JPH0221845A - 磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は核磁気共鳴現象を利用した生体内断層像撮影装
置に係り、特に断層像のみを用いて、高精度に位相歪補
正を行うのに好適な位相歪補正方式に関する。

〔従来の技術〕

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）における撮像方法の１
つである反転回復法（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ　Ｉ（ｅｃｏ
ｖｅｒｙ：ＩＲ法）は、検査対称物の縦緩和時間と呼は
れるパラメータの情報を強調した画像を得る方法である
。ＩＲ法を用いて得られる検出信号には位相情報が含ま
れており、そのため位相歪の影響が再構成された複素画
像上に現われるという問題があった。

また化学シフト情報を利用して水と脂肪の画像を分離す
る方法（デイクソン法）は、水と脂肪の共鳴周波数の違
いを用いて、故意に水と脂肪との間に位相差をつけるこ
とにより、水と脂肪を分離する方法である。この方法も
位相情報を用いているため、位相歪の影響を受けていた
。

また、血管の形状を抽出する（アンジオグラフィ−）、
血液の流速を測定する（血流測定）は。

動きのある部分の位相が、再構成画像上で変化する事を
利用している。そのため、位相歪が存在すると、正しい
血管の形状や流速が求まらないという問題があった。

従来、上記ＩＲ法やデイクソン法、血流法定。

アンジオグラフィ−で得られる再構成複素画像の位相歪
補正方式としては、以下の２方式があった。

（１）特開昭６１−１９４３３８号に記載のように予め
ファントムと呼ばれる一様な物体を断層像と同一手順で
撮影することにより、位相歪を算出し、補正する。

（２）繰り返し計算により位相歪を推定し、補正する。

［エム　アール　アンジオグラフィ−への空間的非線形
位相補正方式、ソサイエテイー・マグネティック・レゾ
ナンス・イン・メデイシン、ブック・オブ・アブストラ
クト、シックス・アニュアル・ミーティング・アンド・
エクスヒイビジョン（１９８７）第２９頁（Ａ　５ｐａ
ｔｉａｌｌｙＮｏｎｉｉｎｅａｒ　Ｐｈａｓｅ　Ｃｏｒ
ｒｅｃｔｉｏｎ　ｆｏｔ　ＭｒＡｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ
、５ｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏ
ｎａｎｃｅｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、５ｉｘｔｈ　Ａｎ
ｎｕａｌ　Ｍｅｅｔｉｎｇ　ａｎｄＥｘｈｉｂｉｔｉｏ
ｎ（１９８７）ｐｐ２９］〔発明が解決しようとする課
題〕 上記従来の方式（１）は、位相歪が一般に時間。

撮影手段、撮影した断層像の位置に依存して変動するた
めに前記ファントムを頻繁に撮影しなければならず、操
作が繁雑でかつ時間がかかるという問題があった。上記
従来の方式（２）では、断層像のみを用いて位相歪を補
正しているが、位相歪の推定方式として、繰り返し計算
を用いており１位相歪推定に多くの計算を必要とするた
めに時間がかかり、実用上有限回の繰り返しで計算を打
切った場合、必ずしも最適な推定値が求まらないため補
正精度が低くなる問題点があった。

本発明の目的は、上記問題点を解決し、撮影した断層像
データのみを用いて短時間に位相歪を高精度に補正する
方式を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的は以下の手段により達成される。まず再構成さ
れた複素画像上に任意形状の部分領域（以下ブロックと
呼ぶ）を設定し、個々のブロック毎に非線形位相歪を推
定し、補正する。これは、複素画像をブロックに分ける
事で、複素画像全体の大きな非線形位相歪を小さくして
補正精度を向上するためである。

ブロック毎に位相歪の補正処理は、まずブロック内の画
像データをフーリエ変換し、ピーク位置座標、その座標
での位相回転角を算出する。その値を用いてブロック内
の位相歪を近似的に補正する。これにより、ブロック内
で見かけ上不連続な値をとっていた位相歪を±πの範囲
内で連続した位相歪とみなす事ができる。そして、残り
の位相歪を最小２乗法等により推定し、補正する。その
後、ブロック間での位相歪の不連続を補正する。

