JP4558866B2

JP4558866B2 - Phase distribution measuring method and apparatus, phase correcting method and apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus

Info

Publication number: JP4558866B2
Application number: JP30107699A
Authority: JP
Inventors: 光晴三好
Original assignee: Ｇｅヘルスケア・ジャパン株式会社
Priority date: 1999-10-22
Filing date: 1999-10-22
Publication date: 2010-10-06
Anticipated expiration: 2019-10-22
Also published as: JP2001120514A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、位相分布測定方法および装置、位相補正方法および装置、並びに、磁気共鳴撮像装置に関し、特に、磁気共鳴撮像した画像における位相分布を測定する方法および装置、測定した位相分布に基づいてピクセルデータの位相を補正する方法および装置、並びに、位相を補正したピクセルデータに基づいて水と脂肪を分離した画像を得る磁気共鳴撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮像装置では、撮像対象を収容する空間に静磁場を形成し、静磁場空間に勾配磁場と高周波磁場を形成し、撮像対象のスピン（ｓｐｉｎ）が発生する磁気共鳴信号に基づいて画像を生成（再構成）するようになっている。脂肪の磁気共鳴信号は、ケミカルシフト（ｃｈｅｍｉｃａｌｓｈｉｆｔ）により水の磁気共鳴信号とは周波数が異なるので、周波数の相違に基づく位相差を利用して水と脂肪を別々に画像化することが行われる。
【０００３】
磁気共鳴信号の位相は静磁場強度の不均一の影響を受けるので、磁場不均一に影響されずに水と脂肪を別々に画像化するために、静磁場不均一を表す位相分布すなわち位相マップ（ｍａｐ）を求め、それに基づいて予め画像の位相補正を行うようにしている。
【０００４】
位相マップは、複素数で与えられる画像データ（ｄａｔａ）の位相をピクセル（ｐｉｘｅｌ）ごとに求めることにより得られる。ノイズ（ｎｏｉｓｅ）の影響を受けない位相マップを得るために、位相マップの元になる画像についてフィルタリング（ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ）が行われる。
【０００５】
位相マップを形成する過程で、位相のラップアラウンド（ｗｒａｐａｒｏｕｎｄ）の有無を検出し、ラップアラウンドがある部分ではラップアラウンドの補正すなわちアンラッピング（ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）が行われる。
【０００６】
ラップアラウンドの有無は、隣り合うピクセル同士の画像データの位相差の絶対値が２πとなるかどうかで検出し、ラップアラウンドを検出したピクセルについては、その位相に位相差とは逆符号で２πを加算する。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
位相マップを形成するには画像データをピクセルごとに処理しなければならないので、画像のマトリクスサイズ（ｍａｔｒｉｘｓｉｚｅ）が大きくなるほど処理時間が長くなるという問題があった。
【０００８】
画像のマトリクスサイズを小さくすることにより処理時間を短縮することが可能ではあるが、ＦＯＶ（ｆｉｅｌｄｏｆｖｉｅｗ）を同一とした場合、１ピクセル当たりの撮像対象のボクセル（ｖｏｘｅｌ）が大きくなるので、同一ボクセル内に位相の異なる複数のスピンが混在するパーシャルボリューム（ｐａｒｔｉａｌｖｏｌｕｍｅ）効果により、位相マップが不正確になるという問題があった。
【０００９】
本発明は上記の問題点を解決するためになされたもので、その目的は、正確な位相マップを能率良く求める位相分布測定方法および装置、そのようにして求めた位相マップを用いる位相補正方法および装置、並びに、そのような位相補正を行う磁気共鳴撮像装置を実現することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するための１つの観点での発明は、磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成し、前記縮小画像における位相分布を求め、前記求めた位相分布を前記縮小前の画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大することを特徴とする位相分布測定方法である。
【００１１】
この観点での発明では、原画像の縮小画像の位相マップを求め、これを原画像のマトリクスサイズに対応する位相マップに拡大する。縮小画像のピクセルは原画像のピクセルなのでパーシャルボリュームの影響が少ない。縮小によりピクセル数が減少するので処理時間が短縮される。
【００１２】
（２）上記の課題を解決する他の観点での発明は、前記マトリクサイズの縮小を前記画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより行うことを特徴とする（１）に記載の位相分布測定方法である。
【００１３】
この観点での発明では、原画像のピクセルを所定個数おきにサンプリングしたデータで縮小画像を構成するので、原画像を適切に代表する縮小画像を得ることができ、原画像の位相分布を適切に代表する縮小位相マップを得ることを可能にする。
【００１４】
（３）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、前記求めた位相分布を前記縮小前の画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段とを具備することを特徴とする位相分布測定装置である。
