(57)【要約】  磁気共鳴（ＭＲ）画像の不均一性を補正して、不均一補正の性能を評価する方法である。送信磁場及び受信感度の両方が不均一性に与える影響は、別々に考察されて定量化されている。その結果、送信磁場及び受信感度が及ぼす悪影響を完全に補正することができる。この補正方法により、ＭＲＩ技術の確度及び精度を大幅に高めることができ、かつ病態生理学的変化の検出感度を大幅に向上させることができる。信号不均一性補正方法の性能は、ファントム実験及びヒト脳の生体実験を利用して評価されて確認されている。これらの本方法は、容易に適用することができるので、コンピュータ断層撮影法、Ｘ線撮影法、超音波法、及び透過電子顕微鏡法のような異なる撮影モダリティにおいて生じる信号強度不均一性アーチファクトを補正することができる。【選択図】図１
2016512143.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲＩ画像の不均一信号強度を補正する方法であって、該方法は：
信号強度画像群からなる信号強度画像集合を取得することと、
送信磁場マップまたはフリップ角マップを推定することと、
受信感度マップを推定することと、
送信関数を、前記信号強度画像群の前記送信磁場及びブロッホ方程式に基づいて推定することと、
送信関数を、フリップ角α３を用いてブロッホ方程式に従って計算することと、
相対補正行列を前記送信関数及び前記受信感度マップに従って推定することと、
前記相対補正行列に、前記信号強度画像集合を書き込むことにより相対補正行列を生成することと、
前記相対補正行列を正規化して補正行列を取得することと、
前記信号強度画像群の不均一性を補正する際に、前記信号強度画像群と前記補正行列との比を計算することと、
を含む、方法。
【請求項２】
送信磁場マップまたはフリップ角マップを推定することは、送信磁場マップまたはフリップ角マップを、振幅を利用した方法、または位相を利用した方法を用いて推定することを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
送信磁場マップまたはフリップ角マップを推定することは、送信磁場マップまたはフリップ角マップを、低解像度画像を用いて推定することを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
送信磁場マップまたはフリップ角マップを推定することは、送信磁場マップまたはフリップ角マップを、ＲＦシミング用パルスまたは断熱パルス、または複合パルス、或いは調整パルスを用いて推定することを含み、ＲＦシミング用パルス及びこれらの補正パルスを印加した後に、前記送信磁場マップまたは前記フリップ角マップを一定にした状態を近似することができる、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
送信磁場マップまたはフリップ角マップは、画像領域データ及びｋ空間データの両方のデータから推定することができる、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
受信感度マップを推定することは、信号強度を利用した方法、及び磁場を利用した方法のうちの一方の方法を用いることを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
信号強度を利用した方法は、プレスキャン法、最低コントラストを利用した方法、均一磁化を利用した方法、及び偏向磁場を利用した方法のうちの１つの方法である、請求項６に記載の方法。
【請求項８】
磁場を利用した方法は、回転磁場を利用した方法、校正方法、電磁場との相互作用を利用した方法、及び電磁場を利用した方法のうちの１つの方法である、請求項６に記載の方法。
【請求項９】
受信感度マップの推定に、画像領域データ演算及びｋ空間データ演算の両方のデータ演算を適用する、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記送信関数は、イメージングパラメータ群に対して所定の選択を行なう場合に、所定の関心領域または所定の関心生体構成部位について定数である、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
定数は、搭載被検体中の２つ以上の生体構成部位について平均された、最小化された、または最大化されたＴ１及び／又はＴ２とすることができる、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
定数Ｔ１及びＴ２を用いて送信関数を生成することができ、該送信関数は、Ｔ１及び／又はＴ２が画像全体に亘って生体構成部位によって異なる場合に、Ｔ１及び／又はＴ２とは画像全体に亘って無関係である、請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
不均一性補正に使用される前記イメージングパラメータ群は有効イメージングパラメータ群とする必要があり、該有効イメージングパラメータ群を用いて、ｋ空間のゼロラインまたはｋ空間の中心を、イメージングパラメータシーケンスが可変の場合に取得する、請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
有効イメージングパラメータを用いて、構造的及び／又は機能的ＭＲメージング法、ＭＲ分光法、及びＭＲ分光イメージング法による画像品質または定量化を向上させる、請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
補正対象の信号不均一性は、いずれかの磁気共鳴イメージングシーケンス（両方の磁化調整パルスを用いる、または用いない構成のグラジェントエコー法、スピンエコー法、エコープレーナイメージング法、高速スピンエコー法のような）、及びいずれかの送信コイル及び受信コイルにより取得することができる、請求項１に記載の方法。
【請求項１６】
補正されている前記画像は、複数の高周波パルスにより、すなわち高周波パルス、繰り返し集束パルス、及び磁化調整パルスのうちの少なくとも１種類のパルスにより取得することができる、請求項１に記載の方法。
【請求項１７】
既知のファントムを使用して補正後の画像の性能を評価する方法であって：
前記ファントムの画像を取得することと、
前記画像の信号不均一性を、複数の異なる補正方法のうちの１つの補正方法を用いて補正することと、
画像品質評価の性能を、前記複数の異なる補正方法を用いて評価することと、を含み、
前記ファントムは、均質ファントム、米国放射線学会（Ａｍｅｒｉｃａｎ  Ｃｏｌｌｅｇｅ  ｏｆ  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ：ＡＣＲ）認定のファントム、及び被検体に似たファントムのうちの１つのファントムである、方法。
【請求項１８】