また本来、複素画像は位相歪が存在しなければ実数部だ
けからなるため、ブロック間の位相歪の不連続を補正し
た後、ブロック内を実数に変換する。

〔作用〕

再構成複素画像は次の様に表すことができる。

ここで、 Ｃ＋ｈ＝Ｒｔｋ−ｅＸＰ（ｊ　θｔＪ　＋　ｎ　Ｉｈ　
　　　　・−（１）ＣＩｋ：再構成複素画像（複素数値
） Ｒｉｋ：求めたい真の画像（実数値） θＩｋ：位相歪（実数値） ｎＩｋ：雑音（複素数値） ｊ＝Ｊ：］　：虚数単位 ｉ、に：画素位置を表す添字 である。０１ｋをブロックに分割したブロック内の再構
成複素画像Ｃａｎは次の様に表せる。

Ｃａｎ　＝　Ｒ＋ａｎ　・ｅＸＰ　（Ｊθａｎ）　＋　
ｎ　ｗａｎ　　　　　”’　（２）（ｍ＜ｉ、ｎ＜ｋ） 一π≦θ、くπ となる、θ。が（２）式の不等式を満たさない場合θ。

は２π毎に周期的な値をとるため見かけ上不連続な値を
とる。Ｃ１ｋをＣ，ｎにブロック分割することは、この
位相歪の不連続性が、Ｃａｎ内で起こらないようにする
ためであり、またＣＩｋ内での大きな非線形位相歪の非
線形性を小さくする事である。非線形性が小さければ、
仮にブロック内に位相歪の見かけ上の不連続があっても
、以下の処理により位相歪の不連続を除去できる。これ
は第１図のステップ１０５からステップ１０７に相当す
る。

まずＣ□をフーリエ変換する ［３ｘｙ　＝　Ｆ　（Ｃ−ｎ） 次にＢｘｙでの絶対値の最大値の座標（ｘｔｙ’）を算
出する。

次に（ｘ’　？　ｙ’　）での位相回転角Ａを算出する
。

Ａ＝ｃｏｓ−″”（ｒｅａｌ（Ｂ　ｘ’　ｙ’　）／　
ｌ　Ｂ　Ｘ’　Ｆ’　ｌ）またＣ０での原点を（Ｎ／２
．Ｎ／２）（Ｎはブロックサイズ）とすると、ブロック
内の位相歪の補正は１次式により実現できる。

Ｉ）ｍｎ＝（、＋ｎ−ｅｘｐ［２πｊ　（（（ｘ’　−
Ｎ／　２）・（ｍ　　Ｎ／　２）＋（ｙ　　−Ｎ／２）
（ｎ−Ｎ／２））／Ｎ＋Ａ）］以上の位相歪補正は、Ｂ
ｘｙのピーク位置を離散フーリエ変換の１サンプル点以
下にした事を意味するが、１サンプル点以下となっただ
けで、精密に補正した事にはならない、そこで最小２乗
法により残りの位相歪を推定し補正する。（補正した画
像をＥ　ｍｎとする） しかし、ブロック間では、まだ位相歪の見かけ上の不連
続がある。これをブロック間での位相歪の算出したオフ
セット値を比較する事により位相歪の不連続を補正する
（第１図ステップ１１１）また（１）式に示したように
位相歪がなければ、再構成画像は実数である。そこで次
式によりブロック内の画像データの値を実数に変換する
。

Ｇ１゜＝　ｌ　Ｆ　ｍｎｌ　・ｓｉｇｎ（ｒｅａｌ（Ｅ
　ａｎ））Ｇｕｎ：補正後のブロック画像（実数）Ｆｏ
：第１図のステップ】１１の処理を終ったブロック画像
（複素数） ｓｉｇｎ（ｘ）　　：実数Ｘの符号（＋１または−１）
ｒｅａｌ　：複素数の実数部を求める関数以上により位
相歪は高精度に補正できる。