【００１５】
この観点での発明では、縮小画像生成手段と位相分布計算手段により、原画像の縮小画像の位相マップを求め、これを位相分布拡大手段により原画像のマトリクスサイズに対応する位相マップに拡大する。縮小画像のピクセルは原画像のピクセルなのでパーシャルボリュームの影響が少ない。縮小によりピクセル数が減少するので処理時間が短縮される。
【００１６】
（４）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記マトリクサイズの縮小を前記画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより行うマトリクスサイズ縮小手段を具備することを特徴とする（３）に記載の位相分布測定装置である。
【００１７】
この観点での発明では、マトリクスサイズ縮小手段で原画像のピクセルを所定個数おきにサンプリングしたデータで縮小画像を構成するので、原画像を適切に代表する縮小画像を得ることができ、原画像の位相分布を適切に代表する縮小位相マップを得ることを可能にする。
【００１８】
（５）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成し、前記縮小画像における位相分布を求め、前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大し、前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行うことを特徴とする位相補正方法である。
【００１９】
この観点での発明では、原画像の縮小画像の位相マップを求め、これを原画像のマトリクスサイズに対応する位相マップに拡大する。縮小画像のピクセルは原画像のピクセルなのでパーシャルボリュームの影響が少ない。縮小によりピクセル数が減少するので処理時間が短縮される。拡大した位相マップを用いて画像データの位相補正を行う。
【００２０】
（６）上記の課題を解決する他の観点での発明は、前記マトリクサイズの縮小を前記画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより行うことを特徴とする（５）に記載の位相補正定方法である。
【００２１】
この観点での発明では、原画像のピクセルを所定個数おきにサンプリングしたデータで縮小画像を構成するので、原画像を適切に代表する縮小画像を得ることができ、原画像の位相分布を適切に代表する縮小位相マップを得ることを可能にする。
【００２２】
（７）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段と、前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行う位相補正手段とを具備することを特徴とする位相補正装置である。
【００２３】
この観点での発明では、縮小画像生成手段と位相分布計算手段により、原画像の縮小画像の位相マップを求め、これを位相分布拡大手段により原画像のマトリクスサイズに対応する位相マップに拡大する。縮小画像のピクセルは原画像のピクセルなのでパーシャルボリュームの影響が少ない。縮小によりピクセル数が減少するので処理時間が短縮される。拡大した位相マップを用いて位相補正手段で画像データの位相補正を行う。
【００２４】
（８）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記マトリクサイズの縮小を前記画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより行うマトリクスサイズ縮小手段を具備することを特徴とする（７）に記載の位相補正装置である。
【００２５】
この観点での発明では、マトリクスサイズ縮小手段で原画像のピクセルを所定個数おきにサンプリングしたデータで縮小画像を構成するので、原画像を適切に代表する縮小画像を得ることができ、原画像の位相分布を適切に代表する縮小位相マップを得ることを可能にする。
【００２６】
（９）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場空間中の撮像対象について磁気共鳴を利用して画像を撮像する撮像手段と、前記撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段と、前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行う位相補正手段と、前記位相補正した画像のピクセルデータの位相差を利用して水画像と脂肪画像を別々に生成する画像生成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴撮像装置である。
【００２７】
この観点での発明では、縮小画像生成手段と位相分布計算手段により、原画像の縮小画像の位相マップを求め、これを位相分布拡大手段により原画像のマトリクスサイズに対応する位相マップに拡大する。縮小画像のピクセルは原画像のピクセルなのでパーシャルボリュームの影響が少ない。縮小によりピクセル数が減少するので処理時間が短縮される。拡大した位相マップを用いて位相補正手段で画像データの位相補正を行う。位相補正済みの画像データに基づいて画像生成手段で水と脂肪を別々に画像化する。
【００２８】
（１０）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記マトリクサイズの縮小を前記画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより行うマトリクスサイズ縮小手段を具備することを特徴とする（９）に記載の磁気共鳴撮像装置である。
【００２９】
この観点での発明では、マトリクスサイズ縮小手段で原画像のピクセルを所定個数おきにサンプリングしたデータで縮小画像を構成するので、原画像を適切に代表する縮小画像を得ることができ、原画像の位相分布を適切に代表する縮小位相マップを得ることを可能にする。
【００３０】
