CN104918546A - 磁共振成像装置及其处理方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种能够更加正确地显示表示水、脂肪等的组织的状态的图像的磁共振成像装置。为此，信号处理部(110)对基于NMR信号而制作的第1图像(506)的各像素的信号按照第1图像(506)的每个像素依次进行处理，制作第2图像(509)，信号处理部(110)通过从第1图像(506)的与已经处理过的处理完成像素相邻的多个未进行处理的未处理像素中，优先选择信号强度大的未处理像素，来决定进行第1图像(506)的未处理像素的处理的顺序。

Description

磁共振成像装置及其处理方法
技术领域
本发明涉及磁共振成像装置，特别是涉及磁共振成像装置中的组织对比度图像的处理技术。
背景技术
核磁共振摄像(Magnetic Resonance Imaging，以下称为MRI)装置是测量被检体、特别是构成人体的组织的原子核自旋所发生的核磁共振(Nuclear Magnetic Resonance，以下称为NMR)信号，将其头部、腹部、四肢等的形态、组织以二维或者三维方式进行图像化的装置。
在通过MRI装置来得到图像的情况下，通过使回波时间(Echo Time，以下记为TE)、反复时间(Repetiton Time，以下记为TR)等的参数发生变化或者进行图像运算，能够得到具有各种组织对比度的图像。为了提高图像的精度，作为得到将水和脂肪进行了分离的图像的方法之一存在被称为Dixon法的方法。
还有在Dixon法中追加了对静磁场不均匀的影响进行校正的功能的带静磁场校正的2点Dixon法以及3点Dixon法。在这些方法中求取静磁场不均匀所引起的相位旋转量时，为了防止水和脂肪的调换，进行被称为相位展开(unwrap)处理的运算处理。该相位展开处理是如下处理：消除由于再次以-π～π的范围内来表现超出-π～π的范围的相位(将该状态称为发生了主值缠绕)而产生的不连续的跳跃，使空间上的相位变化成为连续性的，以超出-π～π的范围的相位的值来表现。
关于发生主值缠绕的主要原因，本发明的发明者们进行了研究，结果发现，存在静磁场不均匀较大且相邻像素的相位差较大、和信噪比(SignalNoise Ratio，以下称为SNR)较低这2个主要原因。
上述展开处理对二维或者三维数据进行，使用区域生长法这种方法。所谓区域生长法是决定最先开始处理的像素(以下记为开始像素)，从开始像素向相邻的像素将处理在空间上扩展下去的方法，在相邻的像素的处理中，利用已经完成了处理的像素的值。
在专利文献1中，提出了一种方法，通过从相邻的像素当中的相位差较小的像素起依次进行处理，来减少主值缠绕。具体来说，制作相位差倾斜图像，从相位差较小的像素起依次进行处理。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：美国专利第7227359号说明书
发明内容
发明要解决的课题
在专利文献1中，提出了一种方法，通过制作相位差倾斜图像，从相位差较小的像素起依次进行处理，来减少主值缠绕。但是，由于完全没有考虑SNR，因此出于关于SNR较低而噪声成为起因的主值缠绕无法减少等理由，作为结果而言，存在最终构成的表示组织的图像的正确性下降的课题。
本发明的目的在于提供一种能够更加正确地显示表示组织状态的图像的磁共振成像装置或者提供其处理方法。
用于解决课题的手段
用于解决所述课题的一个发明所涉及的磁共振成像装置的特征在于具备：磁场产生部，其针对被检体产生静磁场以及倾斜磁场；高频脉冲照射部，其照射高频脉冲；接收部，其接收来自所述被检体的NMR信号；显示部，其显示所制作的诊断用图像；和信号处理部，其基于所述NMR信号来制作第1图像，对于进行构成所述第1图像的各像素的相位展开处理的顺序，通过从所述第1图像的像素内的与所述相位展开处理的处理完成像素相邻的多个所述相位展开处理的未处理像素中，优先选择信号强度强的未处理像素来决定，并按照决定的所述顺序进行所述未处理像素的相位展开处理来制作所述第2图像。
发明效果
根据本发明，可以得到能够更加正确地显示表示组织的状态的图像的磁共振成像装置。
附图说明
图1是作为本发明的一实施例的磁共振成像装置的构成图。
图2是表示2点Dixon法的梯度回波序列的说明图。
图3是表示信号处理部的处理功能的构成图。
图4是利用2点Dixon法的处理流程图。
图5是表示利用2点Dixon法的图像处理部的处理功能的构成图。
图6是说明作为一实施例的与区域生长相关的相位展开处理的说明图。
图7是说明在相位展开处理中使用的列表的说明图。
图8是说明用于相位展开处理的高速化的列表的说明图，(a)是加权范围1的列表，(b)是加权范围2的列表，(c)是加权范围h的列表。
图9是说明在模拟中所使用的相位差图像的磁共振成像装置的显示图像。
图10是说明所模拟的静磁场不均匀映射(map)的磁共振成像装置的显示图像。
图11是表示所模拟的水图像和脂肪图像的示例的磁共振成像装置的显示图像。
图12是说明所模拟的静磁场不均匀映射和相位差图像的绝对值的分布的说明图。
图13是表示图2所示的2点Dixon法的梯度回波序列的另一方法的说明图。
图14是表示图13所示的2点Dixon法的梯度回波序列的又一方法的说明图。
具体实施方式
以下，使用附图来说明本发明所涉及的一实施方式(以下记为实施例)。另外，在用于说明应用了发明的实施例的所有图中，对具有同一功能的要素标注同一符号，并省略其重复说明。
在以下说明的实施例中，能够适当地决定所处理的像素的顺序、即展开处理的路径，由此，能够避免主值缠绕。具体来说，能够从SNR较大的像素起、或者从相邻像素的相位差小并且SNR较大的像素起，按顺序进行处理，因而能够避免主值缠绕。例如在专利文献1中，由于对SNR完全没有加以考虑，因而产生不能避免主值缠绕的状态。在不能避免主值缠绕的状态下，产生如下情况，例如进行水和脂肪调换的处理，显示水和脂肪发生了调换的图像。