また、ＩＲ法等により得られた正・負が混在する画像を
２乗する事により位相歪と正・負情報を分離して１位相
歪を推定し、補正する半ができる。

〔実施例〕

ＩＲ法によって得られた複素画像を本発明方式により位
相歪補正する第１の実施例を説明する。

第２図は本発明を実施するＭＲＩ装置のブロック構成図
である。検査対象物から核磁気共鳴信号を検出するため
に、予め定められた手順に従って装置各部を制御するシ
ーケンス制御部２０１と、共鳴を起こさせるために発生
する高周波磁場パルスの送信器２０２と、傾斜磁場を駆
動する傾斜磁場駆動部２０４およびそれを制御する磁場
制御部２０３と、検査対象物から発生する該磁気共鳴信
号を受信・検波する受信器２０５と、画像再構成および
位相歪補正処理等を含む各種演算を行なう処理装置！！
２０６と、画像表示用ＣＲＴデイスプレィ２０７と、検
出信号データ・再構成画像データなどを記憶する外部記
憶装置２０８とから成る。

以上の構成おいて、ＩＲ法を用いたシーケンスを第３図
に示す。まず１８０°高周波磁場パルス３０１を印加し
、検査領域内の該スピンの向きを反転させる。その１１
時間後に９０°高周波磁場パルス３０２を、２方向の傾
斜磁場パルス３０３と同時に印加し、撮影したいスライ
ス内のスピンを共鳴させる。次いで、Ｘ方向の傾斜磁場
パルス（位相エンコードパルス）３０４−　Ｘ方向の傾
斜磁場パルス３０５を印加した後、スピンエコーを発生
させるための１８０＠高周波磁場パルス３０６を印加す
る。そして発生するスピンエコー信号３０７を、Ｘ方向
の傾斜磁場パルス３０８を印加しながら計測する。この
シーケンスを位相エンコードパルス３０４の強度を変化
させて繰り返す。

第３図のシーケンスにより計測されたデータからの再構
成画像は１位相歪が存在しなければ検査対象物の縦緩和
時間と呼ばれるパラメータとＴ！の値に応じて正負の値
をとることが知られている。

しかし位相歪が存在すると、再構成画像の符号情報が位
相歪により反転し、誤った再構成画像になる。そこで位
相歪補正が必要となる。

ＩＲ法により計測されたデータから再構成された画像に
含まれる位相歪を高精度に補正するための処理フローを
第１図に示す。処理手順は以下のようである。

ステップ１０１：位相歪を含んだ再構成画像を２乗した
画像Ｃ’　ｉｈ　＝　（Ｃ１ｋ）２を算出する。これは
２乗することにより５本来の画像が持っている符号情報
と９位相歪とを分離し、画像中で位相歪が充分ゆるやか
に変化するという仮定を用いて、精度よく位相歪推定で
きるようにするためである。

