションＡとＢの画像の各ピクセルの輝度をＩA、ＩB、重みをa、bとすると、合成後の輝度は以下の式になる。【００３１】
√{(aＩA)2+(bＩB)2}          （２）
図２の画像に対し、以上すべての処理を適用した結果を図８に示す。輝度むらや構造のずれが補正されていることが分かる。【００３２】
位置ひずみと輝度むらは装置固有のひずみと撮影条件が決まれば特定可能であり、ほぼ厳密に補正することは可能である。しかし、装置やコイルごとに補正係数を求めるのは煩雑であり、また、無数にある撮影条件を網羅することも困難である。本実施の形態では、各ステーションの画像の輝度情報だけを用いてステーション間の位置ずれと輝度ずれを補正することが可能であるため、実装が容易かつメンテナンスが不要であるという特長を有する。【００３３】
以上の実施の形態では、個々のオーバラップ領域それぞれについて被検体が存在する領域について変形マップを求めた。しかし、オーバラップ領域によっては、被検体領域が小さく、十分な精度の変形マップが得られない場合がある。そのような場合には、複数のオーバラップ領域のオプティカルフローの平均をとって求めた１個の変形マップをすべてのオーバラップ領域の変形マップとして共通に用いることができる。このような処理が可能になるのは、各ステーション画像がMRI装置内の同じ位置で撮影されているため位置ひずみがどのステーション画像でもほぼ同じであるからである。これにより、より精度の高い変形マップが得られるため、位置ひずみ補正の安定性が向上する。【００３４】
次に、本発明の第２の実施の形態を説明する。本実施の形態では、形態画像から得られた補正情報を用いて機能画像の輝度ひずみと位置ひずみを補正する。ここでは、機能画像として、腫瘍を強調して撮影可能な拡散強調画像を例に説明する。腫瘍は細胞が密になっているため拡散係数が他の組織に比べ小さくなっているため、拡散強調画像では、信号が高く計測される。この方法をマルチステーションによる全身撮影に適用することにより、腫瘍の全身スクリーニングが可能になる。拡散強調画像の代表的な撮影法としては拡散強調エコープラナー法が挙げられる。しかし、拡散強調画像では、腫瘍以外の大部分の領域は低信号となってしまうため、上に述べたような画像情報を用いた輝度ひずみ補正と位置ひずみ補正は不可能である。【００３５】
通常の診断においては、機能画像だけを撮影することはまれであり、形態画像も同時に撮影するのが普通である。これは、機能画像だけでは腫瘍があるかないかの判断はできても、腫瘍以外のものがほとんど撮影されないために、体のどの部分が腫瘍になっているのかを判断するのが困難であるからである。【００３６】
そこで、この実施の形態では、ひずみ補正情報の取得が容易な形態画像を用いて輝度ひずみ補正情報と位置ひずみ情報を取得し、それを用いて機能画像を補正する。処理の概要を図９に示す。【００３７】
まず、各ステーション画像のシェーディング補正係数を形態画像から算出する(ステップ541)。補正係数は、第１の実施の形態におけるステップ501（図３）と同様にして求めることができる。これを機能画像の同じステーションの画像に乗算する(ステップ551)。【００３８】
次に、形態画像の各ステーションで被検体が存在する部分(ノイズ領域以外)の輝度の平均値および輝度補正係数ｅを第１の実施の形態におけるステップ502と同様にして求め(ステップ542)、輝度補正係数ｅを用いて各ステーションの画像間で輝度の平均値が等しくなるよう機能画像を補正する(ステップ552)。【００３９】
次に、第１の実施の形態におけるステップ503およびステップ504と同様にして形態画像からステーション間のオーバラップ量を算出するとともに(ステップ543)、形態画像からオプティカルフローを利用して変形マップを作成する(ステップ544)。そして、この変形マップを用いて機能画像の位置ずれを補正する(ステップ554)。最後に、ステップ505と同様にして機能画像の輝度補正合成を行う(ステップ554)。【００４０】
本実施の形態によれば、形態画像から求めた補正情報を用いているため、高精度に機能画像を補正することが可能となる。これにより、全身腫瘍スクリーニングの診断能を向上させることができる。【００４１】
次に本発明の第３の実施の形態を説明する。本実施の形態でも、機能画像における位置ひずみおよび輝度ひずみの補正を、形態画像から求めた補正情報を用いて補正する点は第２の実施の形態と同様であるが、本実施の形態では撮影パラメータを調整することにより、形態画像と機能画像の位置ずれが同一となる画像を得る。まず撮影パラメータの調整について説明する。【００４２】
図１０aは、一例としてMRSI法で撮影した乳酸の分布を斜線入りの白色で図２aの１枚目と２枚目の画像に重ね合わせて表示しており、図１０bはそれを図２と同様に合成した結果である。機能画像においても位置ずれが発生していることが分かる。なお、機能画像の色は、ここではずれがよく分かるように斜線入りの白色で示したが、実際には濃度分布が分かるようにカラー表示されるのが一般的である。【００４３】