（１１）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場空間中の撮像対象について磁気共鳴を利用して画像を撮像し、前記撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成し、前記縮小画像における位相分布を求め、前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大し、前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行い、前記位相補正した画像のピクセルデータの位相差を利用して水画像と脂肪画像を別々に生成することを特徴とする磁気共鳴撮像方法である。
【００３１】
この観点での発明では、原画像の縮小画像の位相マップを求め、これを原画像のマトリクスサイズに対応する位相マップに拡大する。縮小画像のピクセルは原画像のピクセルなのでパーシャルボリュームの影響が少ない。縮小によりピクセル数が減少するので処理時間が短縮される。拡大した位相マップを用いて画像データの位相補正を行う。位相補正済みの画像データに基づいて水と脂肪を別々に画像化する。
【００３２】
（１２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記マトリクサイズの縮小を前記画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより行うことを特徴とする（１１）に記載の磁気共鳴撮像方法である。
【００３３】
この観点での発明では、原画像のピクセルを所定個数おきにサンプリングしたデータで縮小画像を構成するので、原画像を適切に代表する縮小画像を得ることができ、原画像の位相分布を適切に代表する縮小位相マップを得ることを可能にする。
【００３４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮像装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００３５】
図１に示すように、本装置はマグネットシステム（ｍａｇｎｅｔｓｙｓｔｅｍ）１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦ（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の外形を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の内部空間に、撮像対象３００がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。撮像対象３００は、本発明における撮像対象の実施の形態の一例である。
【００３６】
主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね撮像対象３００の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【００３７】
勾配コイル部１０６は静磁場強度に勾配を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト（ｒｅａｄｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコード（ｐｈａｓｅｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種であり、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
【００３８】
ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に撮像対象３００の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信という。ＲＦコイル部１０８は、また、励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイル部１０８は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００３９】
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００４０】
ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、撮像対象３００の体内のスピンを励起する。
【００４１】
ＲＦコイル部１０８には、また、データ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０はＲＦコイル部１０８が受信した受信信号を取り込み、それをディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。
【００４２】
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０には制御部１６０が接続されている。制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御する。
【００４３】
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ処理部１７０は、データ収集部１５０から取り込んだデータを図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）に記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。データ空間は２次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間を構成する。データ処理部１７０は、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して撮像対象３００の画像を再構成する。
【００４４】
