(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、この信号検出部が検出した磁気共鳴信号に所定の信号処理を行う信号処理部とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
上記信号検出部は、エコー時間が互いに異なる第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とを検出し、
上記信号処理部は、上記検出された第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とから第１の画像データと第２の画像データとを算出するとともに、第１の画像データと第２の画像データとの位相差分データを算出し、算出した位相差分データと、第１の画像データの位相と、第２の画像データの位相との３種類の位相に基づいて、アンラップ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２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記信号処理部は、上記位相差分データからアンラップ処理の開始点を複数選出し、選出した複数のアンラップ処理の開始点のうちから、上記第１の画像データの位相と第２の画像データの位相とを用いて、１つのアンラップ処理の開始点を決定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３】
請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置において、静磁場不均一の値が０又は０に近い値をアンラップ処理の開始点と定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４】
請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記静磁場不均一の値が０又は０に近い点は、位相差分データが０又は０に近い位置のうち、上記第１の画像データの位相及び第２の画像データの位相が０又は０に近い位置と定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５】
被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、この信号検出部が検出した磁気共鳴信号に所定の信号処理を行う信号処理部とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
上記信号検出部は、エコー時間が互いに異なる第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とを検出し、
上記信号処理部は、上記検出された第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とから第１の画像データと第２の画像データとを算出するとともに、第１の画像データと第２の画像データとの位相差分データを算出し、第１の画像データの絶対値画像と第２の画像データの絶対値画像との比を算出し、上記位相差分データが０又は０に近い点であって、算出した比のうちの相対的に大きい値を示す点を、アンラップ処理の開始点と決定し、アンラップ処理を行い、静磁場不均一の分布図を作成し、作成した分布図を用いて静磁場不均一が画像処理に及ぼす影響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】
被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、この信号検出部が検出した磁気共鳴信号に所定の信号処理を行う信号処理部とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
上記信号検出部は、エコー時間が互いに異なる第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とを検出し、
上記信号処理部は、上記検出された第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とから第１の画像データと第２の画像データとを算出するとともに、第１の画像データと第２の画像データとの位相差分データを算出し、算出した位相差分データと、第１の画像データの静磁場不均一による位相回転量と、第２の画像データの静磁場不均一による位相回転量と、が共に実質的に０となる位置からアンラップ処理を開始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】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴を用いる磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
まず、典型的な磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の構成を図５を参照して説明する。