ステップ１０２　：　Ｃ’ｓ入に対し絶対値をとり。

その最大値（ＣＭＡＸ）を算出する。

ステップ１０３：Ｃ′１ｋをブロックＣ′。に分割する
。ブロックの大きさは、位相歪の変化がなるべく±πの
範囲におさまるように決めればよい。

例えば原画像サイズが２５６Ｘ２５６画素の場合、４Ｘ
４のブロックに分けるとブロックサイズは６４Ｘ６４と
なる。

ステップ１０４：Ｃ’、ｎ内のＣＭＡＸ−Ｔ！（（予め
定めたしきい値）を満たす画素数と予め定めた画素数Ｍ
との大小判定を行う。

例えば、ＨＴ＝Ｏ９１，Ｍ＝１０にする。

Ｍ≦（ＣＭＡＸ−ＴＨを満す画素数）の時ステップ１８
１０へ処理を飛ばす。

ステップ１０５〜ステツプ１０９の処理を行う。

Ｍ＞　（ＣＭＡＸ−ＴＨを満す画素数）の時ステップ１
０５ニブロツクＣ′。をフーリエ変換し、Ｂ′８アを得
る。

ステップ１０６　：　１３’　ｘｙの絶対値をとり、そ
の最大値の座標（ｘｖｙ’）を算出する。また（ｘ＋ｙ
’）での位相角Ａを算出する。

Ａ＝ｃｏｓ−’（ｒｅａｌ、（Ｂ’ｘ’ｙ”）／ｌＢ’
ｘ’ｙ’１）ｒｅａｌ：複素数の実数部を求める関数ス
テップ１０７：Ｂ、ｎの中心画素（Ｎ／２゜Ｎ／２）を
原点とする（Ｎはブロックサイズ）。

一般に、フーリエ変換後の周波数空間の原点での値は画
像の直流成分に対応しているため、位相歪がなければそ
こでピーク値をもつ事が知られている。（Ｎ／２．Ｎ／
２）と（ＸＰ、Ｙ’）との間に座標のずれがある場合１
画像上で線形に変化する位相歪が生じている事になる。

またＡは直流成分での位相回転角なので、ブロック内で
の位相歪のオフセットとして考えられる。よって次式に
より位相歪補正を行う。

Ｄ’ａｌｌ＝Ｃ’＋ｉｎ’ｅＸＰ（２ｚＪ（（（Ｘ’　
　Ｎ／２）（ｍ　　Ｎ／２）＋（ｙ’　−Ｎ／２）（ｎ
−Ｎ／２））／Ｎ＋Ａ））以上の位相歪補正はＢ’ｘｙ
のピーク位置を離散フーリエ変換の１サンプル点以下に
した事を意味する。

ステップ１０８：Ｄ’、、から位相角Ａ’ｍｎを算出す
る。

Ａ’　ａｎ　＝ｅｏｓ−’（ｒｅａｌ（Ｄ’　ｍｎ）／
　ｌ　Ｄ’　ｍＪ）である。

Ａ′・・が−π＜Ａ’、、≦π　の不等式を満たさない
場合、Ａ′、は見かけ上不連続な値をとるが、ステップ
１０７の位相歪補正処理により、ブロック内のＡ′□は
±πの範囲で連続した位相歪とみなす軍ができる。

ステップ１０９；Ｄ″１に最小２乗法を適用して位相歪
の推定を行う０例えば以下のように行う。

Ｆ（α、β、γ）＝Σ（Ａ’、、−（αｍ＋βｎ＋γ）
）２としてＦ（αβγ）を最小にするα、β、γを推定
する。

以上の例は３つのパラメータα、β、γで位相歪を推定
したが双線形近似してパラメータを推定してもよい。

すなわち次式を最小にするパラメータを推定する。

Ｆ（α、β、γｉ）＝Σ（Ａ’、ｎ−（α”ｍ＋β’ｎ
＋γ・ｍ−ｎ＋Ｅ））ｚ一般に推定に用いるｍ、ｎによ
る式は何次の多項式になってもよい。また、計算量は多
くなるが。

最小２乗法以外の方式として繰り返し計算を用いて位相
歪を推定することもできるのはｉｏうまでもない。

以上の処理（ステップ１０５から今までの処理）でステ
ップ１０１で２乗したＣ′１、に含まれる位相歪（位相
歪は２倍）を推定した事になる。

ここで、Ｃｉｈをブロックに分けた画像をＣ，Ｉｌとし
、今までの処理で推定した位相歪を以下のように表す、
（３つのパラメータで推定した場合を例にとる） ＰＩＸ＝（Ｘ’　−Ｎ／２）・（ｍ−Ｎ／２）／Ｎ＋ａ
Ｐｔｙ＝（ｙ’　　　Ｎ／２）’（ｎ　　Ｎ／２）／Ｎ
＋βＰＯ＝Ａ＋α 次式により位相歪補正を行なう。