前記被検体に似たファントムは、ＭＲＩパラメータ群を有する複数組織または複数の生体構成部位を含み、前記ＭＲＩパラメータ群は、Ｔ１、Ｔ２、プロトン密度、拡散係数、磁化移動、パーフュージョン（潅流）、流量、導電率、磁化率、透磁率、幾何学形状のうちの少なくとも１つのパラメータであり、該少なくとも１つのパラメータは、イメージング対象の被験者の生体内関心領域のパラメータと同様である、または該パラメータに等しい、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記異なる補正方法は、請求項１に記載の方法、Ｎ３（不均一強度正規化）、及びＦＳＬ（ＦＭＲＩＢ  ＳＯＦＴＷＡＲＥ  ＬＩＢＲＡＲＹ：ＦＭＲＩＢソフトウェアライブラリ）及びＳＰＭ（統計的パラメトリックマッピング）による補正方法のうちの少なくとも１つの補正方法を含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
異なる補正方法の性能は、グランドトゥルース（ｇｒｏｕｎｄ  ｔｒｕｔｈ）と比較して評価される、請求項１７に記載の方法。
【請求項２１】
画像品質を評価するための前記グランドトゥルース（ｇｒｏｕｎｄ  ｔｒｕｔｈ）は、複数組織の体積、コントラスト、コントラスト対ノイズ比、境界鮮鋭度、各組織または各生体構成部位の標準偏差のうちの少なくとも１つである、請求項２０に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本開示の分野は、磁気共鳴（ＭＲ）システム及び方法に関するものであり、特に非組織特異性によって生じる信号強度不均一性を補正するシステムに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
非組織特異性によって生じる不均一性は、不所望かつ回避不可能なアーチファクトであり、このアーチファクトは、多くの場合、強度を利用した定性的かつ定量的なＭＲ画像分析に悪影響を及ぼす。ＭＲ画像分析は、より大きな磁場では一層難しくなり、そしてより高い透磁性を有していて、被検体中のＲＦ磁場の波長が、被検体のサイズと同程度であるか、または当該サイズよりも小さいような被検体に対しては一層難しくなる。ＭＲイメージングでは、受信コイル及び送信コイルの不完全性、静磁場の不均一性、高周波（ＲＦ）透過性、勾配に起因する渦電流、及び被検体によって異なる電磁相互作用によって、偏向磁場、強度不均一性、またはシェーディングとも表記される画像全体に亘る信号強度変化が体系的に生じる。ＭＲ信号不均一性は、磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）及び磁気共鳴分光法（ＭＲＳ）にとって極めて重要な解決課題である。更に詳細には、信号不均一性が微細であったとしても、画像品質に大きな劣化が生じてしまい、この劣化は医師が、画像を眺めるときに無視してしまうので、多くの場合、診断の障害になって治療が遅れてしまう。更に、信号不均一性により生じる人工的な組織内変位は、所定の組織が同様のボクセル強度値で画像全体を通じて表わされるという仮定を利用する自動画像処理アルゴリズムに影響を及ぼす。従って、当該組織内変位は、定量分析の精度を低下させ、かつコンピュータ支援診断の検出感度を低く抑えてしまう。最後に、信号不均一性によって、スキャナ間の変位が大きくなる。同様のプロトコルを用いて、かつ異なるスキャナを利用して取得されるＭＲ画像は、コイル形状が異なり、かつコイルとイメージング対象の被検体との間の結合度が異なるので、組織種類が同じである場合でも、異なる画像強度を発生してしまう。異なる部位間、及び時系列分析の時点間の変位は、機械によって異なり、かつ補正することができるランダム誤差または体系的誤差を超える。その結果、必要な被験者の数を増やして統計的な検討能力を高める必要がある。例えば、統計的に信頼できる重要な結果をもたらすために、ＡＤ（アルツハイマー）発症過程を縦断する脳画像研究（ＡｌｚｈｅｉｍｅｒによるＤｉｓｅａｓｅ  Ｎｅｕｒｏｉｍａｇｉｎｇ  Ｉｎｉｔｉａｔｉｖｅ：ＡＤＮＩ）では、６０００万ドルを５年に亘って費やして、８００人以上の被験者を撮影して追跡している。
【０００３】
各ＭＲスキャンを開始する前に、送信ＲＦ（高周波）励起磁場の強度、及びＲＦ受信機のゲインを調整して、確実に、ＲＦ励起パルスが最適な周波数、強度、及び時間長を有することにより所望のＭＲ信号を発生させるようにすることが普通に行なわれている。これは必ずしも、予測ＲＦ励起磁場が、関心領域全体に亘って均一に形成されることを意味していない、または結果として得られるＭＲ信号が、関心領域内の全ての位置から均一に受信されることを意味していない。分析対象の被験者を載せた後に殆どの送信コイルにより形成されるＲＦ磁場は均一ではなく、かつ殆どの受信コイルが受信する磁場も均一ではない。これは特に、表面コイル及びフェーズドアレイコイルのようなコイルの形状が不完全である場合に当てはまる。送信コイル磁場及び受信コイル磁場が、自由空間において均一である、または被検体未搭載時において均一である場合でも、ＲＦ磁場の波動及び透過磁場が被験者の内部に達することにより、送信磁場及び受信感度が関心領域全体で不均一になる可能性がある。更に、ＲＦパルス振幅が正しく校正されないことにより、ＲＦアンプまたは他のＲＦ電子装置の不安定または変動により、送信磁場が不均一になってしまう。また、送信コイルと受信コイルとの間の相互インダクタンスにより、不均一性が更に大きくなってしまう。送信感度または受信感度のいずれかが、または両方が不均一になると、ゴーストアーチファクトが信号強度に生じてしまうので、研究現場及び臨床現場へのＭＲ技術の適用が制限されてしまう。
【０００４】
ＭＲ信号不均一性を補正する方法は、能動的な後処理方法に分類することができる。これらの能動的方法は、断熱パルス、補正パルス、高周波磁場シミング技術、及び並列送信技術を適用することにより行なわれる。これらの能動的方法の殆どが、送信コイルにより生じる信号不均一性を補正することに注力しているのに対し；並列送信技術だけは、受信コイルにより生じる不均一性を部分的に補正している。これらの後処理方法は更に、モデルを利用した方法（例えば、低域通過フィルタ処理、統計的モデル化、及び表面フィッティング）、及び測定を利用した方法（ＧＥ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍｓ  Ｇｌｏｂａｌ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ  ＣｏｍｐａｎｙのＡｉｎａｓｈによる２００４年出願の米国特許第６，７５７，４４２号；Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ  Ｐｈｉｌｉｐｓ  Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ  Ｎ．Ｖ．のＦｕｄｅｒｅｒによる２００７年出願の米国特許第７，２１８，１０７号；Ｓｉｅｍｅｎｓ  ＡｋｔｉｅｎｇｓｅｌｌｓｃｈａｆｔのＪｅｌｌｕｓによる２０１０年出願の米国特許第７，６７２，４９８号；Ｆｏｎａｒ  ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎのＢｏｉｔａｎｏによる２０１１年出願の米国特許第７，８９４，６６８号及びＢｏｉｔａｎｏによる２０１２年出願の米国特許第８，２１３，７１５号）に分類することができる。