データ処理部１７０は制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位にあってそれを統括する。データ処理部１７０には、表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、操作者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。
【００４５】
図２に、磁気共鳴撮像装置のブロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００４６】
図２に示す装置は、図１に示した装置とは異なるマグネットシステム１００’を有する。マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と同様な構成になっており、同様な部分に同一の符号を付して説明を省略する。
【００４７】
マグネットシステム１００’は主磁場マグネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコイル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の外形を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム１００’の内部空間に、撮像対象３００がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００４８】
主磁場マグネット部１０２’はマグネットシステム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね撮像対象３００の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【００４９】
勾配コイル部１０６’は静磁場強度に勾配を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場は、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場およびフェーズエンコード勾配磁場の３種であり、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６’は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
【００５０】
ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に撮像対象３００の体内のスピンを励起するためのＲＦ励起信号を送信する。ＲＦコイル部１０８’は、また、励起されたスピンが生じる磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイル部１０８’は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００５１】
図３に、磁気共鳴撮像に用いるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示す。このパルスシーケンスは、スピンエコー（ＳＥ：ＳｐｉｎＥｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。
【００５２】
すなわち、（１）はＳＥ法におけるＲＦ励起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭＲのシーケンスである。なお、９０°パルスおよび１８０°パルスはそれぞれ中心信号で代表する。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。
【００５３】
同図に示すように、９０°パルスによりスピンの９０°励起が行われる。このときスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。９０°励起から所定の時間後に、１８０°パルスによる１８０°励起すなわちスピン反転が行われる。このときもスライス勾配Ｇｓが印加され、同じスライスについての選択的反転が行われる。
【００５４】
９０°励起とスピン反転の間の期間に、リードアウト勾配Ｇｒおよびフェーズエンコード勾配Ｇｐが印加される。リードアウト勾配Ｇｒによりスピンのディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）が行われる。フェーズエンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。
【００５５】
スピン反転後、リードアウト勾配Ｇｒでスピンをリフェーズ（ｒｅｐｈａｓｅ）してスピンエコーＭＲを発生させる。スピンエコーＭＲはデータ収集部１５０によりビューデータ（ｖｉｅｗｄａｔａ）として収集される。このようなパルスシーケンスが周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）で６４〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、６４〜５１２ビューのビューデータが得られる。
【００５６】
スピンエコーＭＲは、エコー中心に関して対称的な波形を持つＲＦ信号となる。中心エコーは９０°励起からＴＥ（ｅｃｈｏｔｉｍｅ）後に生じる。時間ＴＥを適切に選ぶことにより、水のエコーと脂肪のエコーの位相差をπ／２とすることができる。位相差をπ／２にするＴＥは静磁場強度が０．２Ｔの場合で２τ＋８．６ｍｓまたは２τ−８．６ｍｓ程度である。なお、τは９０°励起から１８０°励起までの時間間隔である。この程度のＴＥで得られるスピンエコーは十分な信号強度を有する。なお、水のエコーと脂肪のエコーの位相差をπ／２としないときは、このようなＴＥの設定をする必要はない。
【００５７】
磁気共鳴撮像用パルスシーケンスの他の例を図４に示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコー（ＧＲＥ：ＧｒａｄｉｅｎｔＥｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。
【００５８】
