JPH024332A - Ｍｒｉ装置 - 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、ケミカルシフトを利用して体内の水と脂肪の
分離像を得る際の、勾配磁場印加時の渦電流に起因した
１次位相エラーを補正する方法に関する。更に詳しくは
、この補正のための１次位相係数の計算を高速化したＭ
ＲＩ　（Ｈａｏｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ＯｎａｎＣ１３Ｉｍ
ａｇｉｎｇ）における位相係数算出方法に関する。

（従来の技術） ＭＲＩにおいて、２次分の分子構造の違いにより同一核
種の共鳴周波数がずれるケミカルシフトを利用して、体
内の同一断層面を、水のみのプロトン画像と脂肪のみの
プロトン画像に分離して表示する分離イメージングがあ
る。

始めに、水と脂肪の分離イメージング方法の１つである
従来例のデイクソン法を第４図及び第５図を用いて説明
する。第４図の従来例のデイクソン法のパルスシーケン
スを表す図である。第４図において、ｔは時間軸であり
、ＲＦは静磁場方向（Ｚ方向）に向いたプロトンの磁化
ベクトルを励起するＲ　Ｆ　（Ｒａｄｉｏ−Ｆｒｅｑｕ
ｅｎｃｙ　）波であり、回転角に応じて９０°パルス、
１８０°パルスと呼ばれる。

Ｇｂ、ｉｃｅは９０°パルスと同時に印加され、断層面
の選択励起を行うスライス勾配、ＳＥは９０°パルス印
加後、静磁場方向に垂直な面（ＸＹ平面）内に、静磁場
平均−及び勾配磁場によってばらけな磁化ベクトルの位
相を、１８０°パルスで反転して再び収束した時に観測
されるスピンエコー信号（以後ＳＥ傷信号呼ぶ）である
、Ｇ−ｐｈａｓｅは位相エンコード勾配磁場、Ｇｒｅａ
ｄは周波数エンコード勾配磁場であり、例えば各々Ｘ方
向を位相、Ｘ方向を周波数情報に対応させてＳＥ傷信号
２次元の位置情報を与える。デイクソン法では、１８０
°パルスの印加するタイミングの異なる２種類のパルス
シーケンスを用いる。即ちＳ０スキヤンでは、１８０°
パルスの印加タイミングを、９Ｇ”パルスからスピンエ
コーが得られるまでの時間Ｔ６の中間の時刻とし、Ｓ１
スキヤンではＳ０スキヤン時よりε早い時刻とするうＳ
１スキヤンもスピンエコーを得る時刻は、Ｓ０スキヤン
と同しＴ８とする。

ここで、前記εは次式を満たす。

ε＝７ヨヨ７　　　　　　・・・（１）σ：水と脂肪の
ケミカルシフト量 ｆ：プロトンの共鳴周波数 第５図（ａ）、　（ｂ）はＳ、、Ｓ、スキャンはおける
水と脂肪の磁化ベクトルの位相関係を表す図である。第
５図において、Ｒｅａｌ−Ｉｍａｇｉｎａｒｙ軸による
座標系は、水の磁化ベクトルの位相を基準にした位相平
面を表す。Ｓ０スキヤンにおいては、時刻Ｔ、／２の１
８０°パルスによって位相が反転されるため、第５図（
ａ）のよう４二時刻Ｔ２で水と脂肪の磁化ベクトルの位
相が一致する。Ｓ１スキヤンにおいては、ε早（１８Ｇ
”パルスによって位相が反転されるため、脂肪の磁化ベ
クトルが２ε時間分だけ余計番こ回転し、第５図（ｂ）
のようにｔ　＝ＴＥで水と脂肪の磁化ベクトルが１８０
°の位相ずれを生じる。従って、各スキャンによって得
られ、るローデータを画像再構成した画像データは、５
０＝Ｗ＋Ｆ　　　　　　　　　　　　・・・（２）Ｓ、
＝Ｗ−Ｆ　　　　　　　　　　　　・・・（３）になる
、ここで、Ｗ（≧０）は水のプロトン密度、Ｆ（≧０）
は脂肪のプロトン密度である。そこで、Ｗ＝　（Ｓ、＋
Ｓ、）／２　　　　　　−（４）Ｐ　”　　＜　Ｓｏ　
　　Ｓｔ　　）　、／　２”・（５）を各ピクセル毎に
計算することによって、水と脂肪を分離した画像を得る
ことができる。