モデルを利用した殆どの方法は普通、ＭＲ信号不均一性はゆっくり、かつ平滑に変化するという仮定のもとに設定されている。イメージング対象の被検体の形状は非常に複雑であるので、当該仮定が成り立たない場合がある。更に、モデルを利用した方法は普通、画像取得操作及びイメージング対象の被検体が不均一性に及ぼす影響を考慮していない。これらの方法は、正しいモデルを選択して設定を補正するために、初期に相当大きな労力及び非常に高度な技能を必要とする。これとは異なり、測定を利用した方法は、信号不均一性に影響を及ぼす要素群に関するこれまでの知識を補正に包括的に取り入れている［Ｂｒｅｙ  ＷＷ，  Ｎａｒａｙａｎａ  ＰＡ、１９８８；Ｍｕｒａｋａｍｉ  ＪＷら、１９９６；Ｌｉｎｅｙ  ＧＰら、１９９８；Ｔｏｓｈｉｂａ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍ  ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎのＤａｎｎｅｌｓ（２０１２年）による米国特許第２０１２／００３２６７７Ａ１号］。
【０００５】
多数の方法が、生体内の送信磁場を推定するために提案されている。これらの方法は、ＭＲ振幅を利用した方法、及びＭＲ位相を利用した方法に分類することができる。ＭＲ振幅を利用した方法は、ダブルフリップアングル法［Ｉｎｓｋｏ  ＥＫら、１９９３；Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍ  ＣＨら、２００６］、デュアルパルススピンエコー法［Ｊｉｒｕ  Ｆら、２００６］、アクチュアルフリップアングルイメージング法［Ｙａｒｎｙｋｈ  ＶＬ、２００７］、及び磁化の定常状態を利用した方法［Ｂｒｕｎｎｅｒら、２００９］を含む。ＭＲ位相を利用した方法は、ブロッホジーゲルトシフト（Ｂｌｏｃｈ−Ｓｉｅｇｅｒｔ  ｓｈｉｆｔ）［Ｓａｃｏｌｉｃｋら、２０１０］、及び位相を利用した方法［Ｍｏｒｅｌｌ  ＤＧ、２００８；Ｃｈａｎｇ  ＹＶ、２０１２］を含む。種々の方法が更に、生体内の受信感度を推定するために提案されている。これらの方法は、強度を利用した方法、磁場を利用した方法、及びｋ空間座標補正方法に分類することができる。強度を利用した方法は、プレスキャン法（Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎら、１９９９）、最低コントラストを利用した方法（Ｗａｎｇ  Ｊら、２００５ａ及び２００５ｂ）、及び均一磁化処理（Ｄａｉ  Ｗら、２０１１）を含む。磁場を利用した方法は、相互作用を利用した方法（Ｈｏｕｌｔ  ＤＩら、１９７６）、被検体を回転させる方法（Ｗａｎｇ  Ｊら、２００９）、送信磁場による校正（Ｗａｔａｎａｂｅ  Ｈ、２０１１）、及び電磁場を利用した方法（Ｗａｎｇ  Ｊら、２０１３、米国特許第２０１３０２５１２２７Ａ１号）を含む。コイル感度は、ゆっくり、かつ平滑に、空間に亘って変化するので、ｋ空間座標補正方法を用いて、受信感度を推定することにより、画像を並列に再形成することもできる（Ｇｒｉｓｗｏｌｄ  ＭＡらによる２００６年の論文；Ｂｒｅｕｅｒ  ＦＡら、２００５；ＭｃＫｅｎｚｉｅ  ＣＡら、２００７）。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
このように、信号強度不均一性補正は、異なる目的を持つ多数の団体を巻き込んだ非常に困難な問題である。性能評価は、種々方法の間の一貫性を検査するための注意事項であるだけでなく、既存の補正方法を最適化し、かつ新規の補正方法を開発するための注意事項である。グランドトゥルースがないという理由から、実験的に収集されるヒト被験者ＭＲデータを用いた直接評価は実行することはできない。広く用いられる殆どの評価は、コンピュータシミュレーションを利用している。しかしながら、ＭＲスキャナ手順を正確に記述することは難しいので、シミュレーションを利用した殆どの既存の性能評価方法は、有効性スコアが低く、かつ当該性能評価方法から、多くの場合、記述が相反することになる。本開示では、ファントム実験及び生体内実験を用いて、種々の信号不均一性補正方法の性能を評価する。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本開示は、ＭＲ信号不均一性を補正する新規な生体情報処理方法に関するものである。送信磁場及び受信感度により生じる不均一性は、不均一性補正を行なうために別々に定量化され、そして使用される。この方法により、ＭＲイメージング法及びＭＲ分光法の確度及び精度を高めることができ、かつ病態生理学的変化の検出感度を向上させることができる。異なるアルゴリズムの間の一貫性を検査するために、かつエンドユーザに、特定の科学的用途の特定の不均一性補正方法を選択するための合理的な基準を提供するために、本開示は更に、種々の信号不均一性補正方法の性能を評価する方法及び装置を含む。
【０００８】
受信コイル、送信コイル、及び磁場変化、打ち消されていない渦電流、波動、及び被検体の位置決めのような種々の要素から、ＭＲ信号不均一性が生じる。これらの要素の中でもとりわけ、コイル形状及び波動が主要な原因である。コイル形状及び波動によって、送信磁場が不均一になるだけでなく、受信感度も不均一になる。本開示では、送信磁場及び受信感度の両方が信号不均一性に及ぼす影響を別々に考察して定量化する。その結果、送信磁場及び受信感度が及ぼす悪影響を完全に補正することができる。信号不均一性補正方法の性能は、ファントム実験及びヒト脳の生体実験を利用して評価されて確認されている。これらの方法は、容易に適用することができることにより、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、Ｘ線撮影法、超音波法、及び透過電子顕微鏡法（ＴＥＭ）のような異なる撮影モダリティにより生じる信号強度不均一性アーチファクトを補正することができる。これらの補正方法は、信号強度不均一性が異なる撮影モダリティにおいて生じているという正当な理由に基づいている。
【０００９】
従って、本開示の種々態様によれば、１つの方法が記載され、該方法は：信号強度画像群からなる信号強度画像集合を、種々のシーケンス、及び生体イメージングパラメータを用いて生成することと；相対フリップ角マップまたは送信磁場マップを、取得した前記画像群で推定することと；前記シーケンスが、異なる高周波パルス、または繰り返し集束パルス、或いは磁化調整パルスを含む場合に、全パルス（高周波パルス、繰り返し集束パルス、及び磁化調整パルス）のマップを推定することと；補正されている前記画像群の送信関数を、ブロッホ方程式、及び所定のフリップ角に対応する相対フリップ角に従って推定することと；前記受信感度マップを推定することと；相対補正画像を、前記送信関数及び前記受信感度から計算することと；前記相対補正画像を、前記補正されている画像に書き込んで、補正行列または補正画像を取得することと；前記相対補正画像を正規化することと；不均一信号強度を前記補正行列または前記補正画像で補正することと、を含む。