ここで、輝度のひずみは、上に述べたように一般には送受信プローブの感度分布で決定され、撮影法にはほとんど依存しないため、機能画像と形態画像とで同一と考えて良い。一方、位置ひずみは一般に撮影パラメータによって変化するため、機能画像と形態画像はそれぞれの位置ひずみが等しくなるような撮影パラメータにて撮影されている。上に述べた位置ひずみの原因のうち、傾斜磁場の非線型性は装置固有であり、撮影法に依存しない。これに対して、静磁場不均一による位置ひずみは撮影パラメータに依存し、向きはリードアウト方向、大きさはγ・ΔH・Δtに比例する。ここで、γは元素の磁気回転比、ΔHは静磁場不均一、Δtはサンプリングレートである。従って、静磁場不均一ΔHが同じ状態で撮影する場合、撮影法が異なってもγ・Δtを等しくしておけば、位置ひずみの大きさは等しくすることができる。そこで本実施の形態では、機能画像と形態画像のリードアウト方向を同じにした上で、機能画像撮影と形態画像撮影における各元素の磁気回転比とサンプリングレートの積が等しくなるようにする。【００４４】
撮影パラメータ調整の一例として、乳酸のMRSIとスピンエコー法(SE)の形態画像の場合を説明する。図１１a、図１２aに、それぞれ、MRSIを撮影する方法の一つである高速撮影法(EPSI法)のパルスシーケンスと、形態画像撮影に用いるスピンエコー法のパルスシーケンスを示す。【００４５】
EPSI法は、まず、z方向のスライス傾斜磁場パルス201の印加とともにプロトン共鳴周波数fhの高周波磁場（RF）パルス202を照射し、対象物体内のあるスライスのプロトンを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス203と磁化の位相に位相エンコード方向(y方向)の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス204、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場205を印加した後、180度パルス208を照射し、リードアウト方向(x)の位置情報を付加するための正負交互のリードアウト傾斜磁場パルス206を印加しながら複数の磁気共鳴信号（エコー）207を計測する。以上のスライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を繰り返し時間TRで繰り返し、1枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。エコーは図１１bのようにk空間に配置され３次元フーリエ変換によって再構成される。【００４６】
SE法は、まず、z方向のスライス傾斜磁場パルス201の印加とともにプロトン共鳴周波数fhの高周波磁場（RF）パルス202を照射し、対象物体内のあるスライスのプロトンを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス203と磁化の位相に位相エンコード方向(y方向)の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス204、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場205を印加した後、180度パルス208を照射し、リードアウト方向(x)の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス206を印加しながら磁気共鳴信号（エコー）207を計測する。以上のスライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を繰り返し時間TRで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。エコーは図１２bのようにk空間に配置され２次元フーリエ変換によって再構成される。【００４７】
これら２つの撮影法において、対象とする元素は同じプロトンであるため、両者のサンプリングレートを等しくして撮影すれば、同じ位置ひずみの画像が得られる。また、MRIの撮影原理から、γ・Gr・Fov・Δt=１の関係がある。ここで、Grはリードアウト傾斜磁場パルスの強度、Fovは視野である。従って、形態画像と機能画像の視野も同じにしたい場合には、Grも等しくすれば良い。【００４８】
図１１および図１２に示す撮影法の組み合わせにおいて、機能画像の元素としてプロトンではなく13Ｃを用いて糖代謝の状態を計測する場合には、プロトンと13Ｃの磁気回転比がそれぞれ42.58MHzと10.71MHzであるため、SE法による撮影とEPSIによる撮影のサンプリングレートの比を1:3.98とすることにより、同じ位置ひずみの形態画像と機能画像が得られる。【００４９】
