WO2002013693A1 - Magnetic resonance imaging device and method - Google Patents

Description

明 細 書 磁気共鳴ィメージング装置およぴ方法 技術分野

この発明は磁気共鳴イメージング装置 （以下、 MRI装置という） および方法に関 し、 特に水、 脂肪の分離撮影の自動化を図った MRI装置および方法に関する。 背景技術

現在 MRI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、 励起状態の緩和減少の空間 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。

プロトンは、 人体組織において水や脂肪中に存在するが、 その結合形態によつ てケミカルシフトが異なる。 このケミカルシフトの差を利用して水中のプロトン の画像と脂肪中のプロトンの画像とを分離して描画しょうとする試みがなされて いる。 例えば、 脂肪を抑制した画像を得る方法の一例として、 エコー時間 （TE) の異なる画像を複数枚取得し、 演算により水 ·脂肪分離画像を得る方法があげら れる。 その代表的な方法として、 「 "Simple Proton Spectroscopic Imaging" ； W. Thomas Dixon他 ； RADIOLOGY, Vol. 153, 189—194 (1984) 」 に述べられている方 法がある （以下、 ディクソン法という） 。 このディクソン法の他に、.演算により 水 ·脂肪分離画像を得る方法として、 以下の文献に記されている方法が知られて いる： 「 Water-Fat Imaging wi th Three-Point Di rect Phase Encoding ； Qing-San Xiang and Li An; Proc. , SMR 3rd Meeting, 658 (1995) J 、 Γ "Quadrature 2- point Water-Fat Imaging" ； Li An and Qing-San Xiang; Proc. , ISMRM 4th Scientific Meeting, 1541 (1996) 」 、 「Water - Fat Imaging with Three-Orthogonal -Phase Acquisi tions ； Li An and Qing-San Xiang; Proc. , ISMRM 6th Scientific Meeting, 1866 (1998) J 。

これらの方法は、原子核スピンを励起してから信号を発生させるまでの時間（ェ コ一時間 TE) が異なる複数のエコー信号から複数枚の画像データを取得し、 取得 した画像データの演算によって水信号と脂肪信号を分離し、 画像化する方法とい う点が共通している。

このように TEの異なる複数の信号から作成した複数の画像間の演算によって 水，脂肪分離画像を得る方法では、 次のような問題がある。 一つは、 静磁場の不 均一や局所的な磁場の乱れ等により、 信号に意図しない位相ずれが生じるという 問題であり、 別の問題は、 演算で得た画像が水画像、 脂肪画像のいずれであるか 判別できないという問題である。

最初の問題は、 静磁場を発生する磁石のひずみや磁石自体の性能の限界による 他、 被検体を揷入したときに、 被検体の部位ごとに磁化率が異なることによって 生じる場合もある。 MRI画像の視野 （Field of View： F0V) 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。 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、 正しい結果が得られなくなる。

上述した水 ·脂肪分離において、 静磁場不均一に起因する位相ずれの問題を解 決する手法として、ディクソン法に静磁場不均一の影響を補正する機能を加えた 2 点ディクソン法や 3点ディクソン法が提案されている（例えば「 "Two— Point Dixon Technique for Water― Fat Signal Decomposi ti on wi th BO In homogenei ty Correction" ； Bernard D. Cooms他； Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 38, 884- 889 (1997) 」 ） 。

この方法を 2点ディクソン法について説明する。 2点ディクソン法では、 図 1に 示すように水プロトンと脂肪プロトンとがそのケミカルシフトの差に起因して位 相が同位相となるタイミングと逆位相となるタイミングで信号を取得する。 なお 図中、 102、 103はそれぞれエコー信号 Sl、 S2を発生させるための傾斜磁場パルス であり、信号 S1には水プロトンからの信号成分 105と、脂肪プロトンからの信号成 分 104が含まれ、 信号 S2には水プロトンからの信号成分 107と、 脂肪プロトンから の信号成分 106が含まれる。

ここで第 1のエコー信号 （第 1エコー） S1を取得するタイミングは、 水プロト ンと脂肪プロトンとの共鳴周波数の差を A fとし、 2て = 1 / A fとすると、 高周 波磁場パルス 101から 2 nて （nは正の整数、 以下同じ） 経過後であり、 第 2のェコ 一信号 （第 2エコー） S2を取得するタイミングは、 第 1エコーからて経過後であ る。

ここで高周波磁場パルス 101から第 1及び第 2エコー取得までに、上述した静磁 場不均一等による位相ずれがない場合には、 次式によって第 1エコー信号から得 た画像 （第 1エコー画像） と第 2エコーから得た画像 （第 2エコー画像） との演 算により水画像と脂肪画像が得られる。

SKx.y) =W(x,y) +F(x,y) (1 )

S2(x,y) =W(x,y) -F(x,y) (2)

Sl(x.y) +S2(x,y) =2W(x,y) (3)

SKx.y) -S2(x,y) =2F(x,y) (4)

式中、 Sl(x，y) は第 1エコー、 S2(x,y) は第 2ェコ、 W(x,y) 、 F(x，y) はそれぞ れ各信号における水による信号の大きさと脂肪による信号の大きさを表す。 ところが位相ずれがある場合には、 第 1エコー信号、 第 2エコー信号は次のよ うになる。 '

Sl(x,y) = (W(x,y) +F(x,y)) exp (i(a(x,y))) (5)

S2(x,y) = (W(x,y) -F(x,y)) exp (i(a(x,y) +iHx,y))) (6)

式中、 a (x，y) は RFのベクトル方向の不均一等に起因する時間に依存しない位相 回転成分であり、 図 1に示すダラディエントエコー （GrE) シーケンスの場合には 静磁場不均一によって時間 TE (ここでは 2 nて） に生じる位相回転成分を含む。 φ

(x,y) は静磁場不均一による位相回転の成分である。

このように、 静磁場不均一がある場合、 第 1エコーと第 2エコーとの位相に差 が生じ、 式 （3) 及び （4) のような単純な加算，減算では水信号と脂肪信号を 分離することができない。 そこで静磁場不均一の影響を補正する機能を加えたデ イクソン法では、 まず 2つのエコー間の演算によって静磁場不均一に起因する位 相ずれ (6 (x,y) を求め、 この位相ずれを補正した上で、 加算 ·減算による水 -脂 肪分離を行う。

この静磁場補正付き 2点ディクソン法は、位相ずれを求めるために、 S2画像にお いて、 水の信号と脂肪の信号の位相差が 7Γであることを利用する。 すなわち、 π は 2倍すると 2 ?rとなり、 主値回りを考慮すると、 全く回転していないのと等値に なる。 そこで、 S2 (x，y) から Sl (x, y) の位相を差し引き、 残った位相を 2倍するこ とによって、 静磁場不均一マップを求めることができる。

尚、 3点ディクソン法は、図 2に示すようにエコー時間が異なる 3つの信号 Sl、 S2、 S3を取得し、 水信号と脂肪信号が同位相になっている第 1エコー S1と第 3ェ コー S3との比から位相回転量 2 ø (x，y) を求めるものである。 図 2において、 202、 203、 204はそれぞれエコー信号 Sl、 S2、 S3を発生させるための傾斜磁場パルスで あり、 206、 209、 212は水信号、 205、 208、 211は脂肪信号である。

このような静磁場補正付きディクソン法において静磁場不均一による位相回転 量を求める際には、 主値回りを除く処理、 すなわちアンラップあるいは巻き戻し と呼ばれる処理を行う必要が生じる。 アンラップ処理の方法は、上記の文献の他、 以下に示す文献に記されている。 「 "Di rect Calculation of Wrap-Free Phase Image ； M. Patel and X. Hu； Proceedings of Annual Meet ings of the Society of Magnetic Resonance in Medicine ( = SMRM) , No. 721, 1993」， 「 "Phase unwrapping in the Three Point Dixon Method for Fat Suppression MR Imaging" ； Jerzy Szmowski et al. ； Radiology, Vol. 192, 555- 561 (1994) 」 。

しかし、 このアンラップ （巻き戻し） はノイズの影響を受けやすいという問題 がある。特に 2点ディクソン法では、第 2エコー信号は水プロトンと脂肪プロトン が逆位相になるタイミングで取得するため、 信号は水信号と脂肪信号との差信号 となり、 その強さが非常に小さくなりノイズの影響が強くなる。 ノイズの影響を 除去するためには、 ノィズの影響がでやすい領域をマスクしてアンラップ処理を 行わないようにする等の工夫が必要となるが、 ノィズの影響がでやすい領域は画 像によって異なるためアンラップ処理毎に適切なノィズ除去マスクを設定し、 選 択することは困難であった。

次に演算で得た画像が水画像、 脂肪画像のいずれであるか判別できないという 第 2の問題については、 アンラップ処理に伴う 2 η 7Γの位相オフセッ トを解消す るようにアンラップの開始点を適正化することにより理論的には区別可能になる しかしアンラップの開始点を自動的に適正化する手法はなく、 開始点を目で見て 指定したり、 得られた画像を見て、 どちらが水画像であるか決定するなど、 水 - 脂肪分離画像の自動化はこれまで実現されていない。

そこで本発明は、 エコー時間の異なる複数のエコー信号から得た画像間の演算 によって水画像及び脂肪画像を取得する機能を備えた MRI装置において、適切なァ ンラップ処理を含む静磁場補正が可能であり、 また水画像と脂肪画像との自動判 別が可能である MRI装置を提供することを目的とする。 これにより水 ·脂肪分離画 像取得の自動化が可能である MRI装置を提供することを目的とする。

また本発明は、静磁場補正処理を含む MRI装置のイメージング方法において、 ァ ンラップ処理を自動的に適正化することができる MRI方法を提供することを目的 とする。 発明の開示

上記課題を解決するために、本発明の第 1の態様による MRI装置は、静磁場が形 成された空間に高周波磁場、 傾斜磁場をそれぞれ発生する磁場発生手段と、 前記 空間に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出し、 画像を再構成する 信号処理手段と、再構成された画像を表示する表示手段とを備えた MRI装置におい て、 前記信号処理手段は、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までの時 間 （TE) が異なる少なくとも 2種以上の核磁気共鳴信号を用いて、 信号間の位相 ずれ分布を求める演算と、 その演算において生じる主値回りを補正するアンラッ プ処理とを行い、 その際、 アンラップ処理の状況を示す指標を用いて、 アンラッ プ処理の適否を判断することを特徴とする。