【００１０】
性能評価を行なって、方法の間の一貫性を検査するだけでなく、既存の補正方法を最適化して、新規の補正方法を開発する。グランドトゥルースが無いので、直接評価は実行することができない。最も広く用いられる評価は、コンピュータシミュレーションを利用している。しかしながら、ＭＲスキャナ手順を正確に記述することは難しいので、殆どの既存の性能評価方法は、有効性スコアが低く、かつ多くの場合、矛盾した記述を含む。本開示では、ファントム及びヒト被験者を利用して、種々の信号不均一性補正方法の性能を評価する。
【００１１】
従って、本開示の他の態様によれば、１つの方法が記載され、該方法は：均質ファントムの信号強度画像群からなる信号強度画像集合を、種々のシーケンス及び生体イメージングパラメータを用いて生成することと；信号不均一性補正方法の性能を評価することと；ファントム群の信号強度画像群からなる信号強度画像集合を、複数のコントラスト（複数の組織種類を表わす）及びヒト生体で、種々のシーケンス及び生体イメージングパラメータを用いて生成することと；グランドトゥルースとして用いられる各組織生体構成部位の正確な体積を物理的方法及び化学的方法を用いて測定することと；信号不均一性を、種々の方法及び異なるパラメータで補正することと；補正後の画像群を分割して、各組織生体構成部位の前記体積を推定することと；種々の方法の性能または画像品質を、前記分割画像群から推定される組織体積、コントラスト、信号強度、及びノイズと、物理的方法及び化学的方法から得られる組織体積、コントラスト、信号強度、及びノイズとを比較することにより評価することと、を含むことができる。最良の方法は、均質ファントムの信号強度の最小標準偏差、及び複数の組織ファントムの最大コントラストまたは最大コントラスト対ノイズ比のような最良の画像品質を有する。更に、最良の方法では、シーケンス群及びイメージングパラメータ群が確実に設定され、かつシーケンス群及びイメージングパラメータ群の変化が小さい。
【００１２】
この要約は、選択されたコンセプト群を、以下に更に詳細に説明される簡易形式で紹介するために提供される。この要約は、請求する主題の重要な特徴または基本的な特徴を特定するために利用されるのではなく、かつこの要約を利用して請求する主題の範囲を限定してはならない。
【００１３】
これらの図面では、同じ参照番号及び同じ頭字語は、同じ機能、または同様の機能を有する要素または作用を特定することができることにより理解を容易にし、かつ簡便性を実現している。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】不均一信号強度を、推定される送信磁場及び受信感度で補正するために適する磁気共鳴イメージングシステムに用いられるフローチャートを示している。
【図２】１．５テスラ（ａ〜ｃ）及び３．０テスラ（ｄ〜ｆ）で測定される均質ファントムの送信ＲＦ磁場（ａ，ｄ）、受信感度（ｂ，ｅ）、及び送信磁場及び受信感度の差（ｃ，ｆ）をそれぞれ示している。送信磁場及び受信感度は、送信磁場及び受信感度の平均で正規化されている。
【図３】本体コイルについて計算される送信磁場マップ（ａ）、及びフェーズドアレイコイルの受信感度マップ（ｂ）を示している。
【図４】ＭＲ法を用いて計算される送信磁場マップ（ａ）及び受信感度マップ（ｂ）を示しており、未補正のＴ１重み付け画像は（ｃ）に図示され、補正済み画像は（ｄ）に図示され、未補正画像は（ａ）のマップから得られ、そして補正済み画像は、（ｂ）のマップから得られる。
【図５】本体送信コイル及びフェーズドアレイ受信コイルを用い、かつグラジェントエコーシーケンスを用いて取得される元のファントム画像（ａ）、スピンエコーシーケンスを用いて取得される元のファントム画像（ｂ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（ｃ、ｄ）をそれぞれ示している。
【図６】分割グラジェントエコープレーナイメージングシーケンスを用い、かつ本体送信コイル及びフェーズドアレイ受信コイルを用いて取得される元の脳画像（行ａ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。
【図７】３Ｄ  ＦＬＡＳＨ（Ｆａｓｔ  Ｌｏｗ  Ａｎｇｌｅ  ＳＨｏｔ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ：高速ローアングルショット磁気共鳴イメージング）シーケンスを用い、かつ本体送信コイル及びフェーズドアレイ受信コイルを用いて取得される元の脳画像（行ａ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。
【図８】分割スピンエコープレーナイメージングシーケンスを用い、かつ本体送信コイル及びフェーズドアレイ受信コイルを用いて取得される元の脳画像（行ａ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。
【図９】高速スピンエコーシーケンスまたはターボスピンエコーシーケンスを用い、かつ本体送信コイル及びフェーズドアレイ受信コイルを用いて取得される元の脳画像（行ａ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。
【図１０】反転回復ターボスピンエコーシーケンスを用いて取得される未補正マルチスライス脳画像（ａ〜ｆ）、及び磁場マップ法を用いて補正されたこれらの未補正画像に対応する画像（ｇ〜ｌ）をそれぞれ示している。
【図１１】３次元反転回復高速スピンエコーシーケンスを用いて取得されるヒト脳の画像（行ａ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。
【図１２】均質ファントムの画像（ａ）、及びＮｏｎｐａｒａｍｅｔｒｉｃ  ｎｏｎ−ｕｎｉｆｏｒｍ  ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ  ｎｏｒｍａｌｉｚａｔｉｏｎ（Ｎ３）：ノンパラメトリックな不均一強度正規化）を用いて補正された画像（ｂ）、Ｓｔａｔｉｓｔｉｃａｌ  Ｐａｒａｍｅｔｒｉｃ  Ｍａｐｐｉｎｇ  （統計的パラメトリックマッピング：ＳＰＭ）ツールを用いて補正された画像（ｃ）、ＦＭＲＩＢ’ｓ  Ａｕｔｏｍａｔｅｄ  Ｓｅｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ  Ｔｏｏｌ（ＦＡＳＴ：ＦＭＲＩＢの自動分割ツール）を用いて補正された画像（ｄ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（ｅ）を示している。
【図１３】ＭＰＲＡＧＥシーケンスを用いて取得されるヒト脳の画像（列ａ）、及びＮ３を用いて補正された画像（列ｂ）、ＳＰＭを用いて補正された画像（列ｃ）、ＦＡＳＴを用いて補正された画像（列ｄ）、及び磁場マップ法を用いて補正された画像（列ｅ）を示している。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