撮影パラメータ調整の別の例として、過分極された13Ｃ造影剤用いて撮影した血管画像と形態画像とを重ね合わせる場合について説明する。プロトンの造影剤は、造影剤のない領域とのコントラスト差を大きくするのに対して、13Ｃ造影剤の場合は造影剤のある領域だけからの信号が得られるという特長がある。【００５０】
13Ｃ造影剤の撮影で一般に用いられる撮影法はグラディエントエコー法(GE)である。このパルスシーケンスを図１３に示す。まず、z方向のスライス傾斜磁場パルス201の印加とともに13Ｃの共鳴周波数fcの高周波磁場（RF）パルス202を照射し、対象物体内のあるスライスの13Ｃを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス203と磁化の位相に位相エンコード方向(y方向)の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス204、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場205を印加した後、リードアウト方向(x)の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス206を印加しながら磁気共鳴信号（エコー）207を計測する。以上のスライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を繰り返し時間TRで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。各エコーはk空間上に配置され、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成される。１画像当たりの撮影時間は、例えば、TR=10msとして128×128画素の画像を撮影した場合、1.28秒である。【００５１】
13Ｃの機能画像と、プロトンの形態画像の両方をこのGEで撮影する場合を考える。まず、GEでも位置ひずみの方向はリードアウト方向であるため、リードアウト方向を同一とする。その上で、プロトンと13Ｃの磁気回転比がそれぞれ42.58MHzと10.71MHzであるため、形態画像と機能画像のサンプリングレートの比を1:3.98とする。これにより、同じ位置ひずみの形態画像と機能画像が得られる。【００５２】
以上のように撮影した同じ領域における形態画像と機能画像の位置と輝度のひずみを以下のようにして補正する。処理の流れを図１４に示す。図１４に示す処理のうち、図９に示す第２の実施の形態の各処理と同じ符号で示した処理は、同様の処理を行う。【００５３】
すなわち、形態画像について各ステーションのシェーディング補正係数を算出し、シェーディング補正を行う(ステップ541)。上に述べたように、輝度のひずみは形態画像と機能画像とでほとんど同じであるため、機能画像に対しても形態画像で求めたものと同じ感度補正係数を用いてシェーディング補正を行う(ステップ551)。このように、撮影対象の構造を十分に反映した形態画像を用いて求めた感度補正係数を用いることにより、精度良く機能画像のシェーディングを補正することが可能となる。【００５４】
次いでステーション間で輝度補正を行なう（ステップ542）。すなわち各ステーションの形態画像についてノイズ領域以外の輝度の平均値を求め、所定のステーション画像を基準に補正係数ｅを求める。【００５５】
通常、この輝度平均値はそれぞれの画像の全体から求める。しかし、シェーディング補正(541)の後にも画像全体に輝度の傾斜が残っている場合には、オーバラップ領域だけあるいはオーバラップ領域とその近傍の領域だけの輝度平均値を用いた方が輝度傾斜の影響を小さくすることができ、この後の位置ひずみ補正の精度が向上する。【００５６】
補正係数ｅは、式（３）のように照射RF強度とプローブの感度から求めることも可能である。
ｅ=(ＳA/ＨA)/(ＳB/ＨB)      （３）
ここで、ＨA、ＨBは画像Ａ、Ｂを撮影した際の照射RF強度、ＳA、ＳBは画像Ａ、Ｂを撮影した際のプローブ感度であり、(ＳA/ＨA)と(ＳB/ＨB)はそれぞれ画像Ａ、Ｂ撮影の際の相対感度を表している。照射RF強度は撮影前の撮影パラメータ調整で決まる値であり、プローブ感度はプローブに固有の値である。この方法は、輝度平均値を用いる方法と比較して処理が簡便になるメリットがある。ただし、プローブ感度は厳密には被検体に依存してわずかに変動するため、精度が若干低下する可能性がある。【００５７】
このステーション間の輝度の不一致も、形態画像と機能画像とでほとんど同じであるため、機能画像に対しても形態画像で求めたものと同じ係数ｅを用いて補正を行うことができる(ステップ552)。撮影対象の構造を十分に反映した形態画像を用いて求めた感度補正係数を用いることにより、精度良く機能画像のシェーディングを補正することが可能となる。【００５８】
次にステーション間のオーバラップ量のずれを求める（ステップ543）。オーバラップ量のずれは、第１の実施の形態で説明したように、視野とステーション間距離から基準値n0を算出し、次いで図４に示したように隣接ステーション画像のオーバラップ領域の相関係数が最大値となる位置rを求め、算出された基準値n0と位置rを用いて算出する。【００５９】