本発明のアンラップ処理では、 複数のノイズ除去マスクを採用し、 これを段階 的に適用する。 そしてアンラップ処理の進行と同時にアンラップ処理において矛 盾が発生したか否かを表す指標を作成し、 この指標をもとにアンラップ処理の適 否を判断する。 アンラップ処理が不適と判断された場合には、 ノイズ除去マスク の種類を追加し或いはマスクのパラメータ （マスクを作成する際に使用するしき い値など） を変更して、 アンラップ処理を行う。 アンラップの処理状況を示す指 標により処理が適切であると判断されたときにそのアンラップ処理結果を位相ず れ分布とする。 ここで求められる位相ずれ分布は、 典型的には静磁場不均一等に よるものであるが、 局所的な位相の乱れ等を含む場合もある。 本発明のアンラップ処理で用いるノィズ除去マスクとしては、第 1エコー信号の 絶対値画像から作成したもの、第 2ェコ一信号の絶対値画像から作成したもの、 ま たは、 その両方を用いて作成したもののうちのいずれか、 またはそれらの組み合 わせがある。

また本発明のアンラップ処理で用いるノイズ除去マスクとして、 静磁場不均一 による位相回転量の分布を表すマップ上に閉曲線をとり、 閉曲線上一周の位相差 分をとつたときの値が 2η ττ (ηは正の整数） ならば、 その閉曲線上の点をマスクす る、 という方法で、 画像全体を走査したときに得られるマスク （以下、 ループマ スクという） も使用することができる。 ループマスクは、 上述した第 1エコーの 絶対値画像及び/又は第 2ェコ一の絶対値画像から作成したマスクと併用して用 • いることもできる。

上述した本発明の第 1の態様は、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生 までの時間 （ΤΕ) が異なる少なく とも 2種以上の核磁気共鳴信号を用いて、 信号 間の演算によりケミカルシフ トの異なる 2種の原子核スピンについての画像を再 構成する機能を備えた MRI装置に適用することができる。

即ち、 この MRI装置は、 前記信号処理手段が、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴 信号の発生までの時間 （ΤΕ) が異なる少なくとも 2種以上の核磁気共鳴信号を用 いて、 信号間の位相ずれ分布を求める演算と、 その演算において生じる主値回り を補正するアンラップ処理とを行い、 その際、 アンラップ処理の状況を示す指標 を用いて、 アンラップ処理の適否を判断する処理を行い、 適切にアンラップ処理 された位相ずれ分布に基づき前記核磁気共鳴信号を補正した後、 信号間の演算に よりケミカルシフトの異なる 2種の原子核スピンについての画像を再構成するこ とを特徴とする。

また本発明の第 2の態様による MRI装置は、静磁場が形成された空間に高周波磁 場、 傾斜磁場をそれぞれ発生する磁場発生手段と、 前記空間に置かれた被検体か ら発生する核磁気共鳴信号を検出し、 画像を再構成する信号処理手段と、 再構成 された画像を表示する表示手段とを備えた MRI装置において、前記信号処理手段は、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までの時間 （ΤΕ) が異なる少なくと も 2種以上の核磁気共鳴信号を用いて、 2以上の原画像を再構成し、 これら原画 像間の演算によりケミカルシフトの異なる 2種の原子核スピンについての 2種の 表示画像を再構成し、得られた 2種の表示画像と 2種の原子核スピンとの対応を、 前記 2以上の原画像の画素値の比及び/又は 2種の表示画像の画素値から自動判 別することを特徴とする。

エコー時間が異なる信号から得られた画像 （原画像） 間の演算 （加算と減算） によって 2種の画像 （表示画像） を再構成する場合に、 2つの指標、 即ち （1 ) 2以上の原画像の画素値の比、 及び （2 ) 2種の表示画像の画素値を用いること により、 確実に表示画像の種類を判別することができる。 これら 2つの指標は、 具体的には （1 ) 原画像を加算することにより得られる加算画像および原画像を 減算することにより得られる減算画像からそれぞれ抽出された高信号領域におけ る、 2つの原画像の信号値の比を比較するこど、 （2 ) 加算画像および減算画像 からそれぞれ抽出された高信号領域における画素値を比較すること、 である。

2種の表示画像は、 典型的には水画像と脂肪画像であるが、 水とシリ コン、 水 と NAA等、ケミカルシフト差を利用できるものであれば適用することが可能である _c さらに本発明の MRI装置は、静磁場が形成された空間に高周波磁場、傾斜磁場を それぞれ発生する磁場発生手段と、 前記空間に置かれた被検体から発生する核磁 気共鳴信号を検出し、 画像を再構成する信号処理手段と、 再構成された画像を表 示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、 前記信号処理手 段は、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までの時間 （TE) が異なる少 なくとも 2種以上の核磁気共鳴信号を用いて、 信号間の位相ずれ分布を求める演 算と、 その演算において生じる主値回りを補正するアンラップ処理とを行い、 そ の際、 アンラップ処理の状況を示す指標を用いて、 アンラップ処理の適否を判断 する処理を行い、 適切にアンラップ処理されたと判断した位相ずれ分布に基づき 補正した核磁気共鳴信号を用いて、 2以上の原画像を再構成し、 これら原画像間 の演算によりケミカルシフトの異なる 2種の原子核スピンについての 2種の表示 画像を再構成し、 得られた 2種の表示画像と 2種の原子核スピンとの対応を、 前 記 2以上の原画像の画素値の比及び 又は 2種の表示画像の画素値から自動判別 することを特徴とする。

この MRI装置は、 エコー時間が異なる信号から得られた画像 （原画像） 間の演算 一

によって 2種の画像 （表示画像） を再構成する場合に、 アンラップ処理の自動適 正化処理と表示画像の自動判別処理を組み込んだことにより、 自動化を図ること ができる。

本発明の MRI装置は、 静磁場補正付き 2点デイクソン法に好適に適用することが でき、 これにより全自動で水、 脂肪分離画像を得ることができる。 また 2点デイク ソン法は、 3点ディクソン法に比べ計測時間が短く、 シーケンスの繰り返し時間 (TR) を短くすることができる。 また同じ TRであればマルチスライスで取得でき る画像枚数を多くすることができる。さらに 2つのデータ間で位相を直接補正する ため、 渦電流等の影響を 100%排除できる。 そのため、静磁場不均一や傾斜磁場コ ィルによる磁場の乱れの多いオープン MR装置に好適である。 図面の簡単な説明

図 1は 2点ディクソン法におけるデータ取得タィムチャート。

図 2は 3点ディクソン法におけるデータ取得タィムチャート。

図 3は本発明が適用される MRI装置の概要を示す図。

図 4は本発明で採用する 2点ディクソン法におけるデータ取得タイムチヤ一ト。 図 5は本発明による静磁場補正付きディクソン法の処理フローの一例を示す図 _c 図 6は本発明による位相 2¾ マップ作成フローの一例を示す図。

図 7 (a)、 (b) は本発明によるループマスクを説明する図。

図 8 (a)〜 （d) は本発明によるアンラップ処理状況を画像化して示した図。 図 9 (a)〜 （； f ) は本発明によるアンラップ処理状況マップの作成方法を説明 する図。

図 10は本発明によるアンラップ自動処理フローの一実施例を示す図。

図 1 l (a：)〜 （c) は本発明によるアンラップ処理後の位相整合状況を画像化 して示した図。

図 12は本発明によるアンラップ自動処理フローの他の実施例を示す図。

図 1 3 (a)、 (b) は図 12の処理フローにおけるアンラップ処理の広がり計 測を画像化して示した図。

図 14は本発明によるアンラップ適否判定処理のーステップを画像化して説明 する図。

図 1 5は本発明によるアンラップ自動処理フローのさらに別の実施例を示す図 c 図 1 6は図 5の静磁場補正付きディクソン法の処理フローにマトリクス縮小ス テップを組み込んだフローを示す図。

図 1 7は図 1 6におけるマトリクスの縮小方法を説明する図。

図 1 8 ( a )、 ( b ) は本発明で採用する 3点ディ クソン法におけるデータ取得 タイムチャート。

図 1 9 ( a：)〜 （e ) は本発明による水 ·脂肪画像自動判別アルゴリズムの一例 を画像化して説明する図。

図 2 0 ( a )〜 （f ) は本発明による水 ·脂肪画像自動判別アルゴリズムの他の 例を画像化して説明する図。 発明を実施するための最良の形態

以下、 本発明の実施形態を図面を参照して説明する。 なお、 以下の説明で使用 する図面のうち、 図 8、 図 1 1、 図 1 3、 図 1 4、 図 1 9及び図 2 0は、 本実施 形態の処理において画像化したものの写真である。

図 3は、 本発明が適用される MRI装置の構成である。 この MRI装置は、 被検体 301 の周囲の空間に静磁場を発生する磁石 302と、 この空間に X、 Y、 Ζの 3方向の磁場勾 配を与える傾斜磁場コィル 303と、 被検体 301の組織を構成する原子の原子核スピ ンに核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を発生する RFコィル 304と、この核 磁気共鳴によって被検体 301が発生する NMR信号を検出する RFプローブ 305とを備 えている。 さらに傾斜磁場コイル 303の電源である傾斜磁場電源 309と、 RFコイル 304を駆動する送信部 310と、 RFプローブ 305からの題 R信号を検出するための信号 検出部 306及び信号を処理する信号処理部 307と、 これら傾斜磁場電源 309、信号検 出部 306、 信号処理部 307を制御する制御部 311と、 信号処理部 307の処理結果を表 示する表示部 308とを備えている。べッ ド 312は被検体 301が横たわるためのもので ある。

このような構成において、磁石 302によって形成された均一な静磁場空間に被検 体 301を搬入後、 RF送信部 310の信号に応じて RFコイル 304は被検体組織を構成する 原子の原子核スピン （以下、 単にスピンという） に核磁気共鳴を生じさせる周波 数の高周波磁場を発生する。 対象とするスピンは、 この実施形態では、 被検体 301 の主たる構成物質、 プロトンである。

傾斜磁場コイル 303は、 X、 Y、 Ζ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。この傾斜磁場によって 被検体 301の核磁気共鳴を生じさせる領域を選択するとともに、 NMR信号に位置情 報を付与することができる。