すなわち、（１）はＧＲＥ法におけるＲＦ励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭＲのシーケンスである。なお、α°パルスは中心信号で代表する。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。
【００５９】
同図に示すように、α°パルスによりスピンのα°励起が行われる。αは９０以下である。このときスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。
【００６０】
α°励起後、フェーズエンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、リードアウト勾配Ｇｒにより先ずスピンをディフェーズし、次いでスピンをリフェーズして、グラディエントエコーＭＲを発生させる。グラディエントエコーＭＲはデータ収集部１５０によりビューデータとして収集される。このようなパルスシーケンスが周期ＴＲで６４〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、６４〜５１２ビューのビューデータが得られる。
【００６１】
グラディエントエコーＭＲは、エコー中心に関して対称的な波形を持つＲＦ信号となる。中心エコーはα°励起からＴＥ後に生じる。時間ＴＥを適切に選ぶことにより、水のエコーと脂肪のエコーの位相差をπ／２とすることができる。位相差をπ／２にするＴＥは静磁場強度が０．２Ｔの場合で８．６ｍｓ程度である。この程度のＴＥで得られるグラディエントエコーは十分な信号強度を有する。なお、水のエコーと脂肪のエコーの位相差をπ／２としないときは、このようなＴＥの設定をする必要はない。
【００６２】
図３または図４のパルスシーケンスによって得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモリに収集される。なお、パルスシーケンスはＳＥ法またはＧＲＥ法に限るものではなく、例えばファーストスピンエコー（ＦＳＥ：ＦａｓｔＳｐｉｎＥｃｈｏ）法やエコープラナーイメージング（ＥＰＩ：ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）等、他の適宜の技法のものであって良いのはいうまでもない。
【００６３】
データ処理部１７０は、ビューデータを２次元逆フーリエ変換して撮像対象３００の断層像を再構成する。再構成した画像はメモリに記憶する。ここまでの本装置の構成および機能は、本発明における撮像手段の実施の形態の一例である。
【００６４】
データ処理部１７０は、再構成した画像から、水分を画像化した像および脂肪分を画像化した像をそれぞれ生成する。以下、水分を画像化した像を水像、脂肪分を画像化した像を脂肪像という。
【００６５】
水像および脂肪像を生成するに当たり、データ処理部１７０は、静磁場の強度分布に相当する位相分布すなわち位相マップを求める。なお、位相マップは水・脂肪分離撮像のためばかりでなく、通常の撮像における位相補正のために求めるようにしても良いのはいうまでもない。
【００６６】
データ処理部１７０は、本発明の位相分布測定装置の実施の形態の一例である。データ処理部１７０の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。データ処理部１７０の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００６７】
データ処理部１７０は、また、位相マップを用いて、磁場不均一の影響を除去する位相補正を行う。データ処理部１７０は、本発明の位相補正装置の実施の形態の一例である。データ処理部１７０の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。データ処理部１７０の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００６８】
水像と脂肪像を分離して生成する観点から見たデータ処理部１７０のブロック図を図５に示す。同図の各ブロックの機能は、例えばコンピュータプログラム（ｃｏｍｐｕｔｅｒｐｒｏｇｒａｍ）等により実現される。以下同様である。
【００６９】
同図に示すように、データ処理部１７０は縮小画像形成部７０２を有する。縮小画像形成部７０２には、前段の画像再構成部７００から再構成画像が入力される。再構成画像としては、例えば標準ファントム（ｐｈａｎｔｏｍ）を撮像して得た像等が用いられる。なお、標準ファントムは水成分だけを含むものである。再構成画像のピクセルデータ（ｐｉｘｅｌｄａｔａ）は複素数で与えられる。すなわち、ピクセルデータは実数成分と虚数成分を有する。以下、実数成分および虚数成分をそれぞれリアルパート（ｒｅａｌｐａｒｔ）およびイマジナリパート（ｉｍａｇｉｎａｒｙｐａｒｔ）という。
【００７０】
縮小画像形成部７０２は入力画像を縮小した画像を形成する。具体的には、入力画像が例えば図６の（ａ）に示すようなものである場合、斜線で示すように、入力画像のピクセルデータを例えば４ｘ４マトリクス単位で１つずつ抽出し、それら抽出したピクセルデータにより（ｂ）に示すような画像を形成する。縮小画像形成部７０２は、本発明における縮小画像生成手段の実施の形態の一例である。
【００７１】
（ｂ）に示した画像は、原画像を１／１６に縮小した画像となる。原画像のマトリクスサイズが例えば２５６ｘ２５６である場合、縮小画像のマトリクスサイズは６４ｘ６４になる。これによって、縮小画像のピクセル数は原画像の１／１６に削減される。なお、ピクセルデータを抽出する単位は４ｘ４マトリクスに限るものではなく、縮小率に応じて適宜に設定して良い。
【００７２】
縮小画像についてフィルタリング部７０４がフィルタリングを行う。フィルタリング部７０４は、本発明におけるフィルタリング手段の実施の形態の一例である。フィルタリングは例えばローパスフィルタリング（ｌｏｗ−ｐａｓｓｆｉｌｔｅｒｉｎｇ）であり、これによってピクセルデータに含まれるノイズが除去される。ピクセル数が１／１６に減少したことにより、フィルタリングの所要時間も原画像をフィルタリングする場合の１／１６程度に減少する。
【００７３】