此外，在以下所说明的实施例中能够在比较短的时间内进行处理。相对于此，例如在专利文献1中，由于制作相位差倾斜图像来进行相邻像素的处理，因此处理时间变长。以下说明本发明的一实施例。
图1是作为发明的一实施例的MRI装置1的整体构成的示意图。MRI装置1在被检体101的周围具备：静磁场磁铁102，其产生静磁场；倾斜磁场线圈103，其产生倾斜磁场；照射线圈104，其向被检体101照射高频磁场脉冲(以下记为RF脉冲)；和接收线圈105，其检测来自被检体101的NMR信号，并还具备载置被检体101的床106。
静磁场磁铁102被配置在载置被检体101的具有一定宽广度的空间中，由永久磁铁、或者超导磁铁、或者常规传导磁铁构成，在与被检体101的体轴平行或垂直的方向上产生均匀的静磁场。
倾斜磁场线圈103基于来自倾斜磁场电源107的信号，向被检体101施加X轴和Y轴和Z轴的3轴方向的倾斜磁场。通过该倾斜磁场的施加方式来设定被检体101的摄像剖面。
照射线圈104根据来自RF发送部108的信号，产生RF脉冲。通过该RF脉冲，构成由倾斜磁场线圈103设定的被检体101的摄像剖面的生物体组织的原子的原子核受到激励，诱发NMR现象。
通过由从照射线圈104照射的RF脉冲所诱发的构成被检体101的生物体组织的原子的原子核的NMR现象，产生作为NMR信号的回波信号，该回波信号通过靠近被检体101配置的接收线圈105而被信号检测部109检测。所检测到的回波信号由信号处理部110进行信号处理而变换成图像。变换后的图像由显示部111显示。
控制部112为了以某给定的脉冲序列重复产生切片编码(sliceencode)、相位编码、频率编码的各倾斜磁场和RF脉冲，而对倾斜磁场电源107、RF发送部108进行控制，还控制信号处理部110。
通过上述MRI装置1的静磁场磁铁102而在载置有被检体101的空间中产生的静磁场，产生因磁铁结构而引起的静磁场本身的空间不均匀、和因在静磁场空间中所载置的被检体101的每个部位磁感受性不同而引起的静磁场的空间不均匀(以下将它们统一记为静磁场不均匀)。如前所述，在Dixon法中追加了对静磁场不均匀的影响进行校正的功能的方法中存在带静磁场校正的2点Dixon法以及3点Dixon法。在3点Dixon法中，改变TE进行3次拍摄，在2点Dixon法中，改变TE进行2次拍摄。3点Dixon法由于改变TE进行3次拍摄，因而比2点Dixon法要花费时间，但能得到更高精度的图像。在本发明的实施例中说明采用了2点Dixon法的情况，但也可以同样地适用于3点Dixon法，能够取得效果。
图2是在本发明的实施例中使用的2点Dixon法中使用的脉冲序列的一例。该脉冲序列是梯度回波(Gradient Echo)序列，是得到TE不同的2种图像数据的序列。控制部112进行以下的控制，将该脉冲序列经由RF发送部108进行发送。即，控制部112进行控制，使得与RF脉冲201的照射同时施加切片编码倾斜磁场202以仅使设为目标的断层面受到激励。
然后，通过倾斜磁场线圈103来施加用于对位置信息进行编码的相位编码用倾斜磁场203，并施加了负方向的频率编码倾斜磁场(移相脉冲)204之后，施加正方向的频率编码倾斜磁场205，从RF脉冲201起经过TE1之后产生第1回波信号。接着再次施加负方向的频率编码倾斜磁场(反绕脉冲(rewind pulse))206、正方向的频率编码倾斜磁场207，从RF脉冲201起经过TE2之后产生第2回波信号。在得到将水和脂肪进行了分离的图像的情况下，例如TE1是从水和脂肪得到的回波信号互为逆相位的时间，TE2是从水和脂肪得到的回波信号互为同相位的时间。
然后，一边改变相位编码用倾斜磁场203的面积，一边将这样的序列反复执行与相位编码的次数相应的次数，相位编码数份的回波信号经由接收线圈105由信号检测部109k取得空间的数据，并由信号处理部110进行处理。在信号处理部110中，对k空间的数据进行二维傅里叶变换，得到TE不同的2种图像数据。这些图像被显示于显示部111。在2点Dixon法中，为了得到将水和脂肪进行了分离的图像，设定水和脂肪成为同相位的TE、以及水和脂肪成为逆相位的TE的2种脉冲。
图2所示的脉冲序列的方法为一例，其他还有各种各样的在2点Dixon法中使用的梯度回波的脉冲序列。图13所示的脉冲序列的方法为另一例，图14所示的脉冲序列的方法为又一例。
图13所示的方法是在经过TE2后由负方向的频率编码倾斜磁场来产生第2回波信号的方法。与图2相比存在能够缩短TE1和TE2之间的时间的优点。控制部112进行控制使得与RF脉冲1301的照射同时施加切片编码倾斜磁场1302以仅使设为目标的断层面受到激励。施加用于对位置信息进行编码的相位编码用倾斜磁场1303，并施加了负方向的频率编码倾斜磁场(移相脉冲)1304之后，施加正方向的频率编码倾斜磁场1305，从RF脉冲1301起经过TE1之后产生第1回波信号。接着施加负方向的频率编码倾斜磁场1306，从RF脉冲1301起经过TE2之后产生第2回波信号。在此，RF脉冲1301、切片编码倾斜磁场1302、相位编码用倾斜磁场1303、频率编码倾斜磁场1304、频率编码倾斜磁场1305分别与图2的RF脉冲201、切片编码倾斜磁场202、相位编码用倾斜磁场203、移相脉冲204、频率编码倾斜磁场205相对应，作用、效果基本相同。
图14是以分别的RF脉冲来产生经过TE1后的第1回波和经过TE2后的第2回波的方法。控制部112进行控制使得与RF脉冲1401的照射同时施加切片编码倾斜磁场1402以仅使设为目标的断层面受到激励。施加用于对位置信息进行编码的相位编码用倾斜磁场1403，并施加了负方向的频率编码倾斜磁场(移相脉冲)1404之后，施加正方向的频率编码倾斜磁场1405，从而在从RF脉冲1401起经过TE1之后产生第1回波信号。同样地再次进行控制，使得与RF脉冲1406的照射同时施加切片编码倾斜磁场1407以仅使设为目标的断层面受到激励。施加用于对位置信息进行编码的相位编码用倾斜磁场1408，并施加了负方向的频率编码倾斜磁场(移相脉冲)1409之后，施加正方向的频率编码倾斜磁场1410，从而在RF脉冲1406起经过TE2之后产生第2回波信号。