RFプローブ 305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、 また計算により画像信号に変換される。 画像は表示部 308で表示される。 上述した高周波磁場及び傾斜磁場の発生、題 R信号の計測を制御する制御のタイ ムチャートは、 パルスシーケンスと呼ばれ、 予め設定されたプログラムとして制 御部 31 1に収納されている。 以下、 説明する本発明の実施例では、 1回のシーケン スの繰り返し内で、異なるエコー時間で少なくとも 2つの NMR信号を計測する、い わゆる 2点ディクソン法と呼ばれるパルスシーケンスを実行し、 水プロトンを主 として描画する画像 （以下、 水画像という） と脂肪プロトンを主として描画する 画像 （以下、 脂肪画像という） を得る。 また NMR信号を計測して画像を再構成する 際に、エコー時間の異なる 2つの NMR信号を用いて静磁場の不均一性を補正する演 算を付加する。

以下、 本実施例による信号計測及び磁場補正演算を詳細に説明する。

図 4に、 本実施例において採用される 2点ディクソン法によるパルスシーケン スを示す。 このパルスシーケンスでは、 まず RFパルス 401を照射し、被検体のスピ ンを励起する。 この際、 被検体の特定のスライスを選択するためにスライス選択 傾斜磁場 Gsを RFパルス 401と同時に印加する。 次いで NMR信号に位相ェンコ一ドす るための位相ェンコ一ド傾斜磁場 Gpを印加し、 更にスピンを反転させるための RF パルス 402をスライス選択傾斜磁場 Gsとともに照射する。その後、読み出し傾斜磁 場 Gr403印加して、 最初の RFパルス 401照射から時間 TE後にエコー信号 （第 1ェコ 一） 404を計測し、 更に極性の反転した読み出し傾斜磁場 Gr405を印加して、 第 1 エコー 404計測から時間て後にエコー信号 （第 2エコー） 406を計測する。

このシーケンスを位相エンコード傾斜磁場 Gpの強度を変化させながら所定回数、 例えば 1 2 8回、 2 5 6回等、 繰り返し画像再構成に必要な数のエコー信号を得 る。すなわち、ここでは繰り返し回数分の第 1エコーによってもう 1つの画像（第 1エコー画像） が形成され、 繰り返し回数分の第 2エコーによってもう 1つの画 像 （第 2エコー画像） が形成される。 これらは後述する水画像および脂肪画像を 求める演算の原画像として使用される。

なお図 4では、 RFパルス 401の照射後に反転 RFパルスを用いるスピンエコー型の パルスシーケンスを例示したが、 図 1に示すようなグラディェントエコー型のパ ルスシーケンスでもよい。 スピンエコー型の場合にもグラディェントエコー型の 場合にも、図 4に示すように 1回の繰り返し時間内でエコー時間の異なる 2つの信 号を計測してもよいし、 図 1に示すように 2回の計測でエコー時間の異なる信号 を計測するようにしてもよい。

このようなパルスシーケンスにおいて、第 1ェコ一 404を計測した時点において、 水プロトンのスピン （以下、 水スピンという） と脂肪プロトンのスピン （以下、 脂肪スピンという） の位相は揃っているが、 時間ての経過によって、 水スピンと 脂肪スピンの共鳴周波数の差に起因する位相のずれが生じ、 時間てには 1 8 0 ° 異なることになる。

即ち、 水プロ トンと脂肪プロトンは異なった共鳴周波数 fOw、 fOfで歳差運動を 行っているため、 時間の経過につれ、 水プロトンと脂肪プロトンの磁化ベクトル (スピン） の相対的な向きにずれが生じる。 水プロトンと脂肪プロトンの共鳴周 波数の差を とし、 2て = 1/ A fとすれば、 ある時点で同方向を向いている水スピ ンと脂肪スピンは、 その後、 てごとに逆方向 （180° ) 、 同方向 （360° ) 、 ···、 を向くことになる。

図 4のパルスシーケンスでは、スピンを反転させる RFパルス 402を用いているの で、 この RFパルス 402から時間 TE/2後に水スピンと脂肪スピンの位相が揃い、 の 後て経過すると逆位相になる。

先に発明の開示の項で説明したように、これら 2つの NMR信号をそれぞれ処理し て得られる画像信号を Sl (x. y) 、 S2 (x，y) とし、 これらのうち水による信号の大 きさと脂肪による信号の大きさをそれぞれ W(x, y) 、 F (x, y) とすると、 次の関係 (式 （1 ) 及び （2 ) ) が成り立つことになる。 Sl(x.y) =W(x,y) +F(x,y) (1)

S2(x，y) =W(x,y) -F(x,y) (2)

従って、 Sl(x，y) 及び S2(x,y) を加算することにより （式 （3) ) 、 加算画像 として水画像が得られ、 減算することにより減算画像として脂肪画像が得られる ことになる （式 （4) ) 。

Sl(x.y) +S2(x,y) =2 (x,y) (3)

Sl(x.y) -S2(x,y) =2F(x,y) (4)

上記式 （3) 及び （4) が成り立つのは、 第 1エコー 404を計測する時点と第 2 エコー 406を計測する時点では、水スピンと脂肪スピンの位相が逆位相になり、且 つ水信号の位相が変化しないことを前提としているが、 現実には静磁場の不均一 等の原因により、 スピンの回転が影響を受ける。 このことを式で表すと次のよう になる。

Sl(x,y) = (W(x,y) +F(x,y)) exp (i(c¾(x,y))) (5)

S2(x,y) = (W(x,y)一 F(x，y)) exp (i(a(x，y) +<2¾(x,y))) (6)

ここで 0(x, y) は静磁場不均一による位相回転の成分であり、 a (x，y) は RF パルスのべクトル方向の不均一に起因する位相回転の成分である。

従って第 1及び第 2エコー 404、 406の加算、 減算によって水画像と脂肪画像を 得るためには信号の位相回転を補正する必要がある。 このため、 まずこれら 2つ の信号を用いて位相回転量 øを求め、これを用いて位相補正のための処理を行う。 このデータ処理アルゴリズムを図 5に示す。

このデータ処理は、 第 1エコー 506及び第 2エコー 501を加算、 減算して水 '脂 肪分離画像を得るステップ 507の他に、 これらエコー 506、 501を用いて静磁場不均 一の分布を示す位相 2 øマップを作成するモジュール 509 (図中、点線で示した部 分） 及び第 2エコー 501を位相補正するステップ 502が含まれる。 位相 20マップ とは、 静磁場不均一によって生じる位相回転を位置の関数として求めたものであ る。 ここで作成された位相 2 øマップを基に第 2エコーの位相を補正した後、 加 算 ·減算処理 507を行って水 ·脂肪画像 508を得る。

位相 2 øマップ作成モジュール 509は、 位相 2 øマップ作成ステップ 503と、 ァ ンラップ処理ステップ 504と、 アンラップ適否判定ステップ 505を含む。 以下、 位 相 2 øマツプ作成モジユールの機能を更に詳述する。

まず最初の位相 2 øマップ作成ステップ 503では、 S2(x,y) から Sl(x，y) の位相 を差し引き、残った位相を 2倍することによって、静磁場不均一マップを求める。 数式で表すと、

SI * (x， y)/|Sl (x, y) | = exp{— i (x, y)} (7)

S2(x,y)x{Sl*(x,y)/|Sl(x,y)|} = {W(x,y)-F(x,y))exp{i0(x,y)} (8)

{S2(x, y) x (SI * (x, y)/|Sl (x, y) |)}²/| S2(x, y) |

= |W(x, y)-F(x, y)

(x, y)) (9)

式 （9) の argを取ると、 20(x,y) を求めることができる。 arg 0 は位相を求め ることを意味する。

次にこのように求めた位相 2 øマップをアンラップ処理する。 よく知られるよ うに位相は、 「01」 と 「01 +27r」 は同じ位相として認識されるため、 位相 の分布範囲が 27Γを越える場合、 「01」 と 「<561 +2 ττ」 を識別することがで きず、 位相変化が不連続な部分を生じる （主値回りという） 。 位相アンラップ処 理は、 このような主値回りを解消するための処理であり、 具体的には、 所定の基 準点と隣接する点 （アンラップされる点） の位相をそれぞれ求め、 その差分 が所定範囲 （通常一 7Γ≤Δ (^≤ 7Γ) に入っていなければ、 主値回りが生じている と判断し、 その隣接点の位相値に 27Γを加算或いは減算する処理である。 或いは 基準点とアンラップされる点の位相差分を複素演算で求めてから、 それを位相化 し、 基準点の位相に加えてアンラップされる点の位相とする処理である。 この場 合、 アンラップされる点に ±2 ττすることなく直接アンラップされる点の位相が 求められる。 このような位相アンラップ処理は、 基準点を順次変えながら、 通常、 すべての画素について行う。

本発明では、 このアンラップ処理を、 得られた位相マップのすべての座標につ いて行うのではなく、 予め適当なノイズ除去マスクを用いてノイズの影響が強い と思われる領域を排除し、 残りの領域のみを処理する。 これは水スピンと脂肪ス ピンが逆位相になるタイミ ングで取得した第 2エコーを用いて静磁場不均一によ る位相回転量を求めるため、 ノイズ量が多くなり、 アーチファクトが出やすいた めであり、 本発明において 2点ディクソン法を採用する場合、 特に重要である。 本実施例では、 ノイズ除去マスクとして、 （a) 第 1エコーの絶対値を求め、 こ の値があらかじめ設定したしきい値以上ならば 1、 しきい値以下ならば 0とするマ スク （第 1エコーしきい値マスク） 、 （b) 第 2エコーの絶対値を求め、 この値が あらかじめ設定したしきい値以上ならば 1、しきい値以下ならば 0とするマスク（第 2エコーしきい値マスク） 、 （c) 位相分布マップ上に閉曲線をとり、 閉曲線上一 周の位相差分をとつたときの値が 2η ττならば、 その閉曲線上の点を 0とする （湧 き出しのある点をパッチする） ループマスクを組み合わせて用いる。

アンラップ適否判定ステップ 505では、このようにマスク してアンラップした結 果の適否を判定し、 アンラップ処理が適切になされていないと判断された場合に は、 マスクの条件を変えて再度アンラップ処理し、 適切なアンラップ処理がなさ れるまで、 この工程を繰り返す （504、 505) 。