ＥＩＩＩｌ＝ＣＩｌ１１・ｅｘＰ（２πｊ（ＰＩＸ−ｍ
＋Ｐ１ｙ−ｎ＋Ｐｏ）／２）以上により、符号情報を含
まない画像上でなめらかに変化する位相歪のみを補正し
た事になる。

ステップ１１０：未補正ブロックの有無を判定する。

未補正ブロックがあるニステップ１０２へ未補正ブロッ
クがないニステップ１１１−ヘステップ１１１ニブロッ
ク間の位相の不連続を補正する。ステップ１０９に示し
たＰ　ＬＸ、　Ｐｔｙ＋ＰＯを用いた例を以下に示すＩ
ＩＰＩＫはブロック内にＸ方向、ＰｌｙはＸ方向の位相
の傾き、ＰＯはオフセット値である。そこで第５図（ａ
）に斜線で示したＸ方向に隣り合うブロック間での位相
の不連続の補正を行うには■を基に■を処理すると仮定
し、■の横方向の傾きをＰＩＫ、オフセットをＰＯ１■
のオフセットをＰＯ２とすると次式を最小にするｋ　（
ｋは整数）を求め補正すればよい。

ｆ　＝　Ｐ　Ｘ　ｔ　・−＋　Ｐ　Ｏ−Ｐ　Ｏ＋　２　
ｋ　ｔｃブロック間の位相の不連続の補正としてまず第
５図（ｂ）に示したように中心ブロックから回りに補正
する。しかし、第５図（ｃ）のように斜線部のブロック
（ステップ１０４でブロック内にはしきい値をみたす点
が十分でないと判定されたブロック）がある場合、斜線
部■の上方のブロックは補正できないという問題が生じ
る。この解決策として、上記補正が終了した後第５図（
ｃ）の矢印が示すブロックから再度、補正していく、こ
の補正はどこから始めてもよい。

ステップ１１２ニブロツク内の実数変換を行う。

本来、位相歪がなければ再構成複素画像は実数部だけか
らなる。そこで次式によりブロック内を実数値に変換す
る。

Ｇｍｎ＝　Ｉ　Ｆ　ｓｎｌ　”８ｊ−ｇｎ（ｒｅａｌ（
Ｒ’　ｍｎ））Ｆｌｌｎニステップ１１１後の画像 ｓｊｇｎ　：符号を調べる関数 ｒｅａｌ　：複素数の実数部を求める関数以上の処理に
よりＩＲ法で得られる再構成画像に含まれる位相歪を高
精度に補正したＧ　ｍｎが得られる。以上の実施例では
、ステップ１０１で２乗を用いたが、一般には偶数乗で
も同じ効果が得られる。またステップ１０５でフーリエ
変換して得られたＢ’ｘｙ上で求めたピーク位置座標（
ｘ′ｙ’）が原点（Ｎ／２．Ｎ／２）になるようにデー
タをシフトした後、位相回転角Ａを補正する。

その後、　＋３’ｘｙを逆フーリエ変換して第１図のス
テップ１０８以下の処理を行なっても効果は同じである
。

次に化学シフト情報を用いて水と脂肪を分離する方法に
より得られた複素画像に含まれる位相歪を本発明方式に
より補正する第２の実施例を説明する。第１の実施例で
示したＭＨＩ装置において、水と脂肪を分離するシーケ
ンスを第４図に示す。