如上所述，图2所示的方法是基于RF脉冲201在经过TE1之后产生回波信号，进而基于相同的RF脉冲201在经过TE2之后产生回波信号的方法。相对于该方法，图14所示的方法是基于RF脉冲1401在经过TE1之后产生回波信号，经过TE2之后产生的回波信号基于RF脉冲1406来产生的方法。虽有这样的差异，但RF脉冲1401和RF脉冲1406与图2的RF脉冲201基本的作用效果相同。此外，切片编码倾斜磁场1402和切片编码倾斜磁场1407与切片编码倾斜磁场202基本的作用效果相同。相位编码用倾斜磁场1403和相位编码用倾斜磁场1408与图2的相位编码用倾斜磁场203基本的作用效果相同。负方向的频率编码倾斜磁场(移相脉冲)1404和正方向的频率编码倾斜磁场1405、或者负方向的频率编码倾斜磁场(移相脉冲)1409和正方向的频率编码倾斜磁场1410与图2的移相脉冲204、频率编码倾斜磁场205基本的作用效果相同。
接着，说明具体执行2点Dixon法的信号处理部110的构成。图3是用于说明信号处理部110的处理功能的功能框图。
信号接收部301基于参数307的切片编码、频率编码、相位编码所构成的向k空间的配置信息，将来自信号检测部109的回波信号保存在k空间数据库302中。图像变换部303对保存在k空间数据库302中的k空间数据进行傅里叶变换而将其变换成图像，并保存在图像数据库304中。图像处理部305对保存在图像数据库304中的图像实施图像处理，并传给图像发送部306。在图像处理中，例如有制作水图像和脂肪图像的处理、对接收线圈105的灵敏度的不均进行校正的处理等。图像发送部306将进行图像处理后的图像发送到显示部111。
参数307包含信号接收部301所需要的脉冲序列的切片编码、频率编码、相位编码的信息、或者图像变换部303、图像处理部305、图像发送部306所需要的图像矩阵、滤波等的参数、控制信息，从控制部112取得。
接着，基于图4以及图5来说明作为本发明的一实施例的MRI装置以及伴随相位校正算法的处理步骤。图4是说明本实施例的处理流程图。用于执行本处理流程的程序存储在图像处理部305内，图像处理部305执行基于图4所说明的各步骤的处理。图5是对执行本实施例的处理流程的图像处理部305的处理功能进行说明的功能构成图。另外，在本实施例中关于2点Dixon法中的基于区域生长的相位展开处理进行记载。
将在水和脂肪成为逆相位的TE中进行设定而得到的复数数据的图像设为第1回波图像501，将在水和脂肪成为同相位的TE中进行设定而得到的复数数据的图像设为第2回波图像502。
基于图4所示的流程图来说明与本发明的一实施例相关的动作。
(步骤S401)
掩模图像制作部503根据保存在图像数据库304中的第1回波图像501和第2回波图像502，来制作表示进行相位展开处理的区域的掩模图像504。掩模图像504为了将明显没有物体而仅是噪声的区域从相位展开处理的区域中排除而制作。制作掩模图像的方法例如有以下3个方法。
〔制作掩模图像的方法1〕
作为方法1，存在通过对第1回波图像501进行2值化处理来制作的方法。
[式1]
M ( x , y , z ) = 1 ( | S 1 ( x , y , z ) | &GreaterEqual; T h r e s h o l d ) M ( x , y , z ) = 0 ( | S 1 ( x , y , z ) | < T h r e s h o l d )
S1(x，y，z)是第1回波图像501，M(x，y，z)是掩模图像504。x表示图像的横坐标，y表示图像的纵坐标，z表示图像的切片编号。Threshold是划分有物体的区域和没有物体的区域的阈值。由于第1回波图像501是水和脂肪为逆相位的图像，因而能够将水和脂肪互相抵消的低SNR的区域从相位展开的区域中排除。阈值的求取方法在后面叙述。
〔制作掩模图像的方法2〕
作为方法2，存在通过对第2回波图像502进行2值化处理来制作的方法。
[式2]
M ( x , y , z ) = 1 ( | S 2 ( x , y , z ) | &GreaterEqual; T h r e s h o l d ) M ( x , y , z ) = 0 ( | S 2 ( x , y , z ) | < T h r e s h o l d )
S2(x，y，z)是第2回波图像502。由于第2回波图像502是水和脂肪为同相位的图像，因而水和脂肪不会互相抵消，所以能够正确地提取有物体的区域。阈值的求取方法在后面叙述。
〔制作掩模图像的方法3〕
作为方法3，还存在使用第1回波图像501和第2回波图像502之比来进一步对区域进行识别的方法。由于第1回波图像501是水和脂肪为逆相位的图像，第2回波图像502是水和脂肪为同相位的图像，因而通过将第1回波图像501除以第2回波图像502并进行阈值处理，能够正确地排除水和脂肪混合存在的区域。由于水和脂肪混合存在的区域容易发生相位的错误，因而将水和脂肪的混合存在区域从区域生长中排除作为减少相位展开的主值缠绕的方法是很有效的。
[式3]
M ( x , y , z ) = 1 ( | S 1 ( x , y , z ) / S 2 ( x , y , z ) | &GreaterEqual; T h r e s h o l d 2 ) M ( x , y , z ) = 0 ( | S 1 ( x , y , z ) / S 2 ( x , y , z ) | < T h r e s h o l d 2 )
(式3)的掩模图像与由(式1)或(式2)制作的掩模图像复合来使用，通过取(式1)和(式3)、或者(式2)和(式3)的逻辑与而成为最终的掩模图像。阈值Threshold2在0～1的范围内考虑水和脂肪的混合比，设定适当的值。具体的方法在后面叙述。在本发明的一实施例中，虽然作为制作掩模图像的方法而使用〔方法3〕，但也可以使用方法1、2。接下来说明求取阈值的方法。求取阈值的方法存在例如以下2个方法。