序文
【００１６】
本開示では、画像不均一性を、補正対象画像の補正行列を用いて補正する方法について説明する：
ＳＩcorrected＝ＳＩmeasured／ＳＩcorrection                    （１）
式中、ＳＩcorrectedは、補正済み信号であり、信号ＳＩmeasuredは、測定済み信号であり、そしてＳＩcorrectionは、補正対象画像の補正行列である。補正行列または偏向磁場は、送信関数及び受信感度から次式のように計算することができる：
ＳＩcorrection＝Ｆ（ｘ）・Ｓ（ｘ）                      （２）
式中、Ｆ（ｘ）は、対応する送信関数であり、そしてＳ（ｘ）は受信感度である。補正対象画像の送信関数Ｆ（ｘ）は、測定送信磁場、及び取得画像に対応するブロッホ方程式に従って計算される。
【００１７】
１．単一高周波パルス
【００１８】
最も簡単なＭＲＩ高周波パルスは、１種類の高周波パルス波形のみを含み、この高周波パルス波形は、正弦波パルス、ガウスパルス、正弦波の波頭が切り取られた形状の波形パルス、ハードパルス、複合パルス、及び調整パルスのうちの１つのパルスとすることができる。コイルシステムのようなハードウェア及び搭載被検体、及び磁場強度が与えられる場合、送信磁場不均一性は一貫して現われるようになる。フリップ角は、送信磁場Ｂ１＋及びパルス時間長τの積と直線関係を有する。例えば、励起フリップ角α（ｘ）とともに変化する理想的な定常状態のグラジェントエコーシーケンスまたはグラジェントエコープレーナイメージングシーケンスのいずれのシーケンスの送信関数ＦGE（ｘ）も、次式のように近似することができる：
【数１】
2016512143.tif 000003
式中、Ｅ１＝ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ１）であり、Ｍ０は、平衡状態の縦磁化であり、Ｔ１は、縦緩和時間であり、Ｅ２＝ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ２＊）である。所定フリップ角α（ｘ）に対応する補正後のフリップ角αGE（ｘ）は、次式：
【数２】
2016512143.tif 000004
により計算することができ、式中、α1,GE（ｘ）及びτは、入力した所定励起フリップ角、及びＢ１＋を求めるために使用される高周波パルスのパルス長である。計算されるこれらのフリップ角は、フリップ角とＢ１＋とのマップの直線関係の仮定に基づいている。ＴＲ＞＞Ｔ２＊、Ｅ２＝０が成り立つ場合、方程式（３）は次式に簡略化することができる：
【数３】
2016512143.tif 000005
【００１９】
方程式（５）中の組織特性に応じて異なる変数（プロトン密度、Ｔ１及びＴ２）は、無視される、または平均された組織パラメータ群に置き換えられる。ＴＲ＞＞Ｔ１かつＴＥ＜＜Ｔ２が成り立つ場合、方程式（５）は更に、次式に簡略化することができる：
ＦGE（ｘ）∝ｓｉｎαGE（ｘ）                        （６）
【００２０】
ダブルフリップアングル法［Ｉｎｓｋｏ  ＥＫら、１９９３；Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍ  ＣＨら、２００６年］、デュアルパルススピンエコー法［Ｊｉｒｕ  Ｆら、２００６］、アクチュアルフリップアングルイメージング法［Ｙａｒｎｙｋｈ  ＶＬ、２００７］、磁化の定常状態を利用した方法［Ｂｒｕｎｎｅｒら、２００９］、ブロッホジーゲルトシフト［Ｓａｃｏｌｉｃｋら、２０１０］、及び位相を利用した方法［Ｍｏｒｅｌｌ  ＤＧ、２００８；Ｃｈａｎｇ  ＹＶ、２０１２］のような種々の方法を用いて、送信磁場Ｂ１＋を推定することができる。この場合、送信磁場とのマップ、またはフリップ角とのマップは、グラジェントエコーＥＰＩシーケンスを分割するダブルフリップアングル法を用いて推定される［Ｗａｎｇ  Ｊら、２００５ａ及び２００５ｂ］：
【数４】
2016512143.tif 000006
式中、異なるフリップ角α1,GE（ｘ）及び２α1,GE（ｘ）での２つのグラジェントエコー画像の信号強度の比は、次式により与えられる：
λGE＝ｓｉｎ２α2,GE（ｘ）／ｓｉｎα1,GE（ｘ）＝２ｃｏｓα1,GE（ｘ）    （８）
【００２１】
プレスキャン法（Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎら、１９９９）、最低コントラストを利用した方法（Ｗａｎｇ  Ｊら、２００５ａ及び２００５ｂ）、均一磁化処理（Ｄａｉ  Ｗら、２０１１）、相互作用を利用した方法（Ｈｏｕｌｔ  Ｄｌら、１９７６）、被検体を回転させる方法（Ｗａｎｇ  Ｊら、２００９）、送信磁場による校正（Ｗａｔａｎａｂｅ  Ｈ、２０１１）、及び偏向磁場を利用した方法（Ｗａｎｇ  Ｊら、２０１２）のような種々の方法が、受信感度を推定するために開発されている。更に、受信感度は、ｋ空間データから推定することもできる（Ｌｅｉ  Ｙｉｎｇ及びＨｕａｎｇ  Ｆｅｉら）。
【００２２】
本開示では、受信感度は、最低コントラストを利用した方法を用いて推定することができる。ファントム（擬似物体）が均質である場合、信号が不均一になるのは主として、送信磁場及び受信感度が不均一であることに起因する。送信磁場が不均一信号に与える影響は、測定される送信磁場から計算することができる。受信感度は、次式を用いて計算することができる：
Ｓ（ｘ）＝ＳＩMC（ｘ）／ＦMC（ｘ）                      （９）
式中、ＳＩMC（ｘ）及びＦMC（ｘ）は、均質なファントムの信号強度及び送信関数である。均質な被検体が３つ以上の組織を含む場合、ＴＥ及びＴＲは、コントラストがこれらの組織の全ての中で最小となるように選択することができるが、この場合、或る程度のコントラストが残ることになる。この場合、不均質な被検体は、均一な物体で近似することができ、そして均質な被検体に対する受信感度は、方程式（９）を用いて推定することができる。
【００２３】
２．複数パルスの合成
【００２４】
多くの撮像シーケンスは、可変高周波パルス、繰り返し集束パルス、及び磁化調整パルスのような異なるパルスを含むことができる。例えば、スピンエコーシーケンス、エコープレーナスピンエコーイメージングシーケンス、及び高速スピンエコーシーケンスは全て、繰り返し集束パルスを含んでいる。波動は、コイル形状及び搭載被検体が与えられる場合に、差を送信磁場不均一性に、殆どの繰り返しパルスに対応して生じさせる主要な要素であると推定される。すなわち、パルス波形及びＢ０不均一性が送信磁場に与える影響は無視できる。この仮定は、位相変調高周波パルス、断熱パルスに対しては成り立たないことに留意されたい。この場合、スピンエコーシーケンスの送信関数ＦSE（ｘ）は、ブロッホ方程式を解くことにより次式のように得られる：
【数５】
2016512143.tif 000007
式中、αSE（ｘ）及びβSE（ｘ）は、方程式（６）を用いて位置ｘで補正した後の励起パルス及び繰り返し集束パルスのフリップ角である。Ｔ１＞＞ＴＥかつＴＲ＞＞Ｔ１が成り立つ場合、方程式（４）は、次式に簡略化することができる：