しかし、実際の８１スキヤンデータには、静磁場不均一
等による位相のずれ成分が加わる。このような位相ずれ
成分があると、（４）、　（５）式での水と脂肪成分の
分離ができず、シェーディング等の分離エラーが生じる
。そこで、静磁場不均一による位相ずれ成分に対しては
、均一な水ファントムを用いて、予め静磁場不均一分布
を測定し、この情報を用いてＳ１スキヤンの位相ずれ成
分を除去して補正する。しかし、周波数エンコード勾配
磁場印加時にマグネットボア材等に誘起される渦電流に
よって、矩形の勾配磁場Ｇｒｅａｄの立ち下りが第４図
点線部のように鈍り、残り勾配が生じる。

このため、Ｓ１スキヤン時のＳ　Ｅ　（ｚ号のエコーセ
ンターが点線のようにδすれ、データサンプリング点が
ずれるため、Ｓ１スキヤンデータには、更に１次位相エ
ラー成分が含まれる。

以下、この１次位相エラーの補正方法を説明する。第６
図（ａ）、　（ｂ）、　（Ｃ）は、従来例の１次位相エ
ラーの位相補正方法の説明図である。始めに、Ｓ１スキ
ヤン時のローデータを２次元フーリエ変換したデータの
位相Ｐ　（ｒ、ｗ）　　（１≦ｒ、ｗ≦２５６）を各ピ
クセル毎に計算し、第６図（ａ）のように、２５６　ｘ
２５６個のマトリックスデータによる位相像を求める。

ここで、ｒは周波数エンコード（Ｘ軸）方向、Ｗは位相
エンコード（Ｙ軸）方向を表している。この位相像の１
つの位相エンコード上の位相を周波数エンコードに対し
てプロットしたものが第６図ｆｂ）である。第６図（ｂ
）のように、残り勾配による周波数エンコード方向の位
相ずれは、周波数エンコード量にほぼ比例して大きくな
る。

この位相ずれの１次係数を求めるために、始めに、ノイ
ズレベルを設定し、ノイズピクセルを検出して除外する
。ここで、位相の値の範囲は、−πからπまでであるた
め、この範囲を越えると図のように、位相が折り返る位
相飛びが生じる。このなめ、次にこの位相飛びの生じて
いるピクセルを検出してそれ以降のデータに２πの位相
を加え、折り返しを元に戻す０次に、各周波数エンコー
ドライン毎に位相エンコード方向の位相平均値を求、め
る。この位相平均値を周波数エンコードに対してプロッ
トしたものが第６図（Ｃ）である。最後に、各周波数エ
ンコードの位相平均値に対して、ｗ＝１〜２５６まで全
てがノイズであるノイズラインを検出して除去した後、
最小２乗法による１次回帰直線を求め、この直線の傾き
に従って、Ｓ１画像データに含まれている１次位相エラ
ー成分を補正する。

（発明が解決しようとする課題） しかし、上記のような位相係数算出方法においては以下
の問題点がある。１次回帰直線を求める作業自体は、周
波数エンコード方向のみの１次元データであるため、短
時間で処理できる。しかし、前記位相飛びピクセルを検
出する作業と、位相飛びピクセル以降に２πを加える作
業は、後で各周波数エンコードの位相平均値を求めるな
め、各位相エンコードライン毎に処理しなければならな
い。

従って、２５６回も位相像から必要なデータの出し入れ
をしなければならず、この処理に多くの時間を必要とす
るという欠点がある。又、この作業は位相飛びピクセル
を検出する度に補正して行くため、その数が多ければ多
いほど処理時間が長くなる。更に、各周波数エンコード
ライン毎に位相エンコード方向の位相平均値を求める作
業も、その後の１次回帰作業のため２５６ライン全てに
関して順次行わなければならず、長い時間を必要とする
。

このように、ノイズピクセルの検出と除去、位相飛びピ
クセルの検出と補正、位相平均値の算出という準備作業
に多くの時間を必要とし、全体として１次位相係数の算
出が短時間で行えないという問題がある。

本発明は、前記問題点を解消し、１次位相係数を求める
ため各作業を高速化し、短時間で１次位相係数を算出で
きるＭＲＩにおける位相係数算出方法を提供することに
ある。

（課題を解決するための手段） 周波数エンコード方向の１次位相エラーを補正し、２次
分の分Ｍ（ｔ、を得るＭＲＩにおける位相係数算出方法
において、以下の過程からなることを特徴とする。

スピンエコー信号からのスキャンデータを２次元フーリ
エ変換したデータマトリックスに対してａ、ノイズレベ
ルを設定し、このノイズレベルと各ピクセルの画素値と
比較して、ノイズピクセルとシグナルピクセルに２値化
したシグナルファイルを作成する過程。