〔阈值的计算方法〕
作为方法1而言，存在决定为第1回波图像501的最大的像素值的1/10的方法。作为方法2而言，还存在求取噪声电平，根据噪声电平来决定阈值的方法(例如噪声电平的3倍)。噪声电平可以利用在图像的高频分量中噪声分量的比例较大的情况，对第1回波图像501或者第2回波图像502实施高通滤波(High Pass Filer)而制作绝对值图像，将绝对值图像的平均值设为噪声电平。为了更正确地求取噪声电平，可以通过如下方式来实现：利用噪声的绝对值图像为瑞利分布(Rayleigh distribution)的特征，制作了绝对值图像的直方图之后，根据累积密度分布来求取众数(mode)。即使在所述绝对值图像上存在噪声以外的高信号的成分的情况下，也可以通过制作直方图并求取众数来降低给噪声电平带来的影响。在本发明的实施例中作为求取阈值的方法而使用方法2，但也可以使用方法1。
(步骤S402)
相位差图像制作部505根据所述第1回波图像501以及第2回波图像502制作相位差图像506。首先，从第2回波图像502中减去第1回波图像501的相位。
[式4]
T ( x , y , z ) = S 2 ( x , y , z ) &times; S 1 * ( x , y , z ) | S 1 ( x , y , z ) |
接着使进行相位减法运算后的图像的相位成为2倍，制作相位差图像P(x，y，z)506。这是由于水和脂肪的相位错开180°，因而通过进行2倍处理而使水和脂肪的相位相一致。
[式5]
P ( x , y , z ) = T ( x , y , z ) &times; T ( x , y , z ) | T ( x , y , z ) |
根据(式4)、(式5)求取到的相位差图像506的信号强度成为水和脂肪成为同相位的第2回波图像502的信号强度。相位差图像的信号强度在后述的区域生长的相位展开中会被利用。因此，在区域生长时，能够避开水和脂肪成为同相位的图像的低SNR区域来进行相位展开。作为其他的相位差图像506的信号强度存在2个方法。方法1是将相位差图像506的信号强度设为水和脂肪成为逆相位的第1回波图像501的信号强度的情况，可以取代(式4)而使用下式(式6)。
[式6]
T ( x , y , z ) = S 2 ( x , y , z ) | S 2 ( x , y , z ) | &times; S 1 * ( x , y , z )
在方法1中，能够避开水和脂肪互相抵消的低SNR区域来进行相位展开。方法2是对于相位差图像506的信号强度考虑第1回波图像501和第2回波图像502双方的情况，可以取代(式4)而使用(式7)或者(式8)。
[式7]
T(x，y，z)＝S2(x，y，z)×S1*(x，y，z)
[式8]
T ( x , y , z ) = S 2 ( x , y , z ) &times; S 1 * ( x , y , z ) | S 2 ( x , y , z ) | &times; | S 1 ( x , y , z ) |
在方法2中，由于以第1回波图像501和第2回波图像502的积来进行计算，因此考虑了双方的信号强度，能够更正确地避开相位差图像的低SNR区域来进行相位展开处理。在本实施例中，相位差图像506采用方法2来制作，但也可以采用上述任意一种方法。
此外，相位差图像506可以最后通过实施低通滤波(Low Pass Filer)或者平滑化来降低噪声的影响，降低相位展开的主值缠绕。
(步骤S403)
区域生长相位展开部507使用列表508，对相位差图像506进行基于区域生长的相位展开处理，制作静磁场不均匀映射U(x，y，z)509。列表508用于在按照每个像素对进行区域生长的坐标、相位展开后的相位、表示区域生长的顺序的加权反复进行保存以及取出的同时进行区域生长处理。关于基于区域生长的相位展开处理403的详情在后面叙述。
(步骤S404)
相位校正部510使用静磁场不均匀映射U(x，y，z)509，对第2回波图像S2(x，y，z)502进行相位校正。此时，在静磁场不均匀映射U(x，y，z)509中，由于在掩模图像M(x，y，z)504成为0的像素中没有值，因而通过外推来求取值。此外，因为在步骤402的相位差图像制作处理中使相位成为2倍，所以从第2回波图像S2(x，y，z)502中减去静磁场不均匀映射U(x，y，z)509的一半的相位，求取相位校正后的第2回波图像S2’(x，y，z)511。
[式9]
S2′(x，y，z)＝S2(x，y，z)·C*(x，y，z)
[式10]
C ( x , y , z ) = cos ( U ( x , y , z ) 2 ) + i sin ( U ( x , y , z ) 2 )
(式10)的i表示虚数。
(步骤S405)
水/脂肪图像分离部512对第1回波图像501和相位校正后的第2回波图像511进行复数加法运算而制作水图像，进行复数减法运算而制作脂肪图像，并发送到图像发送部306。
经过以上处理，本处理流程结束。用于执行上述处理流程的各步骤的程序存储在图像处理部305内，图像处理部305执行各步骤的处理。
接下来在图6中示出与区域生长相位展开部507的基于上述区域生长的相位展开处理相关的步骤S403的具体处理内容，基于图6的处理流程来说明基于上述区域生长的相位展开处理。
(步骤S601)
求取最先开始处理的像素(如上所述以下记载为开始像素)的坐标。开始像素的坐标的决定方法有几个，列举如下。
1)在成为掩模图像M(x，y，z)＝1的区域，将第1回波图像501的最大信号强度的像素设为开始像素的方法；
2)在成为掩模图像M(x，y，z)＝1的区域，将第2回波图像502的最大信号强度的像素设为开始像素的方法；
3)在成为掩模图像M(x，y，z)＝1的区域，将相位差图像506的最大信号强度的像素设为开始像素的方法；