フィルタリング後の縮小画像につき、位相マップ形成部７０６で位相マップを形成する。位相マップ形成部７０６は、ピクセルごとに複素数データの位相すなわちリアルパートとイマジナリパートのアークタンジェント（ａｒｃｔａｎｇｅｎｔ）を求め、この位相をピクセル値とする画像すなわち位相マップを形成する。位相マップ形成部７０６は、本発明における位相分布計算手段の実施の形態の一例である。
【００７４】
縮小画像のマトリクスサイズは小さいものの、ピクセルデータはマトリクスサイズが大きいしたがってボクセルサイズが小さい画像のものであるから、パーシャルボリュームの影響が小さくなっている。このため、パーシャルボリュームの影響が少ない位相マップを得ることができる。また、ピクセル数が１／１６に減少したことにより、位相マップの形成に要する時間は、原画像から求める場合の１／１６程度に減少する。
【００７５】
位相マップの模式図を図７の（ａ）に示す。同図は、位相マップの１次元プロファイル（ｐｒｏｆｉｌｅ）である。位相マップの１次元プロファイル（以下、単に位相マップという）は、静磁場が均一な場合は、同図の一点鎖線で示すように、位相０に相当する水平な直線になるべきであるが、例えば静磁場がリニア（ｌｉｎｅａｒ）に変化するような不均一性を持つとすると、それに対応した傾斜で位相が変化する位相マップとなる。
【００７６】
撮像空間での静磁場強度は予めシミング（ｓｈｉｍｍｉｎｇ）が行われているにより、局所的に急激に変化することはなく概ね滑らかに変化するので、マトリクスサイズが小さい位相マップでも磁場不均一を正しく表すことができる。
【００７７】
位相マップには、±πの範囲を逸脱した位相が±πの範囲内に折り返すいわゆるラップアラウンドが生じる。このような位相マップにつき位相アンラッピング（ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）部７０８で位相アンラッピングを行う。位相アンラッピング部７０８は、本発明における位相アンラッピング手段の実施の形態の一例である。
【００７８】
位相アンラッピング部７０８は、図７の（ａ）に示すようにラップアラウンドすなわち２πの位相差が生じている部分で、位相差とは逆符号で２πを加算し、位相マップを（ｂ）のようにラップアラウンドのないものにする。ピクセル数が１／１６に減少したことにより、処理時間は原画像と同じマトリクスサイズの位相マップの場合の１／１６程度に減少する。
【００７９】
アンラッピングされた位相マップにつき、位相マップ拡大部７１０により原画像のマトリクスサイズと同じマトリクスサイズを持つ位相マップに拡大する。位相マップ拡大部７１０は、本発明における位相分布拡大手段の実施の形態の一例である。
【００８０】
位相マップ拡大部７１０は、補間演算により縮小位相マップ（ｂ）から拡大位相マップ（ｃ）を生成する。補間演算としては直線補間（１次補間）が計算が単純な点で好ましい。なお、直線補間に限るものではなく、高次補間やスプライン（ｓｐｌｉｎｅ）補間を用いても良いのはいうまでもない。これらは精度の高い補間を行う点で好ましい。
【００８１】
また、位相マップの拡大は、フーリエ空間を経由して行うようにしても良い。これを図８によって説明する。同図の（ａ）に示すように、マトリクスサイズが例えば６４ｘ６４の実空間の位相マップがあるとすると、先ずそれを２次元フーリエ変換して、同図の（ｂ）に示すように、フーリエ空間でのマトリクスサイズが６４ｘ６４の位相マップとする。
【００８２】
次に、フーリエ空間で位相マップを含む２５６ｘ２５６のマトリクスを設定し、位相マップの外側を全て０データで埋める。次に、このようなフーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換する。これによって、同図の（ｃ）に示すように、マトリクスサイズが２５６ｘ２５６の実空間の位相マップ、すなわち、原画像と同じマトリクスサイズに拡大した位相マップを得る。この方法は、マトリクスの拡大を円滑に行う点で好ましい。
【００８３】
上記のような位相マップの拡大処理を含めても、最終的な位相マップを得るまでの所要時間は、従来のように原画像から直接求める場合よりも大幅に短縮することができる。拡大位相マップは、静磁場の強度分布すなわち静磁場不均一を原画像のピクセル対応で表す。位相マップは位相マップメモリ７１２に記憶される。
【００８４】
位相マップメモリ７１２に記憶された位相マップは、位相補正部７１４において再構成画像の位相補正に利用される。位相補正部７１４は、画像再構成部７００から位相補正すべき再構成画像を入力し、そのピクセルデータの位相を位相マップにおける対応するピクセルの位相によって補正する。位相補正部７１４は、本発明における位相補正手段の実施の形態の一例である。
【００８５】
位相を補正した複素画像は水・脂肪分離部７１６に入力される。水・脂肪分離部７１６は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。水・脂肪分離部７１６は、位相補正済みの複素画像のリアルパートを用いて水像を生成し、イマジナリパートを用いて脂肪像を生成する。これによって、正確な水像および脂肪像を得ることができる。生成した水像は水像メモリ７１８に記憶し、脂肪像は脂肪像メモリ７２０に記憶する。
【００８６】
位相マップを求めるための元画像として撮像対象３００を撮像したものを用いる場合は、上記のパルスシーケンスにより、水像と脂肪像はπ／２の位相差を持つので、位相マップは脂肪像に相当するところでは静磁場不均一よる位相にπ／２を加えた位相を持つ。
【００８７】
このような位相マップで位相補正を行うと、水像と脂肪像の位相差までも補正してしまい、水・脂肪分離画像を得ることができなくなる。そこで、撮像対象３００を撮像した画像から位相マップを求める場合は次のような処理を行う。
【００８８】
図９に、水像と脂肪像がπ／２の位相差を持つ画像から位相マップを求める観点でのデータ処理部１７０のブロック図を示す。同図に示すように、データ処理部１７０はパワー（ｐｏｗｅｒ）画像形成部９０２および位相分布計算部９０４を有する。パワー画像形成部９０２および位相分布計算部９０４には、再構成画像が入力される。
【００８９】