図５において、磁気共鳴イメージング装置は、被検体３０１の周囲に静磁場を発生する磁石３０２と、被検体３０１の周囲空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル３０３と、この空間領域に高周波磁場を発生するＲＦコイル３０４と、被検体３０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ３０５とを備える。
【０００３】
傾斜磁場コイル３０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源３０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。また、ＲＦコイル３０４はＲＦ送信部３１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。ＲＦプローブ３０５からの信号は、信号検出部３０６で検出され、信号処理部３０７で信号処理され、計算により画像信号に変換される。信号処理部３０７で変換された画像は表示部３０８で表示される。
【０００４】
また、傾斜磁場電源３０９、ＲＦ送信部３１０、信号検出部３０６は、制御部３１１で、その動作が制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。なお、ベッド３１２は被検体３０１が横たわるためのものである。
【０００５】
現在、ＭＲＩ装置の撮影対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮影する。
【０００６】
次に、撮影方法を説明する。
傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号を検出する。位相エンコードの数は通常１枚の画像あたり１２８、２５６、５１２等の値が選ばれる。各エコー信号は通常１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを２次元フーリエ変換して１枚のＭＲ画像を作成する。
【０００７】
ＭＲＩ装置では、磁石３０２で発生している静磁場は被検体３０１の周囲の空間で均一であることが理想である。しかし、磁石３０２に歪みがある場合には、発生した静磁場自身に不均一が存在することがある。また、被検体３０１を挿入したときに、被検体３０１の部位ごとに帯磁率が異なることによって静磁場に不均一が生じることもある。
【０００８】
ＭＲＩの視野（Ｆｉｅｌｄ  ｏｆ  Ｖｉｅｗ：ＦＯＶ）での静磁場の不均一はＭＲ信号の周波数を変化させ、得られた画像に位置ずれや流れ等の画質劣化を引き起こす。
【０００９】
また、静磁場の不均一により、画像の位相が変化するため、画像間で複素演算を行う場合、特にＤｉｘｏｎ法と呼ばれる水−脂肪分離法を行う場合に、正しい結果が得られなくなる。
【００１０】
そこで、付加的なコイル（シムコイル）を用いてＦＯＶ内の静磁場の不均一を直接補正するオートシミングを行ったり、画像に後処理を施して静磁場不均一の影響を補正したりする。
【００１１】
いずれの場合においても、ＦＯＶ内で静磁場の不均一がどのような状態になっているかを知る必要がある。ＦＯＶ内で静磁場の不均一は画像の位相となって表れるため、画像の位相からＦＯＶ内での静磁場不均一の分布を知ることができる。
【００１２】
なお、静磁場不均一の分布図の作成法については、「“Ｒａｐｉｄ  ｉｎ  Ｖｉｖｏ  Ｐｒｏｔｏｎ  Ｓｈｉｍｍｉｎｇ”；Ｅｒｉｋａ  Ｓｃｈｎｅｉｄｅｒａｎｄ  Ｇａｒｙ  Ｇｌｏｖｅｒ；Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．１８，３３５−３４７（１９９１）」、「“ＭＲ  Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ  Ｍｉｓｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ”；Ｔｈｉｌａｋａ  Ｓ．Ｓｕｍａｎａｗｅｅｒａ  ｅｔ  ａｌ．；ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ，  Ｖｏｌ．１２，２５１−２５９（１９９３）」等に記載されている。
【００１３】
スピンエコー（ＳＥ）シーケンス、あるいはグラジエントエコー（ＧｒＥ）シーケンスで、エコー時間（ＴＥ）を変えて２回撮影を行う。マルチエコータイプのＳＥ、ＧｒＥシーケンスで、２つのエコーを発生させ、１回の撮影で済ませてもよい。
【００１４】
それぞれのエコー時間ＴＥをＴＥ１、ＴＥ２とすると、ＴＥ＝ＴＥ１の画像の位相とＴＥ＝ＴＥ２の画像の位相との差分を取ることによって、静磁場不均一の分布図が得られる。位相は−πから＋πまでの値であれば、一義的に決定される。
【００１５】
しかし、静磁場不均一が大きかったり、エコー時間ＴＥ１とＴＥ２との時間間隔が開いていたりして、ある位置での位相が−π以下、あるいは＋π以上になった場合には、その位置での位相値が折り返されて−πから＋πまでの値が得られてしまう。
【００１６】
上述した様子を図６に示す。図６において、横軸は位置を示し、縦軸は静磁場不均一による位相の回転量を表している。１０１がＦＯＶ内の静磁場不均一による位相回転量の分布を示す。