【数６】
2016512143.tif 000008
仮定によれば、αSE（ｘ）はβSE（ｘ）に比例する必要がある。従って、繰り返し集束パルスは、測定されるαSE（ｘ）から推定することができる。
【００２５】
磁化調整パルスは、（ｉ）１８０°ＲＦ反転パルス、（ｉｉ）飽和パルス（通常、９０°ＲＦパルスと表記される）、及び（ｉｉｉ）磁化移動パルスを含む。繰り返し集束パルスと同様に、これらの磁化調整パルスのマップは、測定されるαSE（ｘ）により推定することができる。これらの合成パルスのマップは、測定されるαSE（ｘ）を用いて取得することができる。当該シーケンスに対応する送信関数は、ブロッホ方程式を用いて推定される。例えば、ＭＰ−ＲＡＧＥシーケンスは、３Ｄ反転回復パルスαと、フリップ角θ及びエコー間隔τのＮ個の等間隔読み出しＲＦパルスと、からなる。繰り返し時間ＴＲは、連続する２つの反転回復パルスの間の時間区間として定義される：
ＴＲ＝ＴＩ＋Ｎ・τ＋ＴＤ                                （１２）
式中、τはエコー時間間隔であり、Ｎは、読み出しＲＦパルス群の合計数であり、ＴＩは、反転回復パルスと先頭の読み出しＲＦパルスとの間の時間区間であり、そしてＴＤは遅延時間である。信号強度を表わす数式を簡易化するために、定義を以下のように行なうことができる：δ＝ｅｘｐ（−τ／Ｔ１）。ＭＰ−ＲＡＧＥシーケンスで連続的に励起を行なう場合、ｉ番目の読み出しパルスに基づく信号強度は、次式により与えられる：
【数７】
2016512143.tif 000009
【００２６】
高速反転回復スピンエコーシーケンスは、反転回復パルスθ、高周波パルスα、及びフリップ角β及びエコー間隔τのＮ個の等間隔繰り返し集束パルスからなる。繰り返し時間ＴＩは、反転回復パルスと高周波パルスとの間の時間区間として定義される。送信関数は次式により与えられる：
【数８】
2016512143.tif 000010
式中、有効反転回復時間ＴＩeffは、画像コントラストの主要な決定要素である。有効反転回復時間ＴＩeffは、ｋ空間の中心に対応する反転回復パルスと繰り返し集束読み出しパルスとの間の時間区間として定義される。予測画像コントラストに対応するｉ番目の読み出しパルスを用いて、ｋ空間の中心へのデータ配置を行なう場合、ＴＩeffは次式により与えられる：
ＴＩeff＝ＴＩ＋ｉ＊τ＝ＴＩ＋ＴＥeff                      （１５）
【００２７】
３．可変イメージングパラメータシーケンス
【００２８】
ＭＰＲＡＧＥシーケンスまたは３Ｄ高速スピンエコーシーケンス（Ｓｉｅｍｅｎｓ  ＨｅａｌｔｈｃａｒｅのＳＰＡＣＥ，ＧＥ  ＨｅａｌｔｈｃａｒｅのＣＵＢＥ，及びＰｈｉｌｉｐｓ  Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅのｖｉｓｔａ）のような可変イメージングパラメータシーケンスに関して、各ｋ空間ラインは、異なるイメージングパラメータ（反転回復時間、エコー時間、及びフリップ角のような）に対応する。不均一性補正に使用されるこれらのイメージングパラメータは、ｋ空間ラインのゼロ、またはｋ空間の中心を取得するために使用される有効イメージングパラメータである必要がある。
【００２９】
撮像パラメータの変位を定量的に見積もるために、磁化率の変化（ＣＶ）を導入することができる：
【数９】
2016512143.tif 000011
式中、σ及びμは、特定パラメータの標準偏差及び平均である。ＣＶがより小さくなると、パラメータの均一性がより高くなる、または変位がより小さくなる。ＣＶがゼロに等しい場合、当該パラメータは完全に均一である。
【００３０】
実行及び結果
【００３１】
図１は、不均一信号強度を、推定される送信磁場及び受信感度で補正するために適するＭＲＩシステムに用いられる簡易フローチャートである。最初に、１００において、画像を当該システムに供給する。１０１では、低解像度画像を用いて受信感度を測定し（１０２Ａにおいて）、そして送信磁場または相対フリップ角を測定する（１０２Ｂにおいて）。１０３では、診断及び研究に使用される画像を取得する。これらの画像は、不均一性が補正されることになる補正対象の高解像度画像とすることができる。１０４では、送信関数の推定を、例えば補正対象画像の送信磁場及びブロッホ方程式を用いて行なう。当該推定に基づき、送信関数は、フリップ角α３を用いて、ブロッホ方程式に従って計算することができる。１０５では、相対補正行列を送信関数及び受信感度に従って推定する。これらの相対補正行列は、補正されている画像に書き込むことができる。１０６では、これらの相対補正行列を正規化して補正行列を取得する。１０７では、これらの画像の不均一信号強度を、高解像度画像と、これらの画像に対応する補正行列との比を取ることにより補正する。
【００３２】
図２は、送信／受信本体コイルを用いて１．５テスラ（ａ〜ｃ）及び３．０テスラ（ｄ〜ｆ）で測定したときの均質なファントムのＲＦ送信磁場（ａ，ｄ）、受信感度（ｂ，ｅ）、及び送信磁場と受信感度との差（ｃ，ｆ）の分布をそれぞれ示している。ラーモア周波数が高くなると、送信磁場及び受信感度は、更に不均一になる。送信磁場と受信感度との最大差は、１．５テスラで約１０％であり、この値は、測定される送信磁場と受信感度との誤差（約２％）よりもはるかに大きい。これらの結果は、送信／受信コイルを用いて１．５Ｔを超えるスキャナ静磁場で測定したときの送信磁場と受信感度との差が極めて大きいことを示している。静磁場強度が３．０Ｔに増加すると、最大差は、最大約２０％まで増加する。ＭＲ実験では、受信感度は、受信コイルの送信磁場により、かつ相互作用により近似される場合がある。これは、磁場強度が低い場合にのみ正しい。受信感度の代わりに送信磁場を用いると、大きな誤差が高磁場強度で生じてしまう。
【００３３】
ファントムが均質な場合の本体コイルの送信磁場、及びフェーズドアレイコイルの受信感度が計算されて、図３Ａ及び３Ｂに図示される。強度均一性が完全である場合、ＳＤは、従ってαは、画像信号対ノイズ比（ＳＮＲ）の逆数である必要がある。ファントムの場合、本体コイルの送信磁場のＣＶ（磁化率の変化）は１４．７％であり、そしてフェーズドアレイコイルの受信感度のＣＶ（磁化率の変化）は１５．７％である。このハードウェアを用いて得られる画像の信号不均一性は、フェーズドアレイコイルの受信感度分布だけでなく、本体コイルの送信分布から明らかに生じている。１．５テスラ以下の磁場では、本体コイルの送信磁場が信号不均一性に与える影響は、フェーズドアレイコイルの受信感度が与える影響よりも小さいが、３．０テスラのようなより高い磁場では、前者の影響は後者の影響と同程度とすることができる、または後者の影響よりも大きいとすることができる。従って、送信分布が与える影響を無視することはできない。同じ理由から、本体コイルが、信号不均一性を、高磁場におけるフェーズドアレイデータで補正するための基準コイルとして使用される場合、このような計算では、送信分布が均一であると仮定しているので、大きな誤差が生じてしまう。
【００３４】