図 6は、位相 2 0マップ作成モジュールの処理フローを示す図で、図示する実施 例では、 まずアンラップ処理に先立ち、第 1エコーから第 1エコーしきい値マスク を作成し （ステップ 601) 、 これをステップ 602で作成した位相 20マップにかけ、 位相 20マップのうち被検体の存在する部分のみを抽出する。次いでアンラップ処 理をスムーズに進めるために、 ローパスフィルタ （LPF) 603を用い、 アンラップ 前の位相 20マツプを滑らかにする。

続くアンラップ処理モジュールは、位相 20マツプのノィズ除去マスクとしての ループマスク作成モジュール 604、 領域成長 （regi on growi ng) アンラップ処理ァ ルゴリズム 605、 非アンラップ領域のフイ ツティングモジュール 606を含む。 ループマスク作成 604は、 図 7 ( a ) 、 ( b ) に示すように、 ある点 （図中、 灰 色で示す画素） を基準として所定の長さの辺のループ、 例えば 2 x 2のループを 作り、 ループ上の点の位相和 （隣接画素の位相差の累積和） を求める。 ノイズに よる位相の乱れがなければ位相和は本来 0であるので、 求めた位相和が 0であれ ばマスクすることなく基準点を移し同様の処理を行う。 位相和が 0でなければ、 位相の乱れが生じていると考えられるので、 このループ上の点をマスクする。 続 いてループの 1辺を増やし、例えば 3 X 3のループを作り、 このループ上の点につ いても位相和を求め、 位相和が 0でなければ、 さらにループの 1辺を増やす。 この ようにしてループ上の点の位相和が 0となるまでループを広げながら処理を繰り 返す。 そしてループの 1辺が予め指定した最大値に達した場合には、 処理をやめ て基準点を次に移す。

一般にループマスクは、 その 1辺の最大値が小さすぎる場合には、 適切にノィ ズに影響を与える領域を除去することができず、 一方大きすぎる場合には、 アン ラップ処理を適切に行うことができない。 従って、 この実施例では、 最初の設定 では 1辺の最大値はできるだけ小さく設定し、 アンラップ適否判定ステップ 505 においてアンラップが適当になされていないと判定されたときに、 順次最大値を 増加する。 これによつて必要以上にマスクすることを防止する。

領域成長アンラップ処理アルゴリズム 605は、既に述べたように、所定の点を開 始点とし、 その点と隣接する点との位相の差を順次調べながら、 位相差が所定の 範囲外である場合には、 隣接する点の位相に 2 7Γを加算或いは減算する処理、 或 いは基準点と隣接する点の位相差分を複素演算で求めてから、 それを位相化し、 基準点の位相に加えて隣接する点の位相とする処理である。 最初の基準点となる 開始点は、 F0Vの中央付近の点から候補をピックアップしていき、そのうちアンラ ップ処理が行われる点が一番多くなる点を開始点と定める。 これによりアンラッ プ処理の正確さを増すことができる。

非アンラップ領域のフイ ツティングモジュール 606は、上述のマスクによってァ ンラップ処理されなかった領域について関数フイツティングにより位相値を求め る処理を行う。 関数フィ ッティングは 2次元について行う。

図 8に、 アンラップ処理の対象である位相マップおょぴアンラップ処理に先だ つて作成されたマスクを画像化したものを示す。 図中 （a) はアンラップ処理前の 位相マップを示し、 （b) は第 1エコーしきい値マスクとループマスクの合成した ものを示す。 図 （b) 中、 白く示す被検体領域の内部に黒く四角で囲まれた領域が ループマスクによってマスクされた領域である。 このようなマスクを用いてアン ラップ処理した結果が同図 （c) である。 図示する例では、 白く囲まれた領域 801、

802でアンラップが適切に行われず位相変化に不連続な部分が生じている。

このように所定のマスク条件でアンラップ処理した結果が適切でなかった場合 には、 フイ ツティングモジュール 606による処理を行うことなく、 マスクの条件を 変更してさらにアンラップ処理を行う。 マスクの条件の変更は、 前述したループ マスクの変更と、 第 2エコーしきい値マスクの追加が含まれる。 即ち、 （a) 第 2 エコーしきい値マスク処理 607の 0N/0FF、 (b) ループマスク 604内で使用する 「1 辺の最大値」 の値の変更が含まれる。 本発明者らの研究では、 上記 （a) 、 (b) がアンラップ処理結果に大きな影響を与え、 マスク変更およびアンラップ処理適 否判定を伴うアンラップ処理の自動化が必要であることが確認された。

第 2エコーしきい値マスク 607は次のような知見から導入されたものである。 即 ち、 第 2エコー信号は式 （2 ) のように表され、 水信号強度 W (x, y) の方が脂肪信 号強度 F (x, y) よりも大きい領域 （W>F) と脂肪信号強度の方が水信号強度よりも 大きい領域 （ F) との間に存在する両者がほぼ等しい領域 O x. y) ~F(x, y) ) では、 信号強度 S2 (x, y) が 0に近くなり、 信号がノイズに埋もれてしまう。 ノィ ズにより第 2エコー信号の位相が乱れ、20マツプのアンラップミスの原因となる。 そこで、 第 2エコー絶対値画像に対し、 一定のしきい値を超えた部分を 1とし、 し きい値以下の部分を 0として、 マスク画像を得る。 このマスクにより、 W(x， y) 〜F (x， y) の部分を除去することができる。

次に上記マスクを用いた領域成長法によるアンラップ処理 605が適切に行われ たか否かを判定するアンラップ処理適否判定ステップ（図 5のステツプ 505) を説 明する。 このステップでは、 アンラップ処理の進行と平行して図 8 (d) に示すよ うなアンラップ処理状況マップ 804を作成し、 このアンラップ処理状況マップ 804 に基づきアンラップが適切になされたか否かを判断し、 適切ではなかった場合マ スクの条件を変更する。

アンラップ処理状況マップ 804の作成方法を図 9を用いて説明する。

まず、 アンラップを行う際、 対象となる位相 2 ( マップ（a)と同じ画素数を持つ マップ （処理状況マップ） （b ) を用意し、 行われた処理の情報を書き込んでい く。 このマップは初期値として次の処理状況値を持つ。

アンラップ処理対象画素 （マスクされていない画素） ： 0

アンラップ非処理対象画素 （マスクされている画素） ： ー1

図では、 示した画素はすべてマスクされていないアンラップ処理対象画素であ る。 ここで （a) に示すようにアンラップ開始点を①として、 上下左右の隣接 4点 (②， x， ③， ④） に対してアンラップ処理を行うものとする。 アンラップ開始 時は、開始点である①のみ処理済ということで、対応画素のみ処理状況値を 1とす る。 この時点では、比較点である隣接 4点はまだアンラップ処理されていないので、 処理状況値は 0である （この状態の処理状況マップは図示されていない） 。 （a) に示すように隣接点に対する処理が終わった時点で、 （b) に示すように処理状況 を示す値 （処理状況値） を与える。 処理状況値は、 比較される点のアンラップ処 理に応じて以下のようにする。

(i) 比較点の処理状況値が 0のとき、

基準点との位相差 < 0. 57Γ→アンラップする ：処理状況値 = 1 (条件 1 ) 基準点との位相差≥0. 5 ττ→アンラップしない ：処理状況値 = _ 2 (条件 2 ) 条件 2は、 基準点との位相差が大きいときにはアンラップミスの原因となる可 能性が高いため処理を飛ばすことを意味する。 この場合、 アンラップされた順に ②， ③， ④と番号をつけ、 Xは処理されなかったことを示す。 Xのついている点 は、 引き続き領域成長していく際に基準点とはしない。

次に、 （c) に示すように基準点を②の位置に移し同様に処理を行う。 即ち、 ② の位置の隣接点⑤⑥⑦について上記条件 1か条件 2に従い処理状況値を与える。 位置①は②の隣接点であるが、 既にアンラップ処理が行われており、 処理状況値 は 1となっている。 この場合、 再び基準点②と比較し、 結果に応じて処理状況に次 の値を代入する。

(i i) 比較点の処理状況の値が 1またはそれ以上のとき、

(今入っている値と今回の処理で求めた値が Γ以上異なる） 、 かつ、

(基準点との位相差） < 0. 5 ττ→アンラップする：先の処理状況値に + 1を加算す る （条件 3 )

(前回と今回の処理で得られた位相値が同じ） 、 または、

(基準点との位相差） ≥0. 5 ττ→アンラップしない：処理状況値はそのまま （条 件 4 )

図示する実施例においては①を基準に②を処理した場合と、 ②を基準に①を処 理した場合の結果は同じであり、 条件 4により①の点はそのままの処理状況値 1 を持つ。 この結果、 処理状況マップは（d)に示すようになる。 次に基準点を③として隣接点との比較を行ったとき、 その右隣の⑥は②を基準 点として⑥を処理した値と、 ③を基準点として⑥を処理した値が 7Γ以上異なって いるとする。 この場合には、 上記条件 3に当てはまり、 処理状況値は 2となる。 こ れは 2方向か のアンラップ処理結果が異なることから、アンラップに不確定が生 じたことを示す。 このように、 アンラップ処理状況値が 2以上となる場合はアンラ ップの不確定が生じていることを意味する。

さらに基準点をうつして処理を進めていき、 図 9 (e) において⑧を基準点とす る場合を考えると、 下側の Xのついた点が比較点となる。 Xのついた点はアンラ ップ処理状況の値が一 2である。 この場合、 次の規準に基いて処理を行う。

( i i i) 比較点の処理状況の値が一 2のとき、 ：

基準点との位相差 < 0· 5 ττ→アンラップする ：処理状況値 = 1 (条件 5 ) 基準点との位相差 0. 5 ττ→アンラップしない：処理状況値はそのまま （条件 6 ) この場合、⑧と Xのついた点を比較して、条件 5を満たせば Xのついた点は 19 (丸 付き数字） という番号が付与され、 アンラップ処理状況は 1となる。 一方、 条件 6 にあてはまるならば、 処理は行わない。

このように番号の若い順に基準点を移し、同様のアンラップ処理を続けていき、 アンラップ処理対象画素すべてについて処理状況値が与えられたアンラップ処理 状況マップを得る。

図 8 (d) は、 こうして作成されたアンラップ処理状況マップ 804を画像化して 示したものである。 同図中、 周囲の黒色め領域、 および中央部の黒色の領域 8041 は処理非対象領域で、 アンラップ処理状況値は一 1である。中央部灰色の領域 8042 はアンラップ処理済でアンラップ処理状況値が 1である。このアンラップ処理状況 マップにおいて、 アンラップ処理状況値が 2以上となっている領域は、 白く描出さ れる。 即ち、 図 8 (d) において、 上部の縦白線 8043と左右側 3個所の横白線 8044, 8045, 8046がアンラップ処理状況値が 2以上の領域である。

このような処理状況におけるアンラップ後の位相 20マップ （図 8 (c) ) を見 ると、 白線で囲まれた領域 802では、 アンラップ処理状況マップ 804における縦白 線 8043を境界として位相が不連続になっている。 これは、 例えば、 境界 8043では、 矢印（1)の方向からアンラップされた値と矢印（2)の方向からアンラップされた値 とが異なっているからである。

このようにアンラップ処理状況マップで 2以上の値を持つ点がある場合、アンラ ップ後にも位相が不連続な場所が存在することになる。 そこでアンラップ処理適 否判定ステツプでは、アンラップ処理状況マップで 2以上の値を持つ点がある場合、 アンラップで何らかのミスがあつたとみなし、 アンラップ処理が適切に行われな いと判定する。一方、 アンラップ処理状況マップの処理状況値が全画素で 1以下で あればアンラップが適切に行われたとみなし、アンラップ処理が適切と判定する。 そして、 この判定の結果、 アンラップが適切に行われていないと判定された場 合には、 マスクの条件を変更して再処理する。 マスク条件の変更は、 既に述べた ように新たなマスクの追加やループマスクの 1辺の最大値の変更等である。 アン ラップ自動化アルゴリズムの一例を図 1 0に示す。

この自動化アルゴリズムは、第 1エコーしきい値マスクを用いる処理 901と、第 2エコーしきい値マスクを用いる処理 902と、ループマスクの最大値を変化させる 処理 903とを含む。

まず処理 901では通常のアンラップ処理を行う。即ち、 アンラップ前の位相 2 マップを第 1エコーしきい値マスクでマスクし、位相 20マップ上のノイズを除去 し、 さらに口一パスフィルタ （LPF) をかけ、 ループマスクを作成する。 このとき のループマスクの 1辺の最大値は例えば 2〜3画素程度の小さな値に設定する。 次いで領域成長法によるアンラップ処理を進めながら、 アンラップ処理状況マツ プを作成する。

アンラップ処理後、 作成されたアンラップ処理状況マップを参照し、 上述の判 定法によりアンラップが適切に行われているか判定する （901 1) 。 0Kならばフィ ッティングに移行する。 NGであれば次の処理 902に進む。

処理 902では、第 1エコーしきい値マスク 9012に加え、第 2エコーしきい値マスク 9021をかけてから、 処理 901と同じ処理を行う。 ここで第 2エコーしきい値マスク 9021をかけることにより、水信号強度の方が脂肪信号強度よりも大きい領域 (W〉F) と脂肪信号強度の方が水信号強度よりも大きい領域（ff〈F) との間に存在する両者 がほぼ等しい領域 （W〜F) においてノイズが混入するのを避けることができる。 この処理でもステップ 9022において、 アンラップ処理状況マップを参照し、 ァ ンラップが適切に行われているか判定し、 0Kならばフイツティングに移行する。 NGであれば処理 903に進む。

処理 903ではループマスクの 1辺の最大値を増やしてマスクを作成する （ステツ プ 9031)。 1辺の最大値を増やすことにより、 マスクを強く してアンラップミスの 発生源をさらに除去する。ループマスクの 1辺の最大値を最初から大きい値にして おくと、 必要以上に強くマスクがかかってアンラップ処理の領域が広がらなくな つてしまい、後で行う位相 20マップのフィ ッティングの精度が悪くなる。そこで、 アンラップ処理にミスが生じた時点でループマスクの 1辺の最大値を徐々に（ここ では 1画素ずつ） 大きく し、 最大限のアンラップ処理領域を確保しつつ適切なァ ンラップ処理が行われるようにする。

続いて、 アンラップ処理 9032を行った後、 ステップ 9033で再度アンラップ処理 状況マップを参照し、 0Kならばフイ ツティングに移行し、 NGであればステップ 9031 に戻る。 アンラップ処理状況マツプが 0Kとなるまで処理 903を繰り返す。

フイ ツティングモジュール （図 6、 606) では、 マスクされていてアンラップが 行われなかった領域について、 位相値を推定する処理を行う。 位相値の推定は、 公知の関数フイ ツティング手法を採用することができる。求めたい位相 2 ¾3マップ は 2次元であるので、 関数フイツティングは 2次元について行う。

フイツティングで得たマツプは、そのままフイ ツティング後の位相 20マップと して使用してもよいが、フイ ツティング後の位相 20マップとフイ ツティグ前の位 相 20マップとを画素毎に比較し、フィ ッティング前後の差分と一番近い 2η ττ (η： 整数） だけフィ ッティング前の位相 20マップを加減して 「フィ ッティング後 20 マップ」 とすることもできる。 このような処理を行うことにより、 フイ ツティン グ前のすべての位相情報を完全に反映した結果が得られる。 すなわち静磁場不均 一以外のファクタ一、 例えば局所ノィズゃ渦電流等による局所的な共鳴周波数 f0 のずれによる位相ずれも補正した水脂肪分離ができる。 これに対し、 このような 処理を行わないフイツティング後の位相 20マップは、ノイズの影響を含まない本 来の静磁場を再現できると考えられる。

次にフィッティングモジュールで得られた位相マツプ、 ここでは静磁場不均一 マップを用いて下式により第 2エコーを位相補正する。 S2 ' (x. y) は位相補正され た第 2エコーである。

S2 ' (x, y) = S2 (x, y) exp (一 i <Mx，y) ) ( 1 0 )

これにより第 2エコーは、 第 1エコー発生から時間て経過するまでの静磁場不 均一による位相ずれが補正されるので、 次式 （1 1 ) 、 （1 2 ) により

SI (X, y) + S2' (X, y) = 2W(x, y) exp (i a (x， y) ) ( 1 1 )

SI (x， y) - S2' (x, y) = 2F(x, y) exp (i a (x, y)) ( 1 2)

加算画像として水画像、 減算画像として脂肪画像をそれぞれ得ることができる。 この場合、 位相計算が正しければ原理的に、 加算画像として水画像、 減算画像 として脂肪画像が得られるが、実際には位相 20マップのアンラップ時に、 2η ττの 位相オフセッ トがのってしまう可能性があるため、 逆転する場合がある。 すなわ ち、 加算画像として脂肪画像、 減算画像として水画像が得られる場合がある。 このような位相オフセッ トは、 アンラップの開始点を変更する処理を加えるこ とにより防止することもできるが、 上述した領域成長法では、 アンラップ処理が 広い面積で行えるようにするため自動的にアンラップ処理の開始点を決定するよ うにしているので、 アンラップ処理後に位相の整合を取る処理を行うことが好ま しい。

このような位相整合のアルゴリズムを図 1 1に示す。 この処理では、 アンラッ プ前の 20マップ（a)と、 アンラップ後の 20マップ（b)との差分（c)をとる。 アンラ ップの性質から、 差分（c)上の各値は 2η ττとなり、 ηの分布が得られる。 この分布 において最頻出である ηの領域におけるアンラップ前後の 20マツプの位相値が等 しくなるように、 全画素の位相値を ± 2 m ;r (m = 0, 1, 2, ···) シフトする。 こ れは最頻出の nの領域がデータ撮影時の共鳴周波数 fOの決定に寄与する割合が大 きいとの推定に基づく。

このような位相整合処理を加えることにより、 加算画像として水画像、 減算画 像として脂肪画像が得ることの確からしさを高めることができる。 尚、 この位相 整合による方法のみでも水 '脂肪画像を正しく得ることができない場合もあり得、 このような場合には後述する水 ·脂肪画像の自動判別をする手法を採用すること が好ましい。 '

図 1 0に示す実施例によれば、 アンラップ処理時のマスクとして、 第 1エコー しきい値マスク、 第 2エコーしきい値マスク及びループマスクの条件変更を段階 的に組み合わせて用いるとともに、 アンラップ処理の進行と平行してアンラップ 処理状況マップを作成し、 そのアンラップ処理が正しく行われた否かを判定する ようにしたので、 マスクを不必要に強くすることなく適切なアンラップ処理を行 うことができる。

次に本発明における位相 2 øマップ作成モジュールの別な実施例を説明する。こ の実施例では図 1 0の実施例における第 2エコーしきい値マスクの代わりに、（第 2エコー信号） I (第 1エコー信号） の値を利用するマスク （以下、 ec2/eclマスク という） を用いる。

図 1 2はこの実施例によるアンラップ自動化アルゴリズムを示すものであり、 この自動化アルゴリズムは、 第 1エコーしきい値マスクを用いる処理 1001と、 ec2/eclマスクを用いる処理 1002と、ループマスクの最大値を変化させる処理 1003 とを含む。

ec2/eclマスクは、 （第 2エコー信号） I (第 1エコー信号） の値を求め、 この値 があらかじめ設定したしきい値以上ならば 1、 しきい値以下ならば 0とするマスク であり、 水信号強度 W(x, y) の方が脂肪信号強度 F(x, y) よりも大きい領域 （W〉F) と脂肪信号強度の方が水信号強度よりも大きい領域（Wく F) との境界での位相乱れ を除去するために導入する。

このような特異的な位相乱れは、 第 1エコーと第 2エコーから求めた位相を 2 倍にする演算によって生じ.、 （i) 静磁場不均一があり、 （i i) W>Fから Wく Fに緩や かに変化することが原因であることが本発明者らの研究により確認されている。 そこで （第 2エコー信号） I (第 1エコー信号） の値がしきい値よりも小さいときに、 その画素にマスクをかけることにより、 このような位相乱れを除去する。

具体的には、 式（1 3 )に示すように第 1エコー画像と第 2エコー画像の絶対値の 比をとり、 その値がしきい値 mt以下となる領域にマスクをかける。

式中、 ΤΕ1、 TE2はそれぞれ第 1エコー、 第 2エコーの ΤΕであり、 T2W*， T2F*はそ れぞれ水、 脂肪の T2*である。 式 （1 3 ) より、 この ec2/eclマスクは、 第 2エコー しきい値マスクに比べ、 W〉Fの領域と Wく Fの領域との境界に敏感であることがわか る。

次に図 1 2に示すアンラップ自動化アルゴリズムによる処理を説明する。 まず 処理 1001において第 1エコーしきい値マスクを用いてアンラップ処理を行う。 こ の処理 1001は、図 1 0の処理 901とほぼ同じであるが、 ここではアンラップ前に領 域がどれく らい広がるかをチェックする処理 101 1を追加している。 この処理によ つて計測された領域の広がりは、 後述する処理 1002における同様の処理 1021で計 測された領域の広がりと比較され、 ec2/eclマスクの強さを調節するために使用さ れる。

この最初の処理 1001でも、 前述の実施例と同様にアンラップ処理と平行してァ ンラップ処理状況マップを作成し、 このマツプにおけるすべての画素の処理状況 値が 1以下であるか、 2以上の値を持つ点があるかを判断し、 アンラップ処理の適 否を判定する。 アンラップ処理が適性に行なわれている場合には、 フイ ツティ ン グモジュールに移行する。

アンラップ処理がその場合には、 処理 1002に進み、 ここで処理 1001後の位相 2 (^マップに ec2/eclマスクをかける。 具体的には、 次式 （1 4 ) 2エコ < m_t ( 1 4 )

第 1エコー信号絶対値 t

を満たす画素をしきい値 mtで落としてマスクする。

これにより、 既に述べたように、 領域 （W>F) と領域 （Wく F) との境界における 位相乱れを生じた部分をアンラップ処理から除去することができる。 次いで口一 パスフィルタを通すとともにループマスクを作成した後、 アンラップ処理の広が りを計測し （ステップ 1021) 、 アンラップ処理の広がりが十分であるか否かを判 定する （ステップ 1022)。 この判定は、処理 1001のステップ 101 1の結果と処理 1002 のステツプ 1021の結果を比較することにより行う。

図 1 3は、アンラップ処理の広がり計測の結果を画像化して示したものであり、 (a)は第 1エコーしきい値マスクを用いた処理 1001における広がり計測ステップ 101 1での結果であり、 （b) は、 ec2/eclマスクを用いた処理 1002における広がり 計測 1021の結果である。 ここで白くあらわされた領域 1 1 1 1、 1 121がアンラップ処 理の広がる領域であり、 処理 1001、 1002の各広がり計測ステップ 1011、 1021では、 それぞれ白く表された領域 1 1 1 1、 1 121の面積 （画素数） を求める。

ステップ 1022では、 これらステップ 101 1、 1021でそれぞれ求めた領域の面積の 比 Rを求める。 そして、 比が R≥所定値 （例えば 0. 8) を満たすならば、 アンラップ 領域が十分広がると判断しアンラップ処理に移行する。 一方、 R< 0. 8ならば、 ァ ンラップ領域の広がりが弱いので、 ステップ 1023に移り、 ecZZeclマスクのしき い値 mtを下げて、 再び処理を行う。 これを R≥0. 8になるまで繰り返す。

このように ec2/eclマスクのしきい値 mtを調整してァンラップを行った後、ステ ップ 1024で作成したアンラップ処理状況マップを参照する。 ここでも、 処理 1001 と同じように、 アンラップ処理状況値が 2以上である点があるか、処理状況値が全 画素で 1以下であるかを判定してもよいが、 F0Vの辺縁部の領域であればアンラッ プ処理状況値が 2以上であつても許容するようにしてもよい。

具体的には、 先程調整した ec2/eclマスクのしきい値 mtがある値 mt2以下になつ た場合、 アンラップの不確定を許容する処理を入れる。

ecSZeclマスクのしきい値 mt2： アンラップミスは許容しない

ecSZeclマスクのしきい値く mt2 :アンラップミスの境界が画像め周辺部に残って いても許容する

ec2/eclマスクのしきい値が mt2未満ということは、 もともとアンラップ処理の 広がりが弱い画像であることを意味し、このような画像ではループマスクの 1辺の 最大値をあげることにより、 アンラップ処理の広がりが急激に小さくなり、 続い て行われる関数フイ ツティングの結果が適切でなくなる場合がある。 従ってこの ような場合には、画像周辺にアンラップミスが残っていても許容することにより、 ループマスクが強くなりすぎないようにする。 なお、 このような処理をしても最 終画像の診断情報の劣化にはつながらないと考えられる。

図 1 4は、 このようなアンラップミスを許容する範囲を示したものである。 即 ち図 1 4では、 白い四角 1401から外側の F0V周辺領域 1402 (F0Vの外縁から 1 6の 領域） では、 アンラップの不確定があっても許容する。

このようにある程度緩やかなアンラップ処理状況判定を行った後、 なおアンラ ップが NGであれば、 次の処理 1003に進む。 この処理 1003は、 図 1 0の処理 903と同 じであり、 ループマスクの 1辺の最大値を変化させて、 アンラップ処理を行う。 ここでもアンラップ処理の適否を判定するステップ 1031では、 ec2/eclマスクを用 いた処理 1002と同様に、 F0Vの辺縁部の領域であればアンラップに不確定が存在し ても許容する処理を加えてもよい。 これによりループマスクが強くなりすぎて、 アンラップ領域が広がらなくなるのを防止することができる。 ここでもこのよう な緩い判定が最終画像の診断情報の劣化にはつながらないと考えることができる 以上のように、 処理 1001、 1002、 1003を進めることにより、 アンラップ処理後 の位相マップを得る。 これをフィ ッティングした後、 得られた静磁場不均一マツ プを用いて第 2エコーを位相補正し、 第 1エコーとの加算、 減算により水画像、 脂肪画像を得ることは、 図 5に示すデータ処理フローと同じである。

この実施例でも、 アンラップ処理後に処理前の位相と比較して位相オフセッ ト を除くための位相整合処理を加えてもよい。 またフィ ッティング後に、 フイ ツテ ィング前後の差分と一番近い 2η ττだけフイ ツティング前の 20マツプを加減する 処理を加えて、 静磁場補正に加えて、 局所ノイズや局所的な共鳴周波数 fOのずれ による位相ずれも補正した水脂肪分離を行うことも可能である。

図 1 2に示す実施例によれば、アンラップ処理のマスクとして、 W〉Fの領域と Wく F の領域との境界に敏感な ec2/eclマスクを採用したことにより、この境界に生じる 位相乱れがアンラップ処理に与える影響を排除することができる。 またこの実施 例では、 第 1エコーしきい値マスクによる処理と ec2/eclマスクによる処理との間 でアンラップ処理の広がりをチヱックする機能を追加したことにより、 マスクの 強さを調節することができる。 更にアンラップ処理状況の適否判断において、 周 辺領域の判断基準を緩やかにしたことにより、ループマスクが強くなりすぎたり、 処理時間が長くなりすぎることを防止することができる。

次に本発明による位相マップ作成モジュールの更に別の実施例を説明する。 こ の実施例では、 モジュール自体を簡略化し、 一部の処理をループの外に出してァ ンラップ処理の処理時間を短縮したものである。 この実施例の処理フローを図 1 5に示す。

この処理フローのうち第 1エコーしきい値マスクを用いる処理 1501と、ループマ スクの 1辺の最大値を変更する処理 1503は、図 1 2の処理フロー 1001、 1003と全く 同じであるが、 ec2/eclマスクを用いる処理 1502では、 アンラップ処理の広がりの 比が所定のしきい値以上となるまで、 ec2/eclマスクのしきい値を変更する処理ル ープから、 ローパスフィルタ処理とループマスク作成処理を省き、 ループの処理 時間の短縮を図っている。 尚、 処理の箇略化は、 この実施例に限らず、 変更が可 能である。

さらに処理時間の短縮化を図る別の実施例として、位相 2 ς マツプの作成を行う 際にマト リクスサイズを縮小することも可能である。

この場合、 図 1 6に示すようにまず位相 20マップ作成モジュールの最初に第 1 エコー画像、 第 2エコー画像それぞれのマトリクスサイズを縮小するモジュール 1601を付加し、その後は縮小したサイズで 20マップの作成を行う。作成したフィ ッティング後 20マップを元のマトリクスサイズに戻し （ステップ 1602) 、水脂肪 分離処理を行う。

図 1 7にマト リクス縮小の方法を示す。 図中、 1701で示す方法では、 まず実空 間の画像データを逆フーリエ変換 （2D-IFT) して kx— ky空間のデータに戻し、 こ のデータの切り抜きを行った後、 フーリエ変換 （2D— FT) して画像に戻す。 また 1702で示す方法では、 単純にデータを、 例えば 1点おきに間引く。 この方法では、 多少の画質劣化が起きる可能性はあるが、フーリエ変換にかかる時間が最大 4回分 短縮される。

以上、 2点ディクソン法に基づくパルスシーケンスによって得られたエコー時 間 TEの異なる 2種の信号から、 静磁場不均一マップを作成し、 この際、 アンラッ プ処理の自動化アルゴリズム処理を行い、 信号の位相を補正をして水脂肪分離画 像を得る方法について説明したが、 本発明によるアンラップ処理の自動化ァルゴ リズムは 2点デイクソン法のみならず、 図 2に示すようにェコ一時間の異なる 3 種の信号を順次計測し、 これら 3種の信号間の演算によって静磁場不均一分布を 求める場合にも適用することができる。

以下、 3点ディクソン法によって静磁場不均一分布を求める方法を簡単に説明す る。 まず図 2に示すように、 TEを変えて 3回の撮像を行い、 3つの信号 Sl、 S2、 S3 を得る。 第 1エコー S1の TEを 2ての整数倍とし、 第 2エコー S2、 第 3エコー S3の TE はそれよりそれぞれてだけ長く設定される。

第 1エコー計測時には、水信号 206と脂肪信号 205は同位相で位相 207をもつ。 こ の値を αとする。第 2ェコ一計測時には水信号 209と脂肪信号 208は逆位相となる。 このときの水信号の位相は α + (^となる。 （Z ま静磁場不均一による位相回転量で ある。 第 3エコー計測時には、 水信号 212と脂肪信号 211は再び同位相となり、 そ の位相 213は値が α +20となる。 第 1エコーと第 3エコーにおいて水信号と脂肪 信号は同位相となっているので、 S3(x. y) XSKx, y) の位相を求めることによ り、 静磁場不均一による位相回転量を求めることができる。 すなわち、

Sl(x'y) = (W(x,y) +F(x,y)) exp (i(a(x,y)))

S3(x,y) = (W(x,y) +F(x,y)) exp (ia(x,y) +2o¾(x,y))

arg (S3(x,y)/Sl(x,y)) = 2<Mx，y)

arg()は位相を求めることを意味する。

これをすベての（X, y) について求めた位相マップを、 図 5或いは図 1 6及び図 6のデータ処理フローによってアンラップ処理し、 2で割つて静磁場不均一による 位相回転量 0(x, y) を得る。 得られた 0(x, y) を用いて、 信号 S2の位相補正を 行い、加算画像及び減算画像を得ることは 2点ディクソン法の場合と同様である。 尚、 図 2では 3回の計測でエコー時間の異なる信号を得る場合を示したが、 1 回の繰り返し時間内でエコー時間の異なる 3つの信号を得ることも可能である。 またここではダラディエントエコー法のシーケンスを示したが、図 18 (a) (b) に示すようにスピンエコー型のシーケンスでもよい。

また上記実施例では、 0° —180° の 2エコーシーケンスへの適用を示したが、必 要な変更を加えた上で、 0° — 90° の 2エコーシーケンスへも適用可能である。 こ の場合、 20マップは 40マップへ修正される。 さらにこのアンラップ処理の自動化アルゴリズムは、 水脂肪分離画像を得る場 合のみならず、一般に静磁場不均一マップ等の位相マツプを求める機能を持つ MRI 装置に適用することができる。 例えば、 静磁場不均一マップを得て、 これと反対 の極性、 大きさを持つ磁場を発生させるようにシムコイルを駆動するォートシミ ング機能を備えた MRI装置や、 EPI (ェコープレナ一法） 等の静磁場不均一の影響 を受けやすいシーケンスで取得した画像の歪みや位置ずれを位相補正する MRI装 置にも用いることができる。

次に本発明の第 2の態様として、 水脂肪分離画像の撮影において加算画像と減 算画像から、 水画像と脂肪画像を自動判別する方法を説明する。

上述したディクソン法では、 位相計算が正しければ原理的に、 加算画像として 水画像、 減算画像として脂肪画像が得られるが、 実際には逆になつてしまう場合 があること、 これはアンラップ処理後に位相整合を行った場合にも生じ得ること を既に説明した。 即ち、 位相 20マップのアンラップ処理には、 常にこのような 2n 7Γの不確定性が存在する。

本発明による自動判別法では、 このようなアンラップ処理に伴う不確定性を前 提として、演算によって得られる 2種の画像を自動的に判別する方法を提供する。 このため 2つの判別手法を採用する。 一つは （1 ) 第 1エコー画像と第 2エコー画 像の画素値の比、 すなわち信号比を比較する方法であり、 もう一つは （2 )加算 - 減算画像の画素値を直接比較する方法である。 これらについて以下、 詳述する。

( 1 )の第 1エコー画像と第 2エコー画像の画素値の比を比較する方法では、 [第 2 エコー画像の画素値]ノ [第 1エコー画像の画素値]との比 （以下、 信号比と呼ぶ） は、 水信号の方が大きな値をとるという推定に基づく。 すなわち、 水信号は脂肪 信号に比べ T2値が長いため、 第 1エコー画像と第 2エコー画像間での信号の減衰が 弱い、 すなわち、 信号比は大きな値をとる。 厳密には、 第 1エコー画像と第 2ェコ 一画像間での信号の減衰は静磁場不均一等の影響も含まれるため T2*減衰である が、 水信号と脂肪信号で信号比の値の差は保存される。 この判定方法ではこのこ とを利用する。

図 1 9に信号比から水 ·脂肪画像を決定するアルゴリズムを示す。 まず加算画 像 (a)と減算画像（b)について、 それぞれ領域抽出を行い、 高画素値領域（c)、 (d) を抽出する。 このとき、 抽出する領域の画素数が、 信号のある領域全体 （すなわ ち、 被検体領域の画素数） の 1 %程度にすることが好ましい。

一方、被検体領域の各画素毎に第 1 ,第 2エコー画像の信号比を求める。 この信 号比画像に、 領域抽出した高画素値領域（c)、 （d)を重ね（e)、 加算画像の高画素値 領域（c)が重ねられた部分の信号比の平均値と、 減算画像の高画素値領域（d)が重 ねられた部分の信号比の平均値とを比較する。

上述のように水信号の方が信号比が大きいと推定されるので、 比較の結果、 信 号比の値が大きい方を水画像と判断する。 すなわち、 加算画像抽出領域および減 算画像抽出領域の信号比のうち、 値の大きい方を水画像、 小さい方を脂肪画像と 判定する。

3点ディクソン法であれば、 第 1エコー画像、 第 2エコー画像、 第 3エコー画像の 画素値を指数関数でプロッ トすることによつて減衰係数を求めることができる。 そして、 減衰係数が大きいほうが脂肪画像と判断できる。

この方法は、 さらに加算画像抽出領域の信号比と減算画像抽出領域の信号比と の差 （或いは比） が所定値以上であるときに、 信号比の値が大きい方を水画像と 判断するという条件を加えることによって、 精度を高めることができる。

実際の測定では、 水プロトンが存在する組織によっては T2が自由水よりも短く なり、 脂肪信号に近づき、 その結果測定誤差を生じる場合がある。 例えば足首や 膝等の部位では、 水信号の高い領域として筋肉が、 脂肪信号の高い領域として皮 下脂肪が抽出されるが、 筋肉に存在する水分子は蛋白質と結合しているため、 自 由水に比べ T2が短い。 そのため水信号の信号比は、 皮下脂肪の信号の信号比と近 い値となり、 区別がつきにく くなると考えられる。

そこで、 上述したように加算画像抽出領域の信号比と減算画像抽出領域の信号 比のうち、 [信号比の大きい方]と、 [信号比の小さい方]との比が、しきい値 m (〉l) 以上になる場合にのみ、 抽出領域の [信号比の大きい方]を水画像、 [信号比の小 さい方]を脂肪画像とする処理をする。 これによつて誤差を含む部分を除き、精度 をあげることができる。 しきい値 mは、 特に限定されないが、 本発明者らの研究で は、 πι=1. 2程度が好適であった。

但し、 この条件を付加した場合、 [信号比の大きい方]と、 [信号比の小さい方] との比が次式の場合には加算、 減算画像では水 ·脂肪画像を決定できない。

1≤ [信号比の大きい方] / [信号比の小さい方]≤m

そこで本発明の自動判別法では、 第 2の方法として （2 )の加算，減算画像の画 素値を直接比較する方法を併用する。

加算 ·減算画像の画素値を直接比較する方法は、 撮像法によって決る所定のコ ントラストのもとでは、 水画像の画素値の最大値よりも脂肪画像の画素値の最大 値の方が大きい、 或いはその逆の関係が成り立つことを利用する。 例えば、 スピ ンエコー （SE) シーケンスでは、 一般的に T1強調画像が撮影され、 この場合のコ ントラス トでは、 水画像の画素値の最大値よりも脂肪画像の画素値の最大値の方 が大きい。 ここでは、 この特徴を用いて水、 脂肪画像を判別する。

図 2 0に、 （2 )の方法を実現するアルゴリズムを示す。 ここでもまず加算画像 (a)と減算画像 (b)から、 それぞれの高画素値領域（c)、 （d)を抽出する。 次いで抽 出されたそれぞれの領域について、 画像（a)、 （b)の画素値の平均を求める。 図 2 0の（e)、 （f)は、 抽出領域についての画素値を求めるために、 画像 (a)、 （b)と抽 出画像（c)、 （d)をそれぞれ重ねあわせたものを示している。 その後、 求めた画素 値の平均を比較する。

上述したように、 T1強調画像のコントラス トにおいては、 脂肪画素値の平均値 は水画素値の平均値より大きいこと、 すなわち、 以下の式を満たすことが期待さ れる。

(脂肪画素値） I (水画素値） > 1

そこで、加算画像およぴ減算画像のうち、画素値の平均値が大きい方を脂肪画像、 小さい方を水画像と判定する。

この方法においても、 実際の測定で発生しうる測定誤差を排除して判定の精度 をあげることが可能である。 このため、 加算画像および減算画像のうち、 [平均画 素値の大きい方]と [平均画素値の小さい方]の比を取り、この比がしきい値 ρ (>1) 以上になる場合に、平均画素値の大きい方を脂肪画像、小さい方を水画像とする。 この場合にも、 [平均画素値の大きい方] _/ / [平: t|画素値の小さい方]との比が、

1≤ [平均画素値の大きい方]と [平均画素値の小さい方]≤p

の場合には、 加算、 減算画像から水 ·脂肪画像を決定できないが、 上述した （1 ) の方法と併用することにより、 水 ·脂肪画像を判別することが可能となる。

なお、 （2 ) の方法において、 第 1エコー画像、 第 2エコー画像が T1以外のコ ントラストを持つ場合には、 しきい値 m、 pを変化させることにより同様に適用で きる。

両方法の適用は、 一方を先行させて、 一方で判断できない場合に、 他方を適用 するようにしてもよい。

このように判別した後、 表示された画像に 「水画像」 或いは 「脂肪画像」 の表 示を加える。 これにより水を含む組織と脂肪組織とが複雑に入り組んだ組織にお いても自動的に画像の判別がなされるので、 診断を効率的に行うことができる。 以上、 水 ·脂肪画像の自動判別方法について説明したが、 この自動判別方法は、 ディクソン法に限らず、 異なるエコー時間で取得した MR信号から演算で水、 脂肪 画像を求める方法全般に用いることができる。 この場合、 撮影シーケンスとして は、 1回の励起で 2つのエコーを取得するシーケンスのみならず、 ェコープレナ 一法 （EPI) や、 ファース トスピンエコー法 （FSE) など 1回の励起で 1枚の画像 に必要なエコーを取得するシングルスキャンシーケンスにも適用できる。 この場 合、 撮影時間はさらに短縮される。

またここでは水と脂肪の分離について示したが、 化学シフトを利用して 2種の スピンの信号を得る撮像方法であれば、 他の物質の組み合わせ、 例えば水とシリ コン、 水と NAAなどの分離についても適用可能である。

本発明によれば、 エコー時間の異なる複数の信号を用いて、 静磁場不均一等に 起因する位相ずれマップを作成する際に、 アンラップ処理を最適に行うアルゴリ ズムが提供される。 このようなアルゴリズムを、 静磁場補正付きディクソン法の ような水 ·脂肪分離画像取得法に適用することにより、 全自動で水、 脂肪分離画 像を得ることができる。

また本発明によれば、 エコー時間の異なる複数の信号間の演算によって水 ·脂 肪分離画像を取得する方法において、 加算画像及び減算画像のいずれかが水画像 か脂肪画像かを自動的に判別する手法が提供される。 これを静磁場補正付きディ クソン法のような水 ·脂肪分離画像取得法に適用することにより、 全自動で水、 脂肪分離画像の描画を行うことができる。

Claims

請 求 の 範 囲

1 . 静磁場が形成された空間に高周波磁場、 傾斜磁場をそれぞれ発生する磁場発 生手段と、 前記空間に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出し、 画 像を再構成する信号処理手段と、 再構成された画像を表示する表示手段とを備え た磁気共鳴イメージング装置において、

前記信号処理手段は、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までの時間 (TE) が異なる少なくとも 2種以上の核磁気共鳴信号を用いて、 信号間の位相ず れ分布を求める演算と、 その演算において生じる主値回りを補正するアンラップ 処理とを行い、 その際、 アンラップ処理の状況を示す指標を用いて、 アンラップ 処理の適否を判断することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

•2 . 前記信号処理手段は、 適切にアンラップ処理されたと判断した位相ずれ分布 に基づき前記核磁気共鳴信号を補正した後、 信号間の演算によりケミカルシフ ト の異なる 2種の原子核スピンについての画像を再構成することを特徴とする請求 の範囲第 1項記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。

3 . 静磁場が形成された空間に高周波磁場、 傾斜磁場をそれぞれ発生する磁場発 生手段と、 前記空間に置かれた被検体から発生された核磁気共鳴信号を検出し、 画像を再構成する信号処理手段と、 再構成された画像を表示する表示手段とを備 えた磁気共鳴イメージング装置において、

前記信号処理手段は、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までの時間 (TE) が異なる少なくとも 2種以上の核磁気共鳴信号を用いて、 2以上の原画像 を再構成し、 これら原画像間の演算によりケミカルシフトの異なる 2種の原子核 スピンについての 2種の表示画像を再構成し、 得られた 2種の表示画像と 2種の 原子核スピンとの対応を、 前記 2以上の原画像の画素値の比及び Z又は 2種の表 示画像の画素値から自動判別することを特徴とする磁気共鳴ィメージング装置。

4 . 静磁場が形成された空間に高周波磁場、 傾斜磁場をそれぞれ発生する磁場発 生手段と、 前記空間に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出し、 画 像を再構成する信号処理手段と、 再構成された画像を表示する表示手段とを備え た磁気共鳴イメージング装置において、

前記信号処理手段は、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までの時間 (TE) が異なる少なくとも 2種以上の核磁気共鳴信号を用いて、 信号間の位相ず れ分布を求める演算と、 その演算において生じる主値回りを補正するアンラップ 処理とを行い、 その際、 アンラップ処理の状況を示す指標を用いて、 アンラップ 処理の適否を判断する処理を行い、 適正にアンラップ処理された位相ずれ分布に 基づき補正した核磁気共鳴信号を用いて、 2以上の原画像を再構成し、 これら原 画像間の演算によりケミカルシフトの異なる 2種の原子核スピンについての 2種 の表示画像を再構成し、 得られた 2種の表示画像と 2種の原子核スピンとの対応 を、 前記 2以上の原画像の画素値の比及びノ又は 2種の表示画像の画素値から自 動判別するを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 5 . 静磁場が形成された空間に被検体を横たえ、 傾斜磁場を印加しつつ、 高周波 磁場を被検体に照射し、 それに反応して被検体から発生する核磁気共鳴信号を検 出し、 それら検出信号に基づいて被検体の所定個所の画像を再構成し、 そして再 構成された画像を表示する磁気共鳴イメージング方法において、

高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までのエコー時間が異なる第 1お よび第 2のエコー信号をそれぞれ複数個用いて第 1および第 2のエコー画像デー タを作成するステップ；

上記第 1および第 2のエコー画像データから静磁場不均一の分布を示す位相回 転量分布マップを作成するステップ ；

上記位相回転量分布マップに上記第 1のェコ一画像データに基づいて作成され た第 1のマスクをかけるステップ；

上記第 1のマスクがかけられた上記位相回転量分布マップにさらに第 1のルー プマスクをかけるステップ；

上記第 1のマスクおよび第 1のループマスクをかけられた上記位相回転量分布 マップのマスクがかけられていないそれぞれの画素部分について第 1のアンラッ プ処理を施すステツプ；

上記第 1のアンラップ処理と並行して、 第 1のアンラップ処理状況マップを作 成するステップ；

作成された上記第 1のアンラップ処理状況マップに基づいて、 上記第 1のアン ラップ処理の適否を判断するステップ；

アンラップ処理適切と判断された位相回転量分布マップ中の非アンラップ処理 画素部分について関数フイ ツティングを実行しアンラップ位相回転量分布マップ を作成するステップ；

上記アンラップ位相回転量分布マップに基づいて上記第 2のエコー画像データ に位相補正を施すステップ；

上記第 1のエコー画像データと上記位相補正された第 2のエコー画像データを 加算して加算画像データを作成するステップ；

上記第 1のェコ一画像データから上記位相補正された第 2のェコ一画像データ を減算して減算画像データを作成するステップ； および

上記第 1および第 2のエコー画像データの各画素毎に求めた画素値の比に基づ いて上記加算画像データおよび減算画像データの一方を水画像データ他方を脂肪 画像データと判別するステップを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング 方法。 6 . さらに上記加算画像データおよび減算画像データの所定個所のそれぞれの画 素値に基づいて上記加算画像データおよぴ減算画像データの一方を水画像データ 他方を脂肪画像データと判別するステップを有することを特徴とする請求の範囲 第 5項に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法。 7 . 上記第 1のアンラップ処理適否の判断ステップにおいて上記第 1のアンラッ プ処理不適切と判断された時、

上記位相回転量分布マップに上記第 2のエコー画像データに基づいて作成され た第 2のマスクをかけるステツプ；

上記第 2のマスクをかけられた上記位相回転量分布マップのマスクがかけられ ていないそれぞれの画素部分について第 2のアンラップ処理を施すステツプ； 上記第 2のアンラップ処理と並行して、 第 2のアンラップ処理状況マップを作 成するステップ； および

作成された上記第 2のアンラップ処理状況マップに基づいて、 上記第 2のアン ラップ処理の適否を判断するステップをさらに有することを特徴とする請求の範 囲第 6項に記載の磁気共鳴ィメージング方法。

8. 上記第 1のアンラップ処理適否の判断ステップにおいて、 上記第 1のアンラ ップ処理不適切と判断された時、 その不適切の判断が適切となるまで、 上記第 1 のループマスクのループ最大値を 1画素づっ増加するステップを有することを特 徴とする請求の範囲第 6項に記載の磁気共鳴イメージング方法。

9 .上記第 2のマスクは上記第 1のエコー画像データに対する第 2のエコー画像デー 夕の比 （ec 2/ec 1 ) に基づいて作成されたものであり、 さらに上記第 1のアンラ ップ処理ステップに先立って第 1のアンラップ処理の広がりを計測するステツプ. および上記第 2のアンラップ処理ステツプに先立って、 第 2のアンラップ処理の広 がり計測ステツプぉよぴ計測された第 1のアンラップ処理の広がりに対する第 2の アンラップ処理の広がりの比が所定値以上かを判断するステツプさらにその比が 所定値以下の時上記第 2のマスクのマスクしきい値を低減するステップを有する ことを特徴とする請求の範囲第 7項記載の磁気共鳴イメージング方法。

1 0 . 上記位相回転量マップ作成ステップに先立って、 上記第 1および第 2画像デ 一夕のマトリックスサイズを縮小するステップおよび上記第 2のエコー画像デー タに位相補正を施すステップに先立ちマトリックスサイズを元に戻すステップを 有することを特徴とする請求の範囲第 5項記載の磁気共鳴イメージング方法。

1 1 . 静磁場が形成された空間に被検体を横たえ、 傾斜磁場を印加しつつ、 高周 波磁場を被検体に照射し、 それに反応して被検体から発生する核磁気共鳴信号を 検出し、 それら検出信号に基づいて被検体の所定個所の画像を再構成し、 そして 再構成された画像を表示する磁気共鳴イメージング方法において、 高周波磁場の照射から核磁気共鳴信号の発生までのエコー時間が異なる第 1 , 第 2および第 3のエコー信号をそれぞれ複数個用いて第 1 , 第 2および第 3のエコー 画像データを作成するステップ；

上記第 1および第 3のエコー画像データから静磁場不均一の分布を示す位相回 転量分布マップを作成するステップ；

上記位相回転量分布マップに上記第 1のエコー画像データに基づいて作成され た第 1のマスクをかけるステップ；

上記第 1のマスクがかけられた上記位相回転量分布マップにさらに第 1のルー プマスクをかけるステップ；

上記第 1のマスクおよび第 1のループマスクをかけられた上記位相回転量分布 マップのマスクがかけられていないそれぞれの画素部分について第 1のアンラッ プ処理を施すステップ；

上記第 1のアンラップ処理と並行して、 第 1のアンラップ処理状況マップを作 成するステップ；

作成された上記第 1のアンラップ処理状況マップに基づいて、 上記第 1のアン ラップ処理の適否を判断するステツプ；

アンラップ処理適切と判断された位相回転量分布マップ中の非アンラップ処理 画素部分について関数フイツティングを実行しアンラップ位相回転量分布マップ を作成するステップ；

上記アンラップ位相回転量分布マップに基づいて上記第 2のェコ一画像データ に位相補正を施すステップ；

上記第 1のエコー画像データと上記位相補正された第 2のエコー画像データを 加算して加算画像データを作成するステップ：

上記第 1のェコ一画像データから上記位相補正された第 2のェコ一画像データ を減算して減算画像データを作成するステップ； および

上記第 1および第 2のエコー画像データの各画素毎に求めた画素値の比に基づ いて上記加算画像データおよび減算画像データの一方を水画像データ他方を脂肪 画像データと判別するステップを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング 麵 OεAV - ^ - o