ｂ、周波数エンコード方向の隣接ピクセル間の位相差を
求め、この位相差の中でノイズピクセルの関与したもの
を、前記シグナルファイルに基づき除去した位相差ファ
イルを作成する過程。

Ｃ１位相飛びレベルを設定し、前記位相差ファイルに基
づき、位相飛びピクセルを抽出した位相飛びファイルを
作成する過程。

ｄ、この位相飛びファイルに基づき、前記位相差ファイ
ルに対して、位相飛びの補正を施す過程。

ｅ、この補正された位相差ファイルに基づき、平均位相
差から１次位相係数を算出する過程。

（作用） ノイズピクセル除去用のシグナルファイル、位相飛び検
出及び１次位相係数算出用の隣接ピクセル間の位相差フ
ァイル、位相飛び補正用の位相飛びファイルを各々作成
し、ノイズピクセルの関与した位相差の除去、位相飛び
ピクセルの検出と補正、平均位相差による１次位相係数
の算出を行う。

このため、各処理過程を周波数エンコード又は位相エン
コードの各ライン毎に行わず１次元化したデータとして
扱って処理できるため、各処理の高速化が可能になる。

（実施例） 以下、図面を参照して本発明について詳細に説明する。

デイクソン法によるスキャンシーケンスは従来例と同様
なため、ここでの説明を省略する。

以下、Ｓ１スキヤンデータに含まれる１次位相エラーの
位相係数算出方法について説明する。ここで、Ｓ１スキ
ャン時のローデータをＲ（ｋｒ、ｋｗ）（１≦ｋｒ、ｋ
ｗ≦２５６　）　、２次元フーリエ変換後のイメ−ジデ
ータをＩ　［Ｘ、Ｙ）　　（１≦Ｘ、Ｙ　≦２５６　）
、Ｉ　（Ｘ、Ｙ）の位相を各ピクセル毎に計算した位相
ファイルをＰ　（ｒ、ｗ）　　（１≦ｒ、Ｗ≦２５６）
とする、ｒ（周波数エンコード軸）とＸ（Ｘ軸）、Ｗ（
位相エンコード軸）とＹ（Ｙ軸）は１対１に対応してい
る。第１図は本願発明の一実施例の位相係数算出方法を
表すフローチャートである。始めに、ローデータからノ
イズレベルＮ　１ｅｖｅｌを設定する。

第２図はデータ平面上のローデータを表す図である。第
２図における座標は、横軸が時間、縦軸が位相エンコー
ド量に対応している０位相エンコード量の大きい所のロ
ーデータは、はとんどがノイズであることからこの領域
のデータを、周波数エンコード方向に１次元逆フーリエ
変換を施し、その結果を絶対値処理したデータの平均値
Ｍｅａｎと分散σを求める。前記ノイズレベルＮ＋ｅｖ
ｅ＋はＮ　ｅｖｅｌ　＝Ｈｅａｎ＋　３．５ａとする。

σの係数を３．５とすることで、ノイズの９９、８％が
Ｎ１ｅｖｅｌに含まれる。

このノイズレベルＮ１ｅｖｅｌ　と各ピクセルのイメー
ジデータＩ　（Ｘ、’／）の絶対値とを比較して、ノイ
ズレベルＮＩｅＶｅ１以上を１、ノイズレベルＮ１ａＶ
ｅ１未満を０としたシグナルファイルＳ　（ｒ、ｗ）（
１≦ｒ、ｗ≦２５６）を作成する。

次に、周波数エンコード方向の隣接ピクセル間の位相差
ファイルΔθ　（ｒ’、ｖ）　　（１≦「≦２５５゜１
≦Ｗ≦２５６）を次式に従って作成する。

Δ　θ　　（ｒ’、ｗ）　　＝　　（Ｐ　　（ｒ＋１．
ｗ）　　−Ｐ　　（ｒ、ｗ）　　）ｘ　Ｓ　（ｒ＋１．
ｗ）　ｘ　Ｓ　（ｒ、ｗ）ここで、シグナルファイルＳ
（ｒ、ｗ）は、ノイズレベル未満をＯとしているため、
前記隣接両ピクセルの内どちらか一方がノイズピクセル
の場合は、Δθ　（ｒ’、ｗ）は０となり、ノイズピク
セルの関与している位相差を、位相差ファイルΔθ　（
ｒ’、ｗ）の作成と同時に除外することができる。こめ
処理において、予め周波数エンコード方向に１ピクセル
分ずらした位相データファイル　Ｐ　’（ｒ、ｗ）＝Ｐ
　（ｒ＋１．ｗ）及びシグナルファイル　Ｓ　’（ｒ、
ｗ）＝Ｓ　（ｒ＋１．ｗ）を用意しておくと、より処理
時間を雉かくすることができる。