第４図（ａ）は第３図のシーケンスから１．８０　’高
周波磁場パルス３０１を省いたものであり、９０°高周
波磁場パルス４０１．ｚ方向傾斜磁場パルス４０２．ｙ
方向傾斜磁場パルス（位相エンコードパルス）４０３．
ｘ方向傾斜磁場パルス４０４．１８０’高周波磁場パル
ス４０５．ｘ方向傾斜磁場パルス４０７を図の順で印加
し、スピンエコー信号４０６を計測する。第４図（ｂ）
のシーケンスは、第４図（ａ）のシーケンスの１８０＠
高周波磁場パルス４０５の印加タイミングをΔＴだけず
らして印加するところが異なる。第４図（ａ）のシーケ
ンスから得られる再構成画像の値は、（水）＋（脂肪）
の密度に比例し、第４図（ｂ）のシーケンスから得られ
る再構成画像の値は、ΔＴを適当に選ぶことにより（水
）−（脂肪）の密度に比例するようにできる事が知られ
ている。

この２枚の画像から水、脂肪それぞれの密度像を得る事
ができる。

ここで第４図（ｂ）で得られる画像の値は、第３図の場
合と同じく正負の値をとるので、位相歪補正が必要とな
る。

上記シーケンスにより得られた（水）＋（脂肪）画像、
（水）−（脂肪）画像に含まれる位相歪補正処理を以上
に示す。

（水）＋（脂肪）画像は正の値からなるため、画像の絶
対値をとる事により位相歪補正を行う。

また（水）−（脂肪）画像については、まず以Ｆの事を
行う。本来第４図（ａ）のシーケンスは。

静磁場が不均一による位相の変化をキャンセルするよう
に設計されている。しかし第４図（ｂ）のように高周波
磁場パルス４０５の印加タイミングを八Ｔだけずらして
印加する事により静磁場の不均一になる位相の変化がキ
ャンセルされないため、この位相の変化が、位相歪に加
えられている。そこで予め、この静磁場の不均一による
位相の変化を算出し、第１の実施例と同様の位相歪補正
を行う前に静磁場不均一による位相の変化を補正する。

これはファントムと呼ばれる一様な物体を画像と同一の
手順で撮影することにより実現される。撮影されたフォ
ントム画像には、静磁場不均一による位相の変化が含ま
れており、また一様な物体なので化学シフトによる位相
の変化は含まれていない。さらに静磁場不均一は装置の
形状等で決まるため時間的に十分安定であると考えてよ
い・したがってファントムの撮影はあらかじめ１回だけ
行なっておけばよい。よって次式により静磁場不均一に
よる位相の変化を補正できる。

Ａｍｎ＝ｃｏｓ−”（ｒｅａｌ（Ｆ　　ａｎ）／　　Ｉ
　　Ｆｍｎｌ）Ｄｍｎ＝　Ｃａｎ　”　ｅＸｐ（２πＪ
　Ａｍｎ）ＦＩＩＩＩ＝ファントム画像 Ａｓｎ：ファントム画像からの位相 Ｃ□：水と脂肪を分離するために撮影された画像 Ｄｍｎ＊静磁場不均一による位相の変化を補正した画像 またこの補正は、最小２乗法を用いてもよい。

これは次式が最小となるαを求め、補正する。

Ｆ（α）＝Σ（Ａ’、、−αＡｌｌ１ｌ）２Ａ’ｍｎ：
上記Ｃａｎの位相 求めたαを用いて次式により補正する。

Ｄ、。＝ＣＩＩｎ−ｅＸＰ（２πｊ（αＡ、、））以上
により、静磁場不均一による位相の変化を取り除いた後
、第１図ステップ１０１〜１１２の処理を行う。

上記処理を行なう事により、高精度に位相歪を補正した
２枚の画像から水画像、脂肪画像を得る半ができる。

次に、血管を流れる血液のような動きのある部分の位相
が再構成画像上で変化する事を利用して。

血管のみを画像化する方法（アンジオグラフィ−）やそ
の位相の変化が血液の流速に比例する関係より、血液の
流速を測定する方法（血液測定）によって得られた複素
画像に含まれる位相歪を本方式による補正する第３の実
施例を示す。