根据上述3个方法的决定方法，结果上没有大的差别，但在本实施例中使用1)的决定方法。但也可以按照上述2)或3)所记载的方法来决定开始像素的坐标。
(步骤S602)
将与在步骤601中求取到的开始像素的坐标相对应的相位差图像506设为关注像素并求取相位。若将开始像素的坐标设为(x0，y0，z0)，则相位可以通过下式求取。
[式11]
θ＝arg{P(x0，y0，z0)}
(步骤S603)
将关注像素的相位设定到静磁场不均匀映射509中。若将关注像素的坐标设为(x0，y0，z0)，则静磁场不均匀映射509成为下式。通过该处理，将对关注像素进行了展开处理的相位针对静磁场不均匀映射509的对应像素进行设定。
[式12]
U(x0，y0，z0)＝θ
(步骤S604)
判断与关注像素相邻的像素(记为相邻像素)中是否有未处理的像素。所谓相邻像素，若将关注像素的坐标设为(x0，y0，z0)，则指的是以下例举出的像素。
1)成为掩模图像M(x0-1，y0，z0)＝1的像素
2)成为掩模图像M(x0+1，y0，z0)＝1的像素
3)成为掩模图像M(x0，y0-1，z0)＝1的像素
4)成为掩模图像M(x0，y0+1，z0)＝1的像素
5)成为掩模图像M(x0，y0，z0-1)＝1的像素
6)成为掩模图像M(x0，y0，z0+1)＝1的像素
此外，所谓未处理表示如下情况：相应的坐标的静磁场不均匀映射中还没有设定值，并且，作为该关注像素的相邻像素，没有进行下面说明的步骤605和步骤606的处理。
(步骤S605)
在步骤604中关注像素的相邻像素未处理的情况即图示的“是”的情况下，求取相邻像素的展开后的相位。例如，若将相邻像素的坐标设为(x0-1，y0，z0)，则相邻像素的展开后的相位θunwrap如下式。
[式13]
θunwrap＝U(x0，y0，z0)+arg{P(x0-1，y0，z0)·P*(x0，y0，z0)}
上述方法是求取相邻像素与关注像素的相位差(范围：-π～π)，在关注像素的相位上加上所求取到的相位差，设为相邻像素的相位的方法。本实施例中，按此方法来求取展开后的相位，但也可以按照其他方法来求取。
作为其他方法，也可以按下式来求取相邻像素的展开后的相位θunwrap。
[式14]
θunwrap＝arg{P(x0-1，y0，z0)}+2πn
(式14)中的变量n使用θunwrap成为U(x0，y0，z0)±π的范围内的值。
(步骤S606)
接着求取关注像素与未处理的相邻像素的加权。该加权是决定本实施例的特征即区域生长的处理顺序的要素，具有以下所示的4个方法。
〔加权的方法1〕
首先的方法是对关注像素与相邻像素的内积进行运算，基于运算结果来进行加权的方法，例如若将相邻像素的坐标设为(x0-1，y0，z0)，则能够使用下式。
[式15]
W＝real{P(x0-1，y0，z0)}×real{P(x0，y0，z0)}
+imaginary{P(x0-1，y0，z0)}×imaginary{P(x0，y0，z0)}
(式15)的real表示实部数据，imaginary表示虚部数据。此外，作为内积的其他的求取方法，可以通过(式16)或(式17)的式子来求取。
[式16]
W＝|P(x0-1，y0，z0)|·|P(x0，y0，z0|·cos(ψ)
[式17]
ψ＝arg{P(x0-1，y0，z0)·P*(x0，y0，z0)}
由于内积的值成为信号强度的平方的量级，因此排除内积成为负的值。即，内积成为负的值在下面的步骤607中不保存在列表508中。此外，也可以使用内积的平方根。内积表示相邻像素的向量的标量(scalar)，相位差越小则其越大，信号强度越大则其越大。因此，通过从内积大的像素起按顺序进行区域生长，能够避开相位差较大并且SNR较低的区域来进行区域生长。
〔加权的方法2〕
第2个方法是针对内积将关注像素的信号强度排除的加权。
[式18]
W＝|P(x0-1，y0，z0)|·cos(ψ)
[式19]
ψ＝arg{P(x0-1，y0，z0)·P*(x0，y0，z0)}
通过仅考虑相邻像素的信号强度，能够仅以相邻像素的SNR来决定处理的优先顺序。
〔加权的方法3〕
第3个方法是将关注像素与相邻像素的差分设为加权的方法。
[式20]
W＝|P(x0，y0，z0)-P(x0-1，y0，z0)|·sin(ψ)
[式21]
ψ＝arg{P(x0-1，y0，z0)·P*(x0，y0，z0)}
在(式20)中，Ψ的范围设为-π/2～π/2，在成为范围外的情况下跳过步骤607，实施不向列表508保存等处理。对于(数20)和(式21)的加权而言，关注像素与相邻像素的相位差越小则其越小，信号强度之差越小则其越小。因此，对于第3个方法而言，通过从加权小的像素起按顺序进行区域生长，能够避开相位变化较大并且信号强度的变化较大的区域来进行区域生长。
〔加权的方法4〕
第4个方法是将关注像素与相邻像素的信号强度的积或者相邻像素的信号强度设为加权的方法。
[式22]
W＝|P(x0-1，y0，z0)|·|P(x0，y0，z0)|
[式23]
W＝|P(x0-1，y0，z0)|
通过仅以信号强度来进行加权，能够可靠地避开SNR较低的区域来进行区域生长。
此外，在对关注像素与相邻像素的相位差Ψ也设定范围且根据(式17)、(式19)、(式21)求取到的相位差Ψ成为范围外的情况下，跳过步骤607，实施不向列表508保存的处理，由此能够对基于区域生长的相位展开处理的路径施加限制。使相位差Ψ的范围越小，具有能够降低在相位展开处理中发生主值缠绕的风险的优点，另一方面，存在产生不被进行区域生长的像素的不利。
在本实施例中，使用将关注像素与相邻像素的内积设为加权的方法1，来决定区域生长的处理的顺序，但也可以使用其他的方法。
(步骤S607)
接着，按照在步骤606中求取到的加权，将在步骤605中求取到的展开后的相位与坐标一起保存在列表508中。图7中示出列表508的内部结构。列表508按照每个像素，将加权和展开后的相位和坐标设为1组，以按加权的顺序排列的方式进行保存。
