JP2001340314A

JP2001340314A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP2001340314A
Application number: JP2000163313A
Authority: JP
Inventors: Yumiko Tanii; 由美子谷井; Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-05-31
Filing date: 2000-05-31
Publication date: 2001-12-11
Anticipated expiration: 2020-05-31
Also published as: JP4265855B2

Abstract

(57)【要約】【課題】静磁場不均一が大きい場合でも適切なアンラッ
プの開始点を決定し、オフセットのない静磁場不均一分
布図を得る磁気共鳴イメージング装置を実現する。【解決手段】２つの異なるエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２か
ら、画像データＳ１、Ｓ２の互いの位相差分画像６０２
を得る。この位相差分画像６０２を静磁場不均一の値が
０となる位置を検出する。画像データＳ１の位相と、画
像データＳ２の位相とが共に０とる位置を探し、位相差
分画像６０２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
定する。これにより、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。

Description

【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３０
１の周囲に静磁場を発生する磁石３０２と、被検体３０
１の周囲空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル３０
３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３
１０、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３
０１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３０
１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（ＦｉｅｌｄｏｆＶｉｅ
ｗ：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Ｄ
ｉｘｏｎ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、「“ＲａｐｉｄｉｎＶｉｖｏＰｒｏｔｏ
ｎＳｈｉｍｍｉｎｇ”；ＥｒｉｋａＳｃｈｎｅｉｄ
ｅｒａｎｄＧａｒｙＧｌｏｖｅｒ；Ｍａｇｎｅｔｉ
ｃＲｅｓｏａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏ
ｌ．１８，３３５−３４７（１９９１）」、「“ＭＲ
ＳｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙＭｉｓｒｅｇｉｓｔｒ
ａｔｉｏｎＣｏｒｒｅｃｔｉｏｎ”；Ｔｈｉｌａｋａ
Ｓ．Ｓｕｍａｎａｗｅｅｒａｅｔａｌ．；ＩＥＥ
ＥＴｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓｏｎＭｅｄｉｃａｌ
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、ＴＥ
２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。「“ＤｉｒｅｃｔＣａｌｃｕｌａｔｉｏｎｏｆＷ
ｒａｐ−ＦｒｅｅＰｈａｓｅＩｍａｇｅ”；Ｍ．Ｐ
ａｔｅｌａｎｄＸ．ＨＵ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ
ｏｆＡｎｎｕａｌＭｅｅｔｉｎｇｓｏｆｔｈ
ｅＳｏｃｉｅｔｙｏｆＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓ
ｏｎａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ（＝ＳＭＲ
Ｍ），Ｎｏ．７２１，１９９３」，「“Ｐｈａｓｅｕ
ｎｗｒａｐｐｉｎｇｉｎｔｈｅＴｈｒｅｅ−ｐｏ
ｉｎｔＤｉｘｏｎＭｅｔｈｏｄｆｏｒＦａｔＳ
ｕｐｐｒｅｓｉｏｎＭＲＩｍａｇｉｎｇ”；Ｊｅｒ
ｚｙＳｚｕｍｏｗｓｋｉｅｔａｌ．；Ｒａｄｉｏｌ
ｏｇｙ，Ｖｏｌ．１９２，５５５−５６１（１９９
４）」。

【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ＴＥ
１、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＝ＴＥ
２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。ＦＯ
Ｖ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、３
π、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Ｓ
２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４
０３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、４
０６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５０
８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５
０４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Ｔ
Ｅ１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、Ｔ
Ｅ２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３
０２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Ｓ
１、Ｓ２の互いの位相差分データがほぼ０であり、ＦＯ
Ｖ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３０４ＲＦコイル３０５ＲＦ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３１０ＲＦ送信部３１１制御部３１２ベッド

Claims

【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
ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。