【００１７】
図６に示すように、位相値が＋π以上となっている１０２で示す部分は折り返されて１０３で示す値を取る。また、−π以下である１０４、１０５で示す部分は折り返されて、それぞれ１０６、１０７で示す値となり、位相値に不連続な飛びが生じる。
【００１８】
しかし、実際の磁場では不連続な飛びが生じることはありえない。
そこで、不運続な飛びを除去し、滑らかな静磁場不均一分布図を得るために、アンラップ（巻き戻し）処理を行う。
【００１９】
アンラップ処理の方法は、上記の文献でも触れてあるが、それら以外にも次に示す文献に記されている。
「“Ｄｉｒｅｃｔ  Ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｗｒａｐ−Ｆｒｅｅ  Ｐｈａｓｅ  Ｉｍａｇｅ”；Ｍ．Ｐａｔｅｌ  ａｎｄ  Ｘ．ＨＵ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  Ａｎｎｕａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ（＝ＳＭＲＭ），Ｎｏ．７２１，１９９３」，「“Ｐｈａｓｅ  ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ  ｉｎ  ｔｈｅ  Ｔｈｒｅｅ−ｐｏｉｎｔ  Ｄｉｘｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｆａｔ  Ｓｕｐｐｒｅｓｉｏｎ  ＭＲ  Ｉｍａｇｉｎｇ”；ＪｅｒｚｙＳｚｕｍｏｗｓｋｉ  ｅｔ  ａｌ．；Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，Ｖｏｌ．１９２，５５５−５６１（１９９４）」。
【００２０】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上述した文献に示されたアンラップ処理方法では、いずれも、シードといわれるアンラップ処理の開始点を撮影者が決定することになっているが、アンラップ開始点決定方法の詳細には触れられていない。
【００２１】
しかし、例えば、操作者が画像を見て、定性的にアンラップ開始点を決定する方法は、静磁場不均一が比較的小さく、位相が折り返されている箇所が空間のほんの一部であり、その部分で折り返されていることが定性的に明らかな場合にのみ有効である。
【００２２】
そのうえ、静磁場不均一が大きい場合は位相が折り返されている箇所が空間の大部分を占め、さらに、位相が２重、３重に折り返されていることがあり、どこがアンラップの開始点にふさわしいか、位相画像を見ただけで定性的に決めることができない。
【００２３】
しかも、アンラップの開始点を誤ると、得られた静磁場不均一分布図に２π、４π、・・・のオフセットがのってしまう。オフセットがのった静磁場不均一分布図を用いた補正では、予想した効果が得られなかったり、逆に画質が劣化する可能性がある。
【００２４】
特に、Ｄｉｘｏｎ法では、演算の結果、水画像と脂肪画像とが逆に得られることがあり、考慮が必要である。
【００２５】
本発明の目的は、静磁場不均一が大きい場合であっても、適切なアンラップの開始点を決定し、オフセットのない静磁場不均一分布図を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【００２６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明は次のように構成される。
（１）被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、この信号検出部が検出した磁気共鳴信号に所定の信号処理を行う信号処理部とを備える磁気共鳴イメージング装置において、上記信号検出部は、エコー時間が互いに異なる第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とを検出し、上記信号処理部は、上記検出された第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とから第１の画像データと第２の画像データとを算出するとともに、第１の画像データと第２の画像データとの位相差分データを算出し、算出した位相差分データと、第１の画像データと、第２の画像データとの３種類のデータに基づいてアンラップ処理の開始点を決定し、アンラップ処理を行う。
【００２７】
（２）好ましくは、上記（１）において、上記信号処理部は、上記位相差分データからアンラップ処理の開始点を複数選出し、選出した複数のアンラップ処理の開始点のうちから、上記第１の画像データと第２の画像データとを用いて、１つのアンラップ処理の開始点を決定する。
【００２８】
（３）また、好ましくは、上記（１）又は（２）において、静磁場不均一の値が０又は０に近い値をアンラップ処理の開始点と定める。
【００２９】
（４）また、好ましくは、上記（３）において、上記静磁場不均一の値が０又は０に近い点は、位相差分データが０又は０に近い位置のうち、上記第１の画像データの位相及び第２の画像データの位相が０又は０に近い位置と定める。