在步骤606的方法1即内积的加权的情况下，值越大就保存在越靠近列表的出口处。例如，最大的加权是“加权701”，其次较大的加权是“加权702”，再其次较大的加权是“加权703”时，从靠近图7的列表的出口的一侧起按照加权701、加权702、加权703的顺序保存。
在步骤606的方法2的情况下，加权的值越大就保存在越靠近列表的出口处。在步骤606的方法3的情况下，加权的值越小就保存在越靠近列表的出口处。在步骤606的方法4的情况下，加权的值越大就保存在越靠近列表的出口处。如此，通过将展开后的相位与坐标一起保存在列表中，能够将相邻像素的相位差和进行展开处理的像素缩减到所需最小限度，能够减少存储器的使用容量，并且使处理高速化。
在想要使处理更加高速化的情况下，如图8所示，只要准备多个列表并按加权的值来划分所进行保存的列表即可。在步骤606的方法1即将内积设为加权的情况下，例如为如下按加权的范围来划分列表的方法：准备10个列表，预先求取相位差图像的最大信号值，若加权的值为最大信号值的10分之1以下则保存在加权范围1的列表801中，若超过最大信号值的10分之1且为10分之2以下则保存在加权范围2的列表802中，若超过最大信号值的10分之h-1且为10分之h以下则保存在加权范围h的列表803中。此时的列表使用先入先出法(First in First Out，以下称为FIFO)。
即，使用如下方式：将所保存的数据按照从旧到新保存的顺序取出，新保存的数据被最后取出。因此，总是在距各列表的出口最远的位置保存数据。
(步骤S608)
例如，确认图7的列表或图8的列表，判断是否为空。在有不为空的列表的情况下，转移到步骤609，从列表的出口取出坐标和相位。此外，在所有的列表都为空的情况下，结束处理。在所有的列表为空时，静磁场不均匀映射U(x，y，z)509完成。即在步骤S608中使用图7、图8的列表，调查对相位差图像506的像素当中的需要进行基于区域生长的相位展开处理的像素的相位展开处理是否已经全部结束，在已经全部都结束的情况下，结束图6所示的相位展开处理，接着执行图4的步骤S404。此外，在相位展开处理尚未结束的情况下，执行转移到步骤S609，使用图7、图8的列表来决定接下来要处理的关注像素。
(步骤S609)
取出在列表508中保存的坐标和相位，设为关注像素的坐标以及相位。在使用图7的列表的情况下，从列表的出口取出坐标和相位。此外，在使用为高速化而准备了多个的列表图8的情况下，例如在内积的情况下，从非空的编号较大的列表起按顺序取出坐标和相位。
接着，用从列表中取出的坐标和相位置换关注像素的坐标和相位，从步骤603起重复处理。以此方式，进行相位展开处理403。
如上所述，在图6的步骤S605中求取针对关注像素的相邻像素的展开相位，在步骤S606中对相邻像素的加权进行运算。在本实施例中，相邻像素既可以是与关注像素直接相接的像素，进而也可以不仅仅是直接相接的像素而且是具有一点宽度的像素。此外，在上述实施例中，对进行展开处理的顺序说明了例如以1个像素为单位按顺序进行处理的方法。
但是这是作为代表例来进行说明的，而并不限于此。也可以以2个或者多个像素为单位来决定处理顺序，按照处理顺序具有宽度地按顺序进行处理。以此方式也能够取得本发明效果。特别是将来构成图像的像素数发生了增加的情况下，也能够以多个像素为决定上述顺序的单位来进行上述的处理。
此外也可以基于加权的计算结果来改变处理宽度。例如也可以基于加权的运算结果，对于加权较大的像素集中的部分，汇集多个像素来进行处理，反之对于加权的结果较小的部分即SNR低的部分或与关注像素的相位差较大的部分，减少一次处理的像素数，例如基于以1个像素为单位的加权来决定处理顺序进行处理。
以下，示出本实施例所涉及的模拟结果。首先，图9中示出在图4的步骤402中所说明的相位差图像。另外，图9是表示所述相位差图像的照片。由于相位图像的数据为复数，所以以绝对值和相位来表示。图9是表示对2点Dixon法中的相位差图像506的1个切片进行了表示的图像的照片，表示基于相位差图像的各像素的信号的绝对值的图像的照片是图901。此外表示基于相位差图像的各像素的信号的相位的图像的照片是图902。
接下来示出在图4的步骤403中说明过的相位展开后的图像。图10是表示用于表示对图9的相位差图像进行了基于区域生长的相位展开的结果的图像的照片。以往就有的按照基于某相邻像素的相位差的加权的顺序进行区域生长(以下称为现有法)而制作的静磁场不均匀映射为图1001，作为本发明的一例的按照基于相邻像素的内积的加权的顺序进行区域生长(以下称为本发明法)而制作的静磁场不均匀映射为图1002。在图10中，背景区域从区域生长排除，以11个切片的数据进行模拟，仅示出了其中1个切片。可知在现有法的静磁场不均匀映射1001和本发明法的静磁场不均匀映射1002中分别在A地点到B地点之间结果存在差异。
图11是表示对现有法的水图像与脂肪图像、和实施了作为应用了本发明的一例而在步骤S404中所说明的基于2点Dixon法的相位校正处理以及在步骤S405中所说明的水/脂肪图像分离处理之后的水图像与脂肪图像进行说明的图像的照片。可知，在现有法的水图像1101和脂肪图像1102中在地点P水转移到脂肪图像中，但在应用了本发明的水图像1103和脂肪图像1104中在地点P正确地分离成了水和脂肪。这示出了应用了本发明的静磁场不均匀映射1002更正确。
图12是说明静磁场不均匀映射和相位差图像的绝对值的分布的图。分布1201中示出图10中的现有法的静磁场不均匀映射1001的A地点到B地点的相位，分布1202中示出图10中的本发明法的静磁场不均匀映射1002的A地点到B地点的相位。此外，分布1203中示出相位差图像的绝对值901(图9)的A地点到B地点的信号强度。
在现有法的分布1201和应用了本发明的分布1202中，C地点和D地点的相位变化不同。在现有法的分布1201中D地点连续，在C地点相位增加了2π，该区域的水移动到脂肪图像，所以在C地点和D地点都发生了主值缠绕。