次にオーバラップ領域の位置ずれ補正をする（ステップ544）。そのため、まず図５に示した手順に従い、オプティカルフローを利用して変形マップを作成する。
オーバラップ部分の画像c1、c2をフーリエフィルタリングによって低解像度化した画像521、522を得る。次に低解像度化した画像521、522を用いてオプティカルフローを計算する（ステップ523）。求められたオプティカルフローの各ベクトルは、画像c2を画像c1に変形させるための各ピクセルの移動量を示している。各ベクトルのx、y成分それぞれを最小二乗法により３次程度以下の同次関数で展開しておく(ステップ524)。この関数からc2をc1に合わせるための各ピクセルの移動量を表す変形マップ525を算出する。この変形マップ作成の際に、図６aに示すような２次関数や図６bのハニング関数を変形比526として用い、境界からの距離に応じた変形比を乗じる。算出された変形マップ525に従ってc2を変形させ画像527を得る。同様にして、c1をc2に変形させる場合の変形マップ528を求め、c1を変形させて画像529を得る。【００６０】
こうしてステップ543、544で求められたオーバラップ量と変形マップを用いて、形態画像と同様に機能画像に対しても位置ひずみの補正を行う（ステップ554）。機能画像は、位置ひずみの補正情報を抽出できるだけの撮影対象の構造を反映していない場合が多いため、機能画像だけからでは位置ひずみの十分な情報抽出・補正は困難な場合がある。本実施の形態では、第２の実施の形態と同様に、撮影対象の構造を十分に反映した形態画像を用いて求められた位置ひずみ補正情報(オーバラップ量と変形マップ)を利用することにより、機能画像の位置ひずみを精度良く補正することが可能になる。さらに本実施の形態では、機能画像と形態画像は、位置ひずみが同じになるような撮影パラメータを用いて撮影しているため、両者で同じ位置ひずみ補正情報を用いることが可能である。
なお、ステップ544にてオプティカルフロー算出時の解像度を変化させて補正処理を繰り返した場合には、機能画像の補正も同様に複数回行う。【００６１】
次に、形態画像について、オーバラップ領域に輝度むらが生じないように輝度合成を行い、全体の画像を作成する(ステップ545)。本実施の形態においても、図７および前述の式（２）に示したような２次関数の重みa、bを用いて合成し、輝度不足を補う。
なお重みa、bは、オーバラップ領域とその周辺の輝度値を用いてより最適な値を求めることも可能である。例えば、オーバラップ領域の輝度平均値の比だけ増減させてもよい。輝度むらが２次関数で補正できない場合にも最適に補正することが可能となる。この輝度補正合成は、ステップ545で形態画像から求められた補正係数を用いて機能画像に対しても同様に実施する(ステップ555)。機能画像のシェーディング補正（ステップ551）や輝度補正（ステップ552）と同様に、形態画像から求められた補正係数を用いることにより、精度良く機能画像のシェーディングを補正することが可能となる。【００６２】
最後に、位置と輝度のひずみが補正された形態画像と機能画像を重ね合わせて融合画像を作成し(ステップ547)、ディスプレイに表示する。【００６３】
図２および図１０の画像に対し、以上すべての処理を適用した結果を図１５に示す。図１５aは形態画像のみの合成結果であり、図１５bは形態画像と機能画像を合成した結果である。輝度むらや構造のずれが補正された画像が得られていることが分かる。また、以上の手順によると、形態画像から求めた補正情報を用いているため、高精度に機能画像を補正することが可能となる。これにより、例えば全身腫瘍スクリーニングの診断能を向上させることができる。【００６４】
本実施の形態も、前述の実施の形態と同様に、各ステーションの画像の輝度情報だけを用いてステーション間の位置ずれと輝度ずれを補正することが可能であるため、実装が容易かつメンテナンスが不要であるという特長を有する。【００６５】
また本実施の形態においても、個々のオーバラップ領域それぞれについて被検体が存在する領域について変形マップを求める代わりに、複数のオーバラップ領域のオプティカルフローの平均をとって求めた１個の変形マップをすべてのオーバラップ領域の変形マップとして共通に用いることができる。これにより、被検体領域が小さく、十分な精度の変形マップが得られない場合であっても、精度の高い変形マップが得られるため、位置ひずみ補正の安定性が向上する。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】本発明が適用されるMRI装置の構成例を示す図。
【図２】各ステーションの画像と従来の画像合成を説明する図。
【図３】本発明の実施の形態における画像合成のためのフローチャートを示す図。
【図４】本発明の実施の形態におけるオーバラップ量算出を説明する図。