次に、この位相差ファイルΔθ　（ｒ’、ｗ）に基づき
、位相飛びピクセルと非位相飛びピクセルに位相飛び方
向を含めて３値化した位相飛びファイルＬ（ｒ’ｗ）（
１≦ｒ°≦２５５．１≦Ｗ≦２５６）を次式に従って作
成する。

Ｌ　（ｒ’、Ｗ）＝　Ｉ　ＮＴ　（Δθ　（ｒ’、Ｗ）
　／θ１ｅｖｅｌ　）ここで、ＩＮＴは小数点以下切捨
て型の整数化関数である。従って、位相飛びレベルθｌ
　ｅｖｅ　ｌを１．５πとすると、位相差が１．５π以
上が１．１．５π以下が−１、その他かＯに３値化され
る。

次に、この位相飛びファイルｔ、（ｒ’、ｗ）に−２π
を掛けた補正用ファイル Ｌ　’（ｒ’、ｗ）　＝　Ｌ　（ｒ’、ｗ）ｘ　（−２
ｙｒ　）を作成する。

次に、位相差ファイルΔθ　（１・、Ｗ）に対して、こ
の補正用ファイルを用いて、各位相差ごとに位相飛び補
正を次式に従って施す。

Δ　θ　’　　　（ｒ’、ｗ）＝　　Δ　θ　　（ｒ’
、ｗ）　　　−ト　Ｌ　　’　　（ｒ’、ｗ）第３図は
本実施例の位相係数算出方法による位相飛び補正を表す
図である。図のように、位相飛びピクセル部分の位相差
Δθ（４，ｗ）は、位相飛びレベルの１．５πを越えて
いる。従って、Ｌｆ４．ｗ）＝　Ｉ　ＮＴ　　（Δθ（
４，ｗ）／１．５　　）＝　−１Ｌ　１４．ｗ）＝　Ｌ
　（４，ｗ）ｘ　　（−２π）＝２πΔθ’（４，Ｗ）
＝Δθ（４，ｗ）＋　Ｌ　’（４，ｖ）＝０．２　　π
と補正される。このように隣接ピクセル間の位相差が１
．５πを越えるものは、位相飛び部分として抽出し、こ
の位相差のみに対して位相飛び方向に応じて＋２π又は
−２πの位相飛び補正を行う。

最後に、位相飛び補正された位相差ファイルΔθ’（ｒ
’、ｖ）に基づき、全位相差の平均値を求め、これを１
次位相係数とする。

このように本実施例の位相係数算出においては、１次回
帰直線による方法と異なり、隣接ピクセル間の平均位相
差から１次位相係数を算出しており、ノイズピクセルの
除去及び位相飛びピクセルの補正生業は予め必要なファ
イルを作成して行っている。従って、各処理を位相エン
コードライン、又は、周波数エンコードラインごとに行
う必要がないため、各々の計算処理は、必要なデータを
１次元のデータとして扱かい、−度に行うことができる
。即ち、位相ファイルは、Ｐ　（１，１）、　Ｐ　（２
，１）・・、　　Ｐ（２５６，１）、Ｐ（１，２）、・
・・、　　Ｐ　（２５６，２５６）のように１次元のデ
ータとして並替えて、その後の位相差の算出等の全処理
を行うことができる。従って、各処理をＦ　Ｐ　Ｕ　（
Ｆａｓｔ　ＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）化、即ち並
列高速化処理か可能になり、各処理毎に２５６回も位相
像から必要なデータの出し入れをする必要がなく、従来
例の最小２乗法による１次回帰直線を求める方法に比較
して、約１／１００のオーダーの時間で処理できる。又
、本実施例の位相係数算出方法では、位相飛びピクセル
の数は処理時間にほとんど関与しない。

尚、本発明は上記実施例に限定するものではなく、特許
請求の範囲内で種々の変形が可能である。

本実施例では２５６　ｘ２５６データマトリツクスにつ
いて説明したか、ｂ、２　ｘｂ、２等の他のデータマト
リックスでも良い。この場合でも、データ数は４倍にな
るが、処理時間は約２倍にしかならない。