【００３０】
（５）被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、この信号検出部が検出した磁気共鳴信号に所定の信号処理を行う信号処理部とを備える磁気共鳴イメージング装置において、上記信号検出部は、エコー時間が互いに異なる第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とを検出し、上記信号処理部は、上記検出された第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とから第１の画像データと第２の画像データとを算出するとともに、第１の画像データと第２の画像データとの位相差分データを算出し、第１の画像データの絶対値画像と第２の画像データの絶対値画像との比を算出し、上記位相差分データが０又は０に近い点であって、算出した比のうちの相対的に大きい値を示す点を、アンラップ処理の開始点と決定し、アンラップ処理を行い、静磁場不均一の分布図を作成し、作成した分布図を用いて静磁場不均一が画像処理に及ぼす影響を補正する。
【００３１】
（６）被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、この信号検出部が検出した磁気共鳴信号に所定の信号処理を行う信号処理部とを備える磁気共鳴イメージング装置において、上記信号検出部は、エコー時間が互いに異なる第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とを検出し、上記信号処理部は、上記検出された第１の磁気共鳴信号と第２の磁気共鳴信号とから第１の画像データと第２の画像データとを算出するとともに、第１の画像データと第２の画像データとの位相差分データを算出し、算出した位相差分データと、第１の画像データと、第２の画像データの位相回転量が共に実質的に０となる位置を求める。
エコー時間が互いに異なる２つの磁気共鳴信号から得られる第１、第２の画像データの互いの位相差分データを算出し、位相差分データと、第１の画像データと、第２の画像データとの３種類のデータに基づいてアンラップ処理の開始点を決定するように構成したので、静磁場不均一が大きい場合であっても、適切なアンラップ処理の開始点を決定し、オフセットのない静磁場不均一分布図を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００３２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を添付図面を参照して説明する。
図１は、本発明の第１の実施形態である磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一の分布図を得るための手順を示す図である。この図１に示した手順は、図５に示した磁気共鳴イメージング装置の信号処理部３０７、表示部３０８、制御部３１１により処理される。
【００３３】
図１において、まず、ＳＥシーケンスか、あるいはＧｒＥシーケンスにて、エコー時間ＴＥをＴＥ１、ＴＥ２に設定して、２回の撮影を行う。
【００３４】
エコー時間ＴＥ２は、エコー時間ＴＥ１より長くとる。なお、２回の撮影を行う代わりに、マルチエコータイプのＳＥシーケンス又はＧｒＥシーケンスで複数のエコーを発生させ、そのうちの２つのエコーをエコー時間ＴＥ１とＴＥ２とに発生させて、１回の撮影で済ませることも可能である。
【００３５】
人体等、撮影対象が水と脂肪からなる場合は、静磁場不均一の分布図から化学シフトの影響を排除するために、例えば、エコー時間ＴＥ２とＴＥ１との差を１／△ｆの整数倍に設定する。ここで、△ｆは水と脂肪との化学シフトによる共鳴周波数の差である。
【００３６】
また、水と脂肪とのＴ２、Ｔ２*の違いが静磁場不均一の分布図に与える影響を排除するために、エコー時間ＴＥ１を１／２△ｆの整数倍に設定することもできる。エコー時間ＴＥ＝ＴＥ１の撮影で得たＭＲ信号（磁気共鳴信号）をｓ１とし、エコー時間ＴＥ＝ＴＥ２の撮影で得たＭＲ信号をｓ２とする。
【００３７】
ＭＲ信号ｓ１及びｓ２にフーリエ変換を施して、第１の画像データＳ１、第２の画像データＳ２を得る。得られた第１及び第２の画像データＳ１、Ｓ２は複素データである。この第１及び第２の画像データＳ１とＳ２とを位相表示して位相の差分をとると、位相差分画像６０２が得られる。
【００３８】
このとき、画像データＳ１、Ｓ２をそれぞれ位相表示するステッブ６０１は省略してもよい。得られた位相差分画像６０２では、たいていの場合、ＦＯＶ内で位相が−π以下、あるいは＋π以上の部分が存在し、その箇所で折り返しが生じて不連続な飛びが存在する。そのうえ、静磁場不均一が大きいか、またはエコー時間ＴＥ１とＴＥ２との間隔が長い場合には、位相が複数回折り返されることもありうる。
【００３９】
そこで、アンラップ処理６０３を行い、静磁場不均一分布図６０４を得るのが従来の方法である。
【００４０】
本発明の第１の実施形態では、従来のアンラップ処理６０３に加え、アンラップ処理６０３の開始点の定量的な決定をする処理部分６０５を追加する。
【００４１】