在现有法的基于区域生长的相位展开中，与C地点相比更优先D地点进行了相位展开，因此在D地点发生了主值缠绕(实际必须增加2π，却错误地使其连续)。并且在C地点未进行相位展开而发生了主值缠绕。
在本发明的方法中，在基于区域生长的相位展开时与D地点相比更优先C地点进行了相位展开，因此在C地点使相位连续，在D地点不进行相位展开而使相位增加2π，都未发生主值缠绕。这是按照区域生长的优先顺序加大了信号强度的效果。在相位差图像的绝对值的分布1203中，由于D地点的信号强度较低，因而在本发明的应用例中，能够避开信号强度低即SNR低的D地点来进行区域生长，能够得到正确的静磁场不均匀映射1002。
以上，对本发明的实施例进行了说明，根据本发明，能够减少基于区域生长的相位展开处理中的主值缠绕，更加稳定地制作正确的静磁场不均匀映射。通过制作正确的静磁场不均匀映射，能够得到降低了水和脂肪的调换的水图像以及脂肪图像。
此外，在通过自动匀场(通过使电流流过设置在台架内的匀场线圈来校正静磁场不均匀的方法)来校正静磁场不均匀的情况下，也能够在制作静磁场不均匀映射时应用本发明。
通过应用本发明，能够稳定地制作正确的静磁场不均匀映射，因此在静磁场不均匀映射容易不正确的部位例如颈椎的测量中特别有效。
符号说明
1 MRI装置，101 被检体，102 静磁场磁铁，103 倾斜磁场线圈，104照射线圈，105 接收线圈，106 床，107 倾斜磁场电源，108 RF发送部，109 信号检测部，110 信号处理部，111 显示部，112 控制部，201 RF脉冲，202 切片编码倾斜磁场，203 相位编码用倾斜磁场，204、206 负方向的频率编码倾斜磁场，205、207 正方向的频率编码倾斜磁场，301 信号接收部，302 k空间数据库，303 图像变换部，304 图像数据库，305 图像处理部，306 图像发送部，307 参数，501 第1回波图像，502 第2回波图像，503 掩模图像制作部，504 掩模图像，505 相位差图像制作部，506 相位差图像，507 区域生长相位展开部，508 列表，509 静磁场不均匀映射，510 相位校正部，511 相位校正后的第2回波图像，512水/脂肪图像分离部，701～703 加权，801～803 列表，901 相位差图像的绝对值，902 相位差图像的相位，1001 现有法的静磁场不均匀映射，1002 本发明法的静磁场不均匀映射，1101 现有法的水图像，1102 现有法的脂肪图像，1103 本发明法的水图像，1104 本发明法的脂肪图像，1201 现有法的分布，1202 本发明的分布，1203 信号强度的分布。

Claims (15)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：
磁场产生部，其针对被检体产生静磁场以及倾斜磁场；
高频脉冲照射部，其照射高频脉冲；
NMR信号接收部，其接收来自所述被检体的NMR信号；
显示部，其显示所制作的诊断用图像；和
信号处理部，其基于所述NMR信号来制作第1图像，通过从所述第1图像的像素内的与相位展开处理的处理完成像素相邻的多个所述相位展开处理的未处理像素中，优先选择信号强度强的未处理像素，来决定进行构成所述第1图像的各像素的所述相位展开处理的顺序，并按照决定的所述顺序进行所述未处理像素的相位展开处理来制作第2图像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部除了所述信号强度的强度以外，还优先选择相对于所述处理完成像素的信号的相位差小的未处理像素，由此决定进行所述相位展开处理的所述顺序。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述第1图像是相位差图像，所述第2图像是校正用映射，
所述信号处理部对所述相位差图像的信号按照每个像素按所述顺序进行相位展开处理来制作所述校正用映射，
所述信号处理部从所述相位差图像的与所述处理完成像素相邻的多个所述未处理像素中，优先选择信号强度强、并且相对于所述处理完成像素的信号的相位差小的所述未处理像素，由此决定进行所述相位差图像的所述未处理像素的所述相位展开处理的所述顺序，并进一步基于所述校正用映射来制作水图像或者脂肪图像，
所述显示部对所述水图像和所述脂肪图像的至少一方进行显示。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部基于来自所述接收部的所述NMR信号至少制作第1回波图像和第2回波图像，进一步基于所述第1回波图像和第2回波图像来制作每个像素具有以复数表示的复信号的所述相位差图像，对所述相位差图像内的所述未处理像素的所述复信号进行运算来进行加权，基于所述加权来决定进行所述未处理像素的相位展开处理的所述顺序。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部基于所述处理完成像素的复信号与所述未处理像素的复信号的积的运算对所述加权进行运算。
6.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部通过对所述处理完成像素的复信号与所述未处理像素的复信号的差分进行运算来对所述加权进行运算。
7.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部基于来自所述接收部的所述NMR信号至少制作第1回波图像和第2回波图像，
所述信号处理部基于所述第1回波图像或者第2回波图像来制作掩模图像，
所述信号处理部基于所述第1回波图像或者第2回波图像来制作所述相位差图像，
所述信号处理部针对所述相位差图像的所述像素内未被所述掩模图像掩蔽的像素，按照每个所述像素按所述顺序进行相位展开处理，制作静磁场不均匀映射。