【図５】本発明の実施の形態における位置ひずみ補正を説明する図。
【図６】本発明の実施の形態における変形比を示す図。
【図７】本発明の実施の形態における輝度補正画像合成を説明する図。
【図８】本発明の適用結果を示す図。
【図９】本発明の実施の形態における画像合成のためのフローチャートを示す図。
【図１０】各ステーションの形態画像と機能画像、従来の画像合成を説明する図。
【図１１】本発明の実施の形態におけるEPSIを示す図。
【図１２】本発明の実施の形態におけるSEを示す図。
【図１３】本発明の実施の形態におけるGEを示す図。
【図１４】本発明の実施の形態における画像合成のためのフローチャートを示す図。
【図１５】本発明の適用結果を示す図。
【符号の説明】
【００６７】
１０１…静磁場を発生するマグネット、１０２…傾斜磁場コイル、１０３…被検体、１０４…シーケンサ、１０５…傾斜磁場電源、１０６…高周波磁場発生器、１０７…プローブ、１０８…受信器、１０９…計算機、１１０…ディスプレイ、１１１…記憶媒体。
【図１】
2006135003.tif 000002
【図２】
2006135003.tif 000003
【図３】
2006135003.tif 000004
【図４】
2006135003.tif 000005
【図５】
2006135003.tif 000006
【図６】
2006135003.tif 000007
【図７】
2006135003.tif 000008
【図８】
2006135003.tif 000009
【図９】
2006135003.tif 000010
【図１０】
2006135003.tif 000011
【図１１】
2006135003.tif 000012
【図１２】
2006135003.tif 000013
【図１３】
2006135003.tif 000014
【図１４】
2006135003.tif 000015
【図１５】
2006135003.tif 000016
【手続補正書】
【提出日】平成19年12月13日(2007.12.13)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】請求項１９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項１９】
請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理(3-1)は、
前記オプティカルフローが、第１の方向の異なる位置において取得された第１の画像間の複数の重なり部分における複数のオプティカルフローを平均したオプティカルフローであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３０
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３０】
最後にオーバラップ領域に輝度むらが生じないように輝度合成を行い、全体の画像を作成する(ステップ505)。オーバラップ領域の合成に一般的な加重平均を用いたのでは輝度が不足するため、輝度を若干持ち上げる必要がある。この処理を図７に示す。ステーションＡ601とＢ602の合成を行う場合、オーバラップ領域の重みを点線で示す１次関数ではなく、２次関数の重み603、604とする。また、単純な加算平均ではSN比の低下が生じるおそれがあるため、この重みを用いた二乗和平方根を計算する。ステーションＡとＢの画像の各ピクセルの輝度をＩA、ＩB、重みをa、bとすると、合成後の輝度は以下の式になる。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００６１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００６１】
次に、形態画像について、オーバラップ領域に輝度むらが生じないように輝度合成を行い、全体の画像を作成する(ステップ545)。本実施の形態においても、図７および前述の式（２）に示したような２次関数の重みa、bを用いて合成し、輝度不足を補う。
なお重みa、bは、オーバラップ領域とその周辺の輝度値を用いてより最適な値を求めることも可能である。例えば、オーバラップ領域の輝度平均値とその周辺領域の輝度平均値が合成後に等しくなるようにａとｂを増減させてもよい。輝度むらが２次関数で補正できない場合にも最適に補正することが可能となる。この輝度補正合成は、ステップ545で形態画像から求められた補正係数を用いて機能画像に対しても同様に実施する(ステップ555)。機能画像のシェーディング補正（ステップ551）や輝度補正（ステップ552）と同様に、形態画像から求められた補正係数を用いることにより、精度良く機能画像の輝度補正合成を行うことが可能となる。
【国際調査報告】
2006135003.tif 000017
2006135003.tif 000018
2006135003.tif 000019
2006135003.tif 000020