パワー画像形成部９０２は、ピクセルごとの複素数データのパワーを求め、このパワーをピクセル値とする画像すなわちパワー画像を形成する。位相分布計算部９０４は、再構成画像の位相分布を求める。位相分布の模式図を図１０の（ａ）に示す。同図は、断層像が脂肪像とその周囲を囲む水像からなる場合の、位相分布の１次元プロファイル（ｐｒｏｆｉｌｅ）である。
【００９０】
位相分布の１次元プロファイル（以下、単に位相分布という）は、静磁場が均一であるとすると、水像の位相が０になることにより、同図の一点鎖線で示すような図形になるべきであるが、例えば静磁場がリニア（ｌｉｎｅａｒ）に傾斜す不均一性を持つとすると、実線で示すような位相分布となる。
【００９１】
位相分布は位相４倍部９０６に入力される。位相４倍部９０６は位相分布における各位相をを４倍する。これにより、図１０の（ｂ）に示すような位相分布が得られる。同図に示すように、４倍したことにより水と脂肪の位相差が２πになり両者は同相となる。なお、位相分布にはラップアラウンドが生じる。また、それに加えて、水と脂肪の境界部分では位相の不連続ないし急変が生じる。
【００９２】
このような位相分布が複素画像形成部９０８に入力される。複素画像形成部９０８にはパワー画像形成部９０２からパワー画像も入力される。複素画像形成部９０８は、位相分布とパワー画像に基づいて複素画像を形成する。
【００９３】
複素画像のリアルパートは、パワー画像データのコサイン（ｃｏｓｉｎｅ）として求められる。複素画像のイマジナリパートは、パワー画像データのサイン（ｓｉｎｅ）として求められる。なお、コサインおよびサインの演算に用いる角度は位相角度である。
【００９４】
複素画像はローパスフィルタ部９１０を通して位相分布計算部９１２に入力される。位相分布計算部９１２は、ローパスフィルタリングされた複素画像から位相分布を形成する。ローパスフィルタリングにより、位相分布は、図１１の（ａ）に示すような位相の不連続ないし急変部分が、例えば（ｂ）に示すように連続化ないし急変緩和されたものとなる。
【００９５】
このような位相分布が位相アンラッピング部９１４に入力される。アンラッピング部９１４は、図１２の（ａ）に示すようにラップアラウンドしている位相を（ｂ）のようにアンラッピングする。
【００９６】
アンラッピングされた位相分布は位相１／４倍部９１６に入力される。位相１／４倍部９１６は入力位相を１／４倍する。これにより、図１２の（ｃ）に示すような位相分布が得られる。この位相分布は、撮像対象３００が水だけからなる場合の位相分布に相当する。したがって、この位相分布は静磁場の強度分布すなわち静磁場不均一を表すものとなる。このような処理を、図５に示した位相マップ形成部７０６での処理に置き換えることにより、脂肪像に影響されない位相マップを得ることができる。
【００９７】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、正確な位相マップを能率良く求める位相分布測定方法および装置、そのようにして求めた位相マップを用いる位相補正方法および装置、並びに、そのような位相補正を行う磁気共鳴撮像装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図３】図１または図２に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図４】図１または図２に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図５】図１または図２に示した装置におけるデータ処理部のブロック図である。
【図６】図５に示したデータ処理部の機能を説明する図である。
【図７】図５に示したデータ処理部の機能を説明する図である。
【図８】図５に示したデータ処理部の機能を説明する図である。
【図９】図１または図２に示した装置におけるデータ処理部のブロック図である。
【図１０】図９に示したデータ処理部の機能を説明する図である。
【図１１】図９に示したデータ処理部の機能を説明する図である。
【図１２】図９に示したデータ処理部の機能を説明する図である。
【符号の説明】
１００，１００’ マグネットシステム
１０２主磁場コイル部
１０２’ 主磁場マグネット部
１０６，１０６’ 勾配コイル部
１０８，１０８’ ＲＦコイル部
１３０勾配駆動部
１４０ＲＦ駆動部
１５０データ収集部
１６０制御部
１７０データ処理部
１８０表示部
１９０操作部
３００撮像対象
５００クレードル
７００画像再構成部
９０２縮小画像形成部
９０４フィルタリング部
９０６位相マップ形成部
９０８位相アンラッピング部
９１０位相拡大部
９１２位相マップメモリ
９１４位相補正部
９１６水・脂肪分離部
７１８水像メモリ
７２０脂肪像メモリ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a phase distribution measurement method and apparatus, a phase correction method and apparatus, and a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly, a method and apparatus for measuring a phase distribution in an image obtained by magnetic resonance imaging, and a pixel based on the measured phase distribution. The present invention relates to a method and apparatus for correcting the phase of data, and a magnetic resonance imaging apparatus for obtaining an image in which water and fat are separated based on pixel data whose phase has been corrected.