取得画像の偏向磁場または信号強度不均一性を推定するために、ノンパラメトリックな不均一強度の正規化（Ｎ３）手法［Ｓｌｅｄ  ＪＧら、１９９８］、ＳＰＭツール［Ａｓｈｂｕｒｎｅｒ  Ｊ及びＦｒｉｓｔｏｎ  ＫＪ、２００５］、及びＦＳＬ−ＦＭＲＩＢ［Ｚｈａｎｇ  Ｙら、２００１］を含む種々の方法が提案されている。Ｎ３手法では、偏向磁場は、強度ヒストグラムを、ガウス移動平均処理を用いて鮮鋭化し、そして平滑処理を、３次Ｂスプライン関数を用いて行なうことにより推定される。偏向磁場を平滑化すると、大きな悪影響が、補正方法の性能に及ぶ。従来のフィルタ処理法では、組織の境界ができてしまう、または渦電流によるアーチファクトが生じてしまい、かつ偏向磁場推定の精度が低下してしまう。平滑化拘束を取り入れたスプライン近似を用いて、組織境界のアーチファクトを低減する。この方法は、パルスシーケンス、イメージングパラメータ群とは無関係であり、かつ病理学的変化に対する感度が低い。ＳＰＭツールでは、偏向磁場は、ガウス混合分布組織モデル、予測最大化アルゴリズム、及びＬｅｖｅｎｂｅｒｇ−Ｍａｒｑｕａｒｄｔ最適化法に基づいて設定される。ＦＳＬ−ＦＭＲＩＢツールでは、偏向磁場の推定は、隠れマルコフランダム磁場モデル及びそれに関連するＥＭアルゴリズム［Ｚｈａｎｇ  Ｙ、２００１］に基づいて行なわれる。非組織特異性に起因する信号強度不均一性を、送信磁場及び受信感度を推定することにより補正する磁場マップ法が提案された［Ｗａｎｇ  Ｊら、２００５ａ及び２００５ｂ］。
【００３５】
元のグラジェントエコー画像及びスピンエコー画像、及びこれらの画像に対応して、磁場マップ法を用いて補正される画像を図４Ａ〜４Ｄにそれぞれ示す。元の画像（図４Ａ及び４Ｃ）では、非常に大きな信号強度不均一性が観察される。図４Ｂ及び４Ｄでは、磁場マップ法で、強度不均一性を画像全体に亘って補正して、アーチファクトがファントムの境界に生じないようにしている。これらの方法の定量的な比較は、変化磁化率によって行なわれる。平均ＣＶ（磁化率の変化）は、グラジェントエコー画像について補正前の約２０％から、補正後の画像の約１３％に低下し、そしてスピンエコー画像について補正前の２０％から約９％に低下している。
【００３６】
生体内で測定される送信磁場マップ及び受信感度マップの例を図５に示す。脳組織の図５Ａ及び５Ｂの送信磁場マップ及び受信感度マップのＣＶ（磁化率の変化）はそれぞれ、９．７％及び１１．９％である。実際の用途では、Ｂ１＋マップ及び受信感度マップを推定するために要する追加のイメージング時間を最小限に抑える必要がある。Ｂ１＋分布及び受信感度分布は空間内でゆっくり変化するので、Ｂ１＋マップ及び受信感度マップを低解像度で取得することができ（イメージング時間を短くする）、かつ補間して補正対象のこれらの高解像度画像に書き込むことができる。例えば、ヒト脳全体を低解像度でカバーするこのようなマップは、分割スピンエコーＥＰＩシーケンスを用いて、送信磁場及び受信感度をマッピングするために要する２分未満の合計取得時間で取得される。
【００３７】
図６は、グラジェントエコープレーナイメージングシーケンスで取得される生の脳画像（行ａ）、及びこれらの脳画像を補正した後の画像（行ｂ）を示している。これらの生画像では、はるかに高い信号強度が、脳の境界部で観察され、かつはるかに低い信号強度が、脳の中心で観察される。すなわち、脳組織群のうちの１つの脳組織の信号強度は、脳全体に亘って大きな変位を示した。これらの補正画像は、方程式（１）、（２）、及び（６）を用いて、測定された送信磁場及び受信感度で補正される。これらの結果から、脳組織群のうちの１つの脳組織の信号強度は、脳全体に亘って一層均一になっていることが分かった。
【００３８】
図７は、３Ｄ（３次元）ＦＬＡＳＨシーケンスで取得される生の脳画像（行ａ）を示している。生画像に信号不均一性があると、脳の前頭部及び後頭部のＧＭ（ｇｒａｙ  ｍａｔｔｅｒ：灰白質）及びＷＭ（ｗｈｉｔｅ  ｍａｔｔｅｒ：白質）の両方の信号強度が、他の部位におけるよりもはるかに高くなった。受信感度及び送信磁場を測定して、信号不均一性を脳全体に亘って補正することができる。補正後の画像を図７に示す（行ｂ）。信号不均一性を補正した後、組織信号強度は、脳全体に亘ってはるかに均一になった。
【００３９】
図７では、信号不均一性を、脳組織の特異性とは無関係である補正行列を用いて補正しているが、その理由は、信号不均一性が主として、非組織特異性：送信磁場及び受信感度により生じるからである。ＴＲ（繰り返し時間）が長い場合、組織Ｔ１が補正行列に与える影響は、大幅に低減されて無視することができる。補正行列は、測定されたＦＡ（フリップ角）及び受信感度から簡単に推定することができる。しかしながら、ＴＲ（繰り返し時間）が短い場合、組織Ｔ１が補正行列に与える影響は、無視することができない−−−局部組織Ｔ１及び不均一ＦＡ（フリップ角）が組み合わされた影響を考察する必要がある。Ｔ１マッピングが非常に長い時間を要するので、不均一送信磁場の影響を補正するＴ１マッピング及びＦＡマッピングを含む方法は、臨床現場では殆ど効果を発揮することがない。従来、送信磁場により生じる不均一な信号強度及びコントラスト強度は、断熱パルス、補正パルス、高周波磁場シミング技術、及び並列送信技術を適用することにより補正されている。断熱パルス及び補正パルスは、入力エネルギー及びパルス時間長を大きくするので、大きな比吸収率及び長いＴＥ（エコー時間）による副次的影響をもたらす。高周波磁場シミング及び並列送信技術は、更に別のハードウェアを必要とする。この場合、局部Ｔ１マッピングではなく、ＧＭ（ｇｒａｙ  ｍａｔｔｅｒ：灰白質）及びＷＭ（ｗｈｉｔｅ  ｍａｔｔｅｒ：白質）の平均Ｔ１（縦緩和時間）を用いて信号不均一性を補正することができる。このような近似によって、組織コントラストがＦＡ（フリップ角）の変化に対して感度が低い場合に、推定送信関数の誤差が小さくなる。更に、２次元送信磁場、及び受信感度マップを用いて、３次元脳画像を補正することもできる。この例から、２次元送信磁場及び３次元送信磁場と受信感度との間のパルス形状の差を無視することができることが分かる。
【００４０】
図８は、スピンエコーＥＰＩシーケンスで取得される生のマルチスライス画像（行ａ）、及びヒト脳について提案される方法を用いてこれらのマルチスライス画像に対応して補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。生画像では、脳の前頭部及び後頭部のＧＭ及びＷＭの両方の信号不均一性は、他の部位の信号不均一性よりもはるかに大きい。また、脳の中心の信号不均一性は、他の部位の信号不均一性よりもはるかに小さい。補正後、一層均一な信号強度が、同じ脳組織について脳全体に亘って得られる。この場合、９０°高周波パルスは、１８０°繰り返し集束パルスと同じ送信磁場不均一性を有していると推定される。この推定は、これらの繰り返しパルス（例えば、ハードパルス、正弦波パルス、ガウスパルス、正弦波の波頭が切り取られた形状の波形パルス）にとって、波動が、コイル形状及び搭載被検体が与えられる場合の送信磁場不均一性に対して大きな影響を及ぼすので妥当である。波動は、断熱パルス、複合パルスを用いる場合に大きな誤差をもたらすことに注目されたい。