具体的には、静磁場不均一が０となる位置をアンラップ処理の開始点とする。さらに、静磁場不均一が０となる位置を探すのに、位相差分画像６０２だけでなく、画像データＳ１、Ｓ２も考慮する。具体例としては、位相差分画像６０２で位相が０になる位置の中から、さらに画像データＳ１とＳ２との位相が共に０となる位置を探し、その位置をアンラップ処理の開始点と設定する処理６０６である。
【００４２】
以下、円形の断面を持つ物体を撮影する場合を例として本発明の第１の実施形態を説明する。
ＦＯＶ内に、ｘ方向にｘの一次の関数となるような静磁場の不均一が存在している、と仮完する。そのような静磁場不均一による位相回転量は、図２に示すようになる。なお、図２の縦軸は位相回転量を示し、横軸は、ｘ方向の位置を示す。
【００４３】
図２において、２０１、２０２、２０３はエコー時間ＴＥを順に長くしていったときの位相回転量の変化を表す直線である。同一の位置での位相回転量はエコー時間ＴＥに比例する。この図２では折り返しを考慮していないが、実際には破線の位置（−π、π、３π、５π）で折り返しが生じる。
【００４４】
２０４に示す位置では静磁場不均一の値が０であり、いかなるＴＥエコー時間で撮影を行っても静磁場不均一による位相回転量は０となる。
【００４５】
次に、物体の撮影を行う。図３の（ａ）、（ｂ）に示した４０１、４０２は、それぞれ、エコー時間ＴＥ＝ＴＥ１、エコー時間ＴＥ＝ＴＥ２で撮影を行ったときの画像データの位相を表示したもので、図１に示した画像データＳ１の位相画像６０７と、画像データＳ２の位相画像６０８とに対応する。
【００４６】
また、画像データの位相４０１の中心線４０３における断面でのプロファイルが４０５であり、画像データの位相４０２の中心線４０４における断面でのプロファイルが４０６である。プロファイル４０５、４０６には、それぞれ折り返しが発生している。
【００４７】
また、エコー時間が、ＴＥ１＜ＴＥ２より、同じ位置での位相回転量はプロファイル４０５の場合にくらべ、プロファイル４０６の場合のほうが大きい。画像データの位相４０１と４０２との差分を取って表示したものが、図３の（ｃ）に示す位相差分４０７で、図１に示した位相差分画像６０２に対応する。位相差分４０７の中心線４０８における断面でのプロファイルが４０９である。
【００４８】
位相差分４０７にアンラップ処理を施す際、その開始点の位置をどこに取るかによってアンラップ処理の結果が異なってくる。その状況を図４に詳細に示す。静磁場不均一の値が０となる位置では静磁場不均一による位相回転量は０となるので、位相差分４０７で位相が０になる位置では静磁場不均一が０であると考えられる。
【００４９】
しかし、折り返しが生じることにより、静磁場不均一が０でなくても、位相が０になる場合がある。中心線４０８における断面でのプロファイル４０９では５０７、５０８、５０９の３箇所で位相がゼロとなり、アンラップ処理開始点の候補となる。
【００５０】
候補点５０７のようにアンラップ処理の開始点が５０１に示す範囲にある場合、アンラップ処理の結果として５０４が得られる。しかし、他の候補点５０８や５０９のように、アンラップ処理の開始点が５０２または５０３の範囲にある場合は、処理結果として、それぞれ５０５、５０６が得られてしまう。
【００５１】
図４に示す例の場合、正しい処理結果は５０４である。５０５、５０６ではオフセットがのってしまい、オフセットの値は、５０５では２π、５０６では４πとなる。
【００５２】
以下に、正しい結果を得るためのアンラップ処理の開始点を決定する方法を述べる。
図２に示すように、折り返しがないとした場合、静磁場不均一が０でない位置では、エコー時間ＴＥに比例して静磁場不均一による位相回転量が増大する。
【００５３】
一方、図２の２０４のように、静磁場不均一が０となる位置では、いかなるエコー時間ＴＥで撮影しても、静磁場不均一による位相回転量は０である。すなわち、画像データの位相４０１と４０２との双方において共に静磁場不均一による位相回転量が０となるような点では、静磁場不均一が０であると考えられる。
【００５４】
画像データの位相４０１と４０２とに折り返しが生じる場合、ある位置で画像データの位相４０１と４０２との双方において共に静磁場不均一による位相回転量が０と求められたにも関わらず、その位置での静磁場不均一が０でない可能性もある。
【００５５】
しかし、静磁場不均一の分布は一般に複雑であるので、そのような可能性は非常に低い。そこで、位相差分４０７で位相が０になる位置の中で、さらに、画像データの位相４０１と４０２との双方において共に静磁場不均一による位相回転量が０になる位置を探して、アンラップ処理の開始点とする。このような処理方法により、オフセットのない、静磁場不均一分布図を得ることができる。
【００５６】
ＦＯＶ内において静磁場不均一の値が０である位置は１点とは限らないため、本発明の実施形態において、抽出される開始点の候補は１つとは限らない。複数の位置が候補としてあがった場合は、さらに候補を絞り込む必要がある。例えば、画像の信号の絶対値が最大のものを選ぶ、もしくは、候補が密集している場合はその中央を選ぶ、等の処理を付加する。
【００５７】