第１の実施例で示したＭＲＩ装置において、アンジオグ
ラフィ−または血流速室のシーケンスを第６図に示す、
第６図（ａ）は第４図（ａ）のシーケンスと同様である
。第６図（ｂ）のシーケンスは（ａ）に比べＸ方向の傾
斜磁場６０８と６０９が異なるだけである。６０８は、
Ｘ方向に、傾斜磁場と反転傾斜磁場（大きさは変化せず
符号のみを逆転した磁場）をかける事を示している。こ
れにより、静止物体は動きがないため、その影響は互い
にキャセルされ、動きのある部分すなわち血液部分は、
異なる磁場を感じ、その影響はキャンセルされずにスピ
ンの位相を変化させる。この位相の変化は、血液の流速
に比例するので、位相の変化が求まれば流速を求める事
ができる。第６図（ａ）、（ｂ）のシーケンスで得られ
た画像に含まれる位相歪がなければ、血液の流れによっ
て動いている部分以外は位相の変化はないと考えられる
。

よって２枚の画像から位相の変化を求める事ができ、位
相が変化している部分が血管の位置に対応し、またその
位相の変化から流速を求める事ができる。

しかし、実際には位相歪があり、また位相歪は撮影時刻
、シーケンスが異なると２枚に含まれる位相歪は異なる
。

以上に述べた場合の位相歪補正処理を以下に示す。

まず第６図（ａ）（ｂ）のシーケンスによって得られる
画像は以下のように表現できる。

ｆ　　Ｉｋ＝　　Ｆ　ｉｈ　　”　　ｅＸＰ（ｊ　　θ
　ｌｋ）ｇＩｋ＝０１１１°ｅｘＰ（ｊψ１ｋ）ｆｌｋ
＝第６図（ａ）による再構成画像（複素数）Ｆ＋ｍ：第
６図（ａ）から得られる真の画像（１素数） ０１に：第６図（ａ）による位相歪 ｇ　ｌ　ｋ　：第６図（ｂ）による再構成画像（複素数
）Ｇｔｈ：第６図（ｂ）から得られる真の画像（複素数
） ψＩｋ：第６図（ｂ）による位相歪 法に血流による位相の変化と位相歪を分離するために、
ｆｚｈ−ｇｔｍ”　（”　：複素共役）を算出する。

次式に示す。

ｆ　Ｉｋ”　ｇ　Ｉｋ参＝　Ｆ　、ｋａ、に＊　＋　５
ｘｐ（ｊ（θ□−φ１ｋ））ここで第１図に示したステ
ップ１０２〜ステツプ１１２の処理を行ない画像上でな
めらかに変化する位相として０Ｉｋ−φ１ｋを推定する
。この推定したｆＪｌｋ−ψ□を用いてｇｌにの位相を
次式に示したように変化させる。

ｇ’　ｉｋ”　ｇ　１ｋ　”　ｅＸｐ（ｊ　（θ、−ψ
１ｋ））＝Ｇ　ｔｈ　”　ｅＸＰ（Ｊψｔｈ）　・ｅｘ
ｐ（ｊ（０１に一φ、、））＝Ｇｉｈ−ｅＸＰ（ｊｏｌ
ｋ） 以上の処理により血流による位相の変化以外のなめらか
に変化する位相歪の変化を除去することができる。よっ
てｆ＋＋＋＋　　ｇ’□を求める事により血流による位
相の変化を求める事ができ、流速測定やアンジオグラフ
ィ−を実現することができる。

〔発明の効果〕

本発明によれば、ＭＲＩ装置から得られた複素画像に含
まれる非線形位相歪を、撮影毎にファントムを用いて位
相歪を補正する事なく、撮影した画像のみで、しかも少
ない計算量で高精度に補正できる。これにより位相情報
を用いて被検体を画像化する方式（ＩＲ法、Ｄｉｘｏｎ
法等）を行なう際、より精度よく画像化できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例のフローチャート。 第２図はＭＲＩ装置のブロック構成図、第３図および第
４図は撮影手順であるパルスシーケンスを示す図、第５
図は、第１図におけるステップ１１１の補足説明図、第
６図はパルスシーケンスを示す第　３　口 ３０１　　・・／ＩＮ）’Ｌ町茨磁Ｈらｔｙルス３０２
・・デＯ°・・ 、３０４・・ｆｔネ「エンコードＶルス５ｏ７−　スピ
ンＬコー修号 第 ４０５・・１３σ ４０６・・・スピン１フ一信号 ト咬８ 早 〕