【００４１】
図９は、高速スピンエコーシーケンスで取得される生のマルチスライス画像（行ａ）、及びヒト脳について提案される方法を用いてこれらのマルチスライス画像に対応して補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。生画像では、脳の前頭部及び後頭部のＧＭ及びＷＭの両方の信号強度は、他の部位の信号強度よりもはるかに高い。また、脳の中心の信号強度は、他の部位の信号強度よりもはるかに低い。補正後、一層均一な信号強度が、同じ脳組織に脳全体に亘って観察される。
【００４２】
反転回復スピンエコーシーケンスを用いて取得されるマルチスライス脳画像（行ａ）を図１０に示す。これらの脳画像に対応して図１０に図示される画像（行ｂ）は、方程式（１）、（２）、及び（１４）を用いて、測定された送信磁場及び受信感度で補正されている。高周波パルス、繰り返し集束パルス、及び反転回復パルスの不均一性は、別々に測定することができる。所要時間を短くするために、９０°高周波パルスは、１８０°繰り返し集束パルス及び１８０°反転回復パルスの両方の１８０°パルスと同じ送信磁場不均一性を有するという仮定を立てることができる。高周波パルスについて測定される送信磁場マップに従って、高周波パルス、繰り返し集束パルス、及び反転回復パルスが送信関数に与える影響を、方程式（１４）を用いて補正することができる。補正後のこれらの画像は、未補正画像と比較して、ＣＳＦ（ｃｅｒｅｂｒｏｓｐｉｎａｌ  ｆｌｕｉｄ：脳脊髄液）、ＷＭ（ｗｈｉｔｅ  ｍａｔｔｅｒ：白質）、及びＧＭ（ｇｒａｙ  ｍａｔｔｅｒ：灰白質）の間のコントラストが更に高くなり、かつ各組織グループ内の強度分布が一層均一になることを示している。これらの結果から、我々の仮定が正しいことを確認した。
【００４３】
図１１は、３次元反転回復高速スピンエコーシーケンスで取得されるヒト脳の画像（行ａ）及び磁場マップ法を用いて補正された画像（行ｂ）をそれぞれ示している。３次元高速スピンエコー法を用いた場合の比吸収率を、同等のＳＮＲ及びコントラストの状態で低減するために、小さくしたフリップ角、及び可変の繰り返し集束を利用して、スピンエコー群及び模擬エコー群、及び一定のエコー振幅を複雑に組み合わせた合成エコーを生成する。信号不均一性が補正されると、繰り返し集束パルスによるフリップ角は、ｋ空間の中心へのデータ配置を行なうために、またはｋ空間のゼロへのデータ配置を行なうために使用される繰り返し集束パルスによるフリップ角とする必要がある。行ａの元の画像と比較すると、行ｂの補正後の画像は、未補正画像と比較して、一層高いコントラストをＣＳＦ（ｃｅｒｅｂｒｏｓｐｉｎａｌ  ｆｌｕｉｄ：脳脊髄液）、ＷＭ（ｗｈｉｔｅ  ｍａｔｔｅｒ：白質）、及びＧＭ（ｇｒａｙ  ｍａｔｔｅｒ：灰白質）の間で示し、かつ各組織グループ内の強度分布が一層均一になっていることを示している。
【００４４】
図１２は、磁場マップ法、Ｎ３（ｎｏｎｐａｒａｍｅｔｒｉｃ  ｎｏｎｕｎｉｆｏｒｍ  ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ  ｎｏｒｍａｌｉｚａｔｉｏｎ：ノンパラメトリックな不均一強度正規化）、ＳＰＭ（統計的パラメトリックマッピング）、ＦＡＳＴ（ＦＭＲＩＢの自動分割ツール）を用いて補正された均質ファントム画像の結果を示している。大きな信号強度不均一性が、均質ファントムの生画像に観察される（図１１ａ）。Ｎ３を用いて補正された画像（ｂ）、ＳＰＭを用いて補正された画像（ｃ）、及びＦＡＳＴを用いて補正された画像（ｄ）は、生画像の均一性を大幅に向上させた。しかしながら、これらのアルゴリズムから、新規のアーチファクトがファントム画像の中心及び境界部に生じた。これとは異なり、磁場マップ法（ｅ）で、偏向磁場を大幅に補正したが、アーチファクトは全く生じなかった。生画像のＣＶ（磁化率の変化）は１１．９％である。磁場マップ法により、ＣＶ（磁化率の変化）が４．０％に低下したが、これは主として、画像中のノイズに起因する。
【００４５】
図１３は、ヒト脳のＴ１重み付け画像（列ａ）及びＮ３（不均一強度正規化）を行なって補正された後の結果（列ｂ）、ＳＰＭを用いて補正された後の結果（列ｃ）、ＦＡＳＴ（ＦＭＲＩＢの自動分割ツール）を用いて補正された後の結果（列ｄ）、及び磁場マップ法を用いて補正された後の結果（列ｅ）を示している。全ての方法から、妥当かつ良好な補正結果が得られた。各組織種類の画像強度均一性は、大幅に向上した。しかしながら、白質（ＷＭ）と灰白質（ＧＭ）との間の鮮鋭な境界は、Ｎ３、ＳＰＭ、及びＦＡＳＴ（ＦＭＲＩＢの自動分割ツール）を用いて補正した後にぼやけた。組織境界及びエッジアーチファクトが平滑化されることにより、組織体積の定量化を誤ってしまう可能性がある。組織境界がぼやける現象は、磁場マップ法からは生じなかった。これらの画像の品質を種々の補正方法に基づいて定量化するために、２値ＧＭマスク及び２値ＷＭマスクを、分割アルゴリズムを用いて取得し、次に、ＧＭ部位及びＷＭ部位を、これらの２値マスクに補正画像を乗算することにより分離した。脳全体に亘る分離後のＧＭ及びＷＭのＣＶ（磁化率の変化）を算出した。これらの結果から、ヒト脳に対して適用される磁場マップ法は、他の方法よりも性能が優れていることが明らかになった。残りの不均一性は、以下の要素に起因する：（１）同じ組織の信号強度が、部位によって変化する；（２）不均一補正が不完全である、例えば反転回復が不完全であることによる影響が、磁場マップ法において無視されている；及び（３）処理パラメータ群が最適ではない。
【００４６】
これまでの説明に基づいて、ＭＲ信号不均一性を補正する方法が本明細書において提供されていることを理解されたい。本明細書において提供される主題は、コンピュータの構造上の特徴、方法作用、及びコンピュータ可読媒体に特有の文言で記述されているが、添付の請求項に規定される本発明は必ずしも、本明細書において記載される特定の特徴、作用、または媒体に限定されないことを理解されたい。限定されるのではなく、特定の特徴、作用、または媒体は、これらの請求項を実施する例示的な構成として開示されている。
【図１】
2016512143.tif 000012
【図２】
2016512143.tif 000013
【図３Ａ−３Ｂ】
2016512143.tif 000014
【図４】
2016512143.tif 000015
【図５】
2016512143.tif 000016
【図６】
2016512143.tif 000017
【図７】
2016512143.tif 000018
【図８】
2016512143.tif 000019
【図９】
2016512143.tif 000020
【図１０】
2016512143.tif 000021
【図１１】
2016512143.tif 000022
【図１２】
2016512143.tif 000023
【図１３】
2016512143.tif 000024
【国際調査報告】
2016512143.tif 000025
2016512143.tif 000026