（発明の効果） 以上の説明の通り、本発明のＭＲＩにおける位相係数算
出方法によれば、以下の効果が得られる。

即ち、ノイズピクセル除去用のシグナルファイル、位相
飛び検出及び１次位相係数算出用の隣接ピクセル間の位
相差ファイル、位相飛び補正用の位相飛びファイルを各
々作成し、ノイズピクセルの関与した位相差の除去、位
相飛びピクセルの検出と補圧、平均位相差による１次位
相係数の算出という作業を行う、各過程は周波数エンコ
ード又は位相エンコードの各ライン毎に行わず１次元化
したデータとして扱って処理できるため、ＦＰＵによる
並列高速化処理が可能になる。従って、位相像から必要
なデータの出し入れ回数が減少し、高速処理か可能にな
る。又、予め必要なファイルを作り、ノイズピクセルの
除去及び位相飛びとクセルの補正作業を行うため、ノイ
ズピクセル及び位相飛びピクセルの数が増加しても、処
理時間にほとんど聞手しない。更に、データマトリック
スか大きくなっても、処理時間を長時間化させることが
ない。従って、全体として１次位相係数の算出を短時間
で行うことができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本願発明の一実施例の位相係数算出方法を表す
フローチャート、第２図はデータ空間上のスキャンデー
タを表す図、第３図は本願発明の一実施例の位相係数算
出方法による位相飛び補正例を表す図、第４図は従来例
のデイクソン法のパルスシーケンスを表す図、第５図は
従来例のデイクソン法における水と脂肪の磁化ベクトル
の位相関係を表す図、第６図（ａ）、　（ｂ）、　（Ｃ
）は従来例の位相係数算出方法を表す図である。

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）Ｚ軸方向に略一様な静磁場を印加し、この静磁場
   中の被検体にＺ軸に垂直な方向から９０°のＲＦパルス
   を印加した後、前記静磁場に周波数エンコード勾配磁場
   と位相エンコード勾配磁場を重畳し、所定の２種類の時
   間後に１８０°のＲＦパルスを印加し、被検体からのス
   ピンエコー信号を受信し、このスピンエコー信号からの
   スキャンデータを２次元フーリエ変換したデータマトリ
   ックスに対して、前記周波数エンコード方向の１次位相
   エラーを補正するＭＲＩにおける位相係数算出方法にお
   いて、以下の過程からなることを特徴とするＭＲＩにお
   ける位相係数算出方法。 ａ、前記データマトリックスに対してノイズレベルを設
   定し、このノイズレベルと各ピクセルの画素値と比較し
   て、ノイズピクセルとシグナルピクセルに２値化したシ
   グナルファイルを作成する過程。 ｂ、周波数エンコード方向の隣接ピクセル間の位相差を
   求め、この位相差の中でノイズピクセルの関与したもの
   を、前記シグナルファイルに基づき除去した位相差ファ
   イルを作成する過程。 ｃ、位相飛びレベルを設定し、前記位相差ファイルに基
   づき、位相飛びピクセルを抽出した位相飛びファイルを
   作成する過程。 ｄ、この位相飛びファイルに基づき、前記位相差ファイ
   ルに対して、位相飛びの補正を施す過程。 ｅ、この補正された位相差ファイルに基づき、平均位相
   差から１次位相係数を算出する過程。
2. （２）前記ノイズレベルは、位相エンコード量の大きな
   領域のスキャンデータから算出することを特徴とする請
   求項（１）記載のＭＲＩにおける位相係数算出方法。
3. （３）前記ノイズピクセルの関与した位相差の除去は、
   ノイズレベル以上を１、ノイズレベル未満を０としたシ
   グナルファイル中の前記隣接両ピクセル分のデータと、
   両ピクセル間の位相差の積をとることにより行うことを
   特徴とする請求項（１）記載のＭＲＩにおける位相係数
   算出方法。
4. （４）前記隣接ピクセル間の位相差及び位相差の中でノ
   イズピクセルの関与したものを除去する計算は、予め周
   波数エンコード方向に１ピクセル分ずらした位相データ
   ファイル及びシグナルファイルを用意して行うことを特
   徴とする請求項（１）記載のＭＲＩにおける位相係数算
   出方法。
5. （５）前記位相飛びの補正は、前記位相差ファイルを位
   相飛びレベルで徐した結果が、１以上のものを１、−１
   以下のものを−１、その他を０とした位相飛びファイル
   全体に−２πを積した補正用ファイルを作成し、前記位
   相差ファイルと補正用ファイルの和をとることにより行
   うことを特徴とする請求項（１）記載のＭＲＩにおける
   位相係数算出方法。