以上のように、本発明の第１の実施形態によれば、２つの異なるエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２から得られる磁気共鳴信号の画像データＳ１、Ｓ２の互いの位相差分データを算出し、この位相差分データの静磁場不均一の値が０となる位置のうち、画像データＳ１の位相と、画像データＳ２の位相が０とが共に０となる位置を、アンラップ処理の開始点に設定若しくは決定するように構成したので、静磁場不均一が大きい場合であっても、適切なアンラップの開始点を決定し、オフセットのない静磁場不均一分布図を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００５８】
なお、位相差分データは、離散値であるので、静磁場不均一の値が０となるデータが必ず存在するというわけではない。静磁場不均一の値が０となる位相差分データが存在しない場合は、位相差分データと、画像データＳ１の位相と、画像データＳ２の位相とに基づいて、得られた候補点のうち、０に最も近い点をアンラップ処理の開始点とすることができる。
【００５９】
次に、本発明の第２実施形態について説明する。なお、この第２の実施形態においても、磁気共鳴イメージング装置の構成は、第１の実施形態と同様となるので、図示及びその説明は省略する。
【００６０】
本発明の第２の実施形態は、エコー時間ＴＥ１で得られた第１の絶対値画像と、エコー時間ＴＥ２で得られた第２の絶対値画像とを得る。そして、第１絶対値画像と、第２の絶対値画像との比（すなわち、減衰率）を求める。比は、ＴＥ１、ＴＥ２のうちのあとに取得した画像の絶対値を分子として求める。
【００６１】
一方、２つの異なるエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２から得られる画像データＳ１、Ｓ２の互いの位相差分データを算出する。
【００６２】
そして、第１絶対値画像と第２の絶対値画像との比の値が比較的に大きく、画像データＳ１、Ｓ２の互いの位相差分データがほぼ０であり、ＦＯＶのほぼ中央にある点をアンラップ処理の開始点と設定する。
【００６３】
これは、以下の理由によるものである。
静磁場を与える磁石３０２は、内部の空間のほぼ中央で、静磁場不均一の値が０となるように、すなわち、磁石３０２内部の空間のほぼ中央で、水素原子核の共鳴周波数と照射するＲＦ信号の周波数とが等しくなるように調整されている。
【００６４】
また、人体等、撮影対象が水と脂肪からなる場合、脂肪の方が水に比してＴ２緩和値が短いため、減衰のより大きいピクセルは脂肪が多く、減衰のより小さいピクセルは水が多いと考えられる。また、エコー時間ＴＥ１、ＴＥ２から得られる画像データＳ１、Ｓ２は、水部分の位相が等しくなるように取得している。
【００６５】
したがって、第１絶対値画像と第２の絶対値画像との比の減衰率が比較的に小さく、画像データＳ１、Ｓ２の互いの位相差分データがほぼ０であり、ＦＯＶのほぼ中央にある点は、アンラップ処理の開始点にふさわしい点といえる。
【００６６】
以上のように、本発明の第２の実施形態においても、上述した第１の実施形態と同様な効果を得ることができる。
【００６７】
【発明の効果】
本発明は以上のように構成されているので、静磁場不均一が大きい場合であっても、適切なアンラップの開始点を決定し、オフセットのない静磁場不均一分布図を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００６８】
また、オフセットのない静磁場不均一の分布図を求めることができるので、オートシムや画像の後処理による補正を正しく行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態である磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一の分布図を得るための手順を示す図である。
【図２】ＦＯＶ内の静磁場不均一分布の一例の説明図である。
【図３】画像データの位相を示す図である。
【図４】アンラップ処理の開始点によって処理結果が異なる状況の説明図である。
【図５】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。
【図６】ＦＯＶ内の静磁場不均一分布の一例を示す図である。
【符号の説明】
３０１          被検体
３０２          静磁場磁石
３０３          傾斜磁場コイル
３０４          ＲＦコイル
３０５          ＲＦプローブ
３０６          信号検出部
３０７          信号処理部
３０８          表示部
３０９          傾斜磁場電源
３１０          ＲＦ送信部
３１１          制御部
３１２          ベッド
【図１】
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【図２】
0004265855.tif 000003
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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