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、静磁場および傾斜磁場および高周波磁場の発生手段
   と、該発生手段を定められた手順に従つて制御する手段
   と、検査対象物における所望の検査領域からの磁気共鳴
   信号を検出する手段と、該検出信号に対して各種演算を
   行なう手段を有する磁気共鳴イメージング装置において
   、前記検出信号から複素画像を再構成し、再構成された
   複素画像上に任意形状の部分領域を設定し、設定された
   部分領域ごとに位相歪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における位相歪補正方式。 ２、前記設定する処理は、前記部分領域を重複させて設
   定する処理からなることを特徴とする第１項の磁気共鳴
   イメージング装置における位相歪補正方式。 ３、前記設定する処理は、前記部分領域を重複しないよ
   うに設定する処理からなることを特徴とする第１項の磁
   気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式。 ４、前記設定する処理は、前記部分領域の形状を矩形に
   設定する処理を含むことを特徴とする第２項または第３
   項の磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式
   。 ５、前記位相歪を補正する処理は、前記部分領域に含ま
   れる線形歪を補正する処理を含むことを特徴とする第１
   項の磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式
   。 ６、前記位相歪を補正する処理は、前記部分領域に含ま
   れる画像データをフーリエ変換する処理を含むことを特
   徴とする第１項の磁気共鳴イメージング装置における位
   相歪補正方式。 ７、前記フーリエ変換する処理は、フーリエ変換後のデ
   ータのピーク位置と、該ピーク位置での位相回転角を求
   める処理を含むことを特徴とする第６項の磁気共鳴イメ
   ージング装置における位相歪補正方式。 ８、前記位相歪を補正する処理は、前記ピーク位置とピ
   ーク位置での位相回転角を用いることを特徴とする第７
   項の磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式
   。 ９、前記位相歪を補正する処理は、部分領域内の残りの
   位相歪を補正する処理を含むことを特徴とする第８項の
   磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式。 １０、前記位相歪を補正する処理は、部分領域内の位相
   歪を最小２乗法によつて補正する処理からなることを特
   徴とする第９項の磁気共鳴イメージング装置における位
   相歪補正方式。 １１、前記位相歪を補正する処理は、部分領域内の位相
   歪を繰り返し計算によつて補正する処理からなることを
   特徴とする第９項の磁気共鳴イメージング装置における
   位相歪補正方式。 １２、前記位相歪を補正する処理は、ファントムと呼ば
   れる一様な物体を画像と同一手段で撮影し、得られた位
   相歪情報を用いて、位相歪をあらかじめ補正しておく処
   理からなることを特徴とする第１項から第１１項いずれ
   か１項の磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正
   方式。 １３、前記位相歪を補正する処理は、予め、再構成され
   た複素画像をＮ乗（Ｎは偶数）した複素画像を用いて位
   相歪を推定する処理と、推定した位相歪の１／Ｎ倍で補
   正する処理からなることを特徴とする第１項から第１１
   項いずれか１項の磁気共鳴イメージング装置における位
   相歪補正方式。 １４、前記位相歪を補正する処理をおこなつた後、さら
   にＩＲ実数画像を表示することを特徴とする第１項の磁
   気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式。 １５、前記位相歪を補正する処理をおこなつた後、さら
   に、水と脂肪分離画像を算出することを特徴とする第１
   項の磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式
   。 １６、前記位相歪を補正する処理をおこなつた後、さら
   に、血液の流速・形状を求めることを特徴とする第１項
   の核磁気共鳴イメージング装置における位相歪補正方式
   。