8.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部基于来自所述接收部的所述NMR信号至少制作第1回波图像和第2回波图像，进一步基于所述第1回波图像和第2回波图像来制作所述相位差图像，针对所述相位差图像内的所述未处理像素按照所述顺序进行相位展开处理来制作静磁场不均匀映射，并基于所述静磁场不均匀映射至少制作水图像和脂肪图像的至少一方，
所述显示部将所述水图像和所述脂肪图像的至少一方作为所述诊断用图像来进行显示。
9.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
在从所述高频脉冲照射部照射了所述高频脉冲后，经过来自水和脂肪的所述NMR信号彼此成为逆相的第1时间之后接收第1NMR信号，在又照射了所述高频脉冲后，经过来自水和脂肪的所述NMR信号彼此成为同相的第2时间之后接收第2NMR信号，通过所述第1NMR信号来制作所述第1回波图像，通过所述第2NMR信号来制作所述第2回波图像，
对所述相位差图像进行相位展开处理来制作静磁场不均匀映射，并基于所述静磁场不均匀映射、所述第1回波图像和所述第2回波图像，至少制作所述水图像或者所述脂肪图像。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于，
在利用所述磁场产生部的倾斜磁场的产生状态下，从所述高频脉冲照射部照射高频脉冲，然后进一步由所述磁场产生部产生倾斜磁场并且产生负方向的编码倾斜磁场，
在从所述高频脉冲的照射起经过了所述第1时间的时间点产生第1极性的编码倾斜磁场来接收所述第1NMR信号，
或者/并且，
在从所述高频脉冲的照射起经过了所述第2时间的时间点产生第2极性的编码倾斜磁场来接收所述第2NMR信号，
变更所述编码倾斜磁场来反复进行所述第1NMR信号和所述第2NMR信号的接收，
所述信号处理部对所接收到的所述第1NMR信号和所述第2NMR信号分别进行图像变换，来制作所述第1回波图像和所述第2回波图像。
11.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部将所述处理完成像素内的最后进行了相位展开处理的所述处理完成像素设为关注像素，针对与所述关注像素相邻的所述未处理像素，基于所述未处理像素的信号强度以及所述未处理像素的信号相对于所述关注像素的信号的相位差，进行加权的运算，按照所述各未处理像素的所述加权的运算结果来制作将与所述各未处理像素相关的数据按照各未处理像素依次进行了配置的列表，按照所述列表来决定新的关注像素并且将其展开相位设定为静磁场不均匀映射的相对应的像素的相位，针对所述新的关注像素，再次反复上述处理。
12.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部对所述处理完成像素的信号和与所述处理完成像素相邻的多个所述未处理像素各自的信号的内积进行运算，按照所述内积的运算结果，从所述未处理像素内决定要进行相位展开处理的未处理像素。
13.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述信号处理部所进行的所述相位展开处理是针对构成所述第1图像即相位差图像的各像素将其展开处理后的相位设定为所述第2图像的相对应的像素的相位，
在来自所述高频脉冲照射部的所述高频脉冲的照射后，在经过来自水和脂肪的所述NMR信号彼此成为逆相的第1时间的时间点接收第1NMR信号，又在所述高频脉冲的照射后，在经过来自水和脂肪的所述NMR信号彼此成为同相的第2时间的时间点接收第2NMR信号，
所述信号处理部基于所述第1NMR信号进行图像变换来制作所述第1回波图像，又基于所述第2NMR信号进行图像变换来制作所述第2回波图像，
所述信号处理部基于所述第1回波图像和所述第2回波图像来制作所述第1图像即所述相位差图像，进一步从构成所述相位差图像的像素当中的所述未处理像素内决定开始所述处理的关注像素，并将针对所述关注像素进行了展开处理的相位设定为所述第2图像的相对应的像素的相位，
所述信号处理部进一步判断与所述关注像素相邻的未处理像素的有无，在未处理像素存在的情况下将针对所述未处理像素的优先度、展开处理后的相位存储为以所述各未处理像素为单位的列表，
所述信号处理部基于所存储的所述列表按照所述优先度来选择要处理的未处理像素，将所选择的未处理像素的所述展开处理后的相位设定为所述第2图像的相对应的像素的相位，进而将所述选择的未处理像素作为新的关注像素来反复所述动作，
所述信号处理部按照所述优先度，将构成所述相位差图像的各像素的展开处理后的相位分别设定到相对应的所述第2图像的像素，来制作所述第2图像。
14.一种磁共振成像装置的处理方法，所述磁共振成像装置具备：
磁场产生部，其针对被检体产生静磁场以及倾斜磁场；
高频脉冲照射部，其照射高频脉冲；
接收部，其接收来自所述被检体的NMR信号；
信号处理部，其进行信号处理；和
显示部，其显示诊断用图像，
所述磁共振成像装置的处理方法的特征在于，
所述信号处理部基于所述NMR信号来制作第1图像，
所述信号处理部从所述第1图像的与已经进行了相位展开处理的处理完成像素相邻的多个未进行所述相位展开处理的未处理像素中，基于信号强度的大小以及相对于所述处理完成像素的信号的相位差的大小来进行加权，
所述信号处理部基于所述加权，从所述未处理像素内选择接下来进行相位展开处理的像素，按顺序对所述未处理像素进行处理来制作第2图像，
所述信号处理部进一步使用所述第2图像来构成所述诊断用图像。
15.根据权利要求14所述的磁共振成像装置的处理方法，其特征在于，
所述信号处理部对所述第1图像的所述处理完成像素的信号和与所述处理完成像素相邻的多个所述未处理像素各自的信号的内积进行运算，按照运算出的所述内积的结果，进行所述加权，按照所述加权从所述未处理像素内选择接下来要进行相位展开处理的未处理像素。
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