[0002]
[Prior art]
In a magnetic resonance imaging apparatus, a static magnetic field is formed in a space that accommodates an imaging target, a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field are formed in the static magnetic field space, and an image is generated based on a magnetic resonance signal generated by the spin of the imaging target. Generate (reconstruct). Since the magnetic resonance signal of fat is different in frequency from the magnetic resonance signal of water due to chemical shift, water and fat are separately imaged using a phase difference based on the difference in frequency. .
[0003]
Since the phase of the magnetic resonance signal is affected by the inhomogeneity of the static magnetic field strength, in order to separately image water and fat without being affected by the inhomogeneity of the magnetic field, a phase distribution or phase map representing the static magnetic field inhomogeneity ( map) is obtained, and based on this, the phase of the image is corrected in advance.
[0004]
The phase map is obtained by obtaining the phase of image data (data) given as a complex number for each pixel. In order to obtain a phase map that is not affected by noise, filtering is performed on an image from which the phase map is based.
[0005]
In the process of forming the phase map, the presence / absence of phase wraparound is detected, and wraparound correction, that is, unwrapping, is performed at a portion where there is wraparound.
[0006]
The presence or absence of wraparound is detected based on whether or not the absolute value of the phase difference of the image data between adjacent pixels is 2π. For pixels that have detected wraparound, 2π is added to the phase with the opposite sign of the phase difference. to add.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
Since the image data must be processed for each pixel in order to form the phase map, there is a problem that the processing time becomes longer as the matrix size of the image increases.
[0008]
Although it is possible to reduce the processing time by reducing the matrix size of the image, if the same FOV (field of view) is used, the number of voxels to be imaged per pixel increases, so the same There is a problem in that the phase map becomes inaccurate due to a partial volume effect in which a plurality of spins having different phases are mixed in a voxel.
[0009]
The present invention has been made to solve the above-described problems, and its object is to provide a phase distribution measuring method and apparatus for efficiently obtaining an accurate phase map, a phase correction method using the phase map thus obtained, and An apparatus, and a magnetic resonance imaging apparatus that performs such phase correction.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
(1) According to one aspect of the invention for solving the above problem, a reduced image with a reduced matrix size is generated for an image obtained by magnetic resonance imaging, a phase distribution in the reduced image is obtained, and the obtained phase distribution is obtained. Is expanded to a phase distribution corresponding to the matrix size of the image before the reduction.
[0011]
In the invention from this viewpoint, the phase map of the reduced image of the original image is obtained, and this is enlarged to the phase map corresponding to the matrix size of the original image. Since the pixels of the reduced image are pixels of the original image, the influence of the partial volume is small. Since the number of pixels is reduced by the reduction, the processing time is shortened.
[0012]
(2) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, the matrix size is reduced by extracting pixels of the image every predetermined number. This is a phase distribution measurement method.
[0013]
In the invention from this viewpoint, since the reduced image is composed of data obtained by sampling the pixels of the original image every predetermined number, a reduced image appropriately representing the original image can be obtained, and the phase distribution of the original image can be appropriately set. It is possible to obtain a representative reduced phase map.
[0014]
(3) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, reduced image generating means for generating a reduced image with a reduced matrix size for an image obtained by magnetic resonance imaging, and a phase for obtaining a phase distribution in the reduced image A phase distribution measuring apparatus comprising: distribution calculating means; and phase distribution expanding means for expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to the matrix size of the image before reduction.
[0015]
In the invention from this point of view, the reduced image generating means and the phase distribution calculating means obtain a phase map of the reduced image of the original image, and the phase distribution enlarging means enlarges it to a phase map corresponding to the matrix size of the original image. Since the pixels of the reduced image are pixels of the original image, the influence of the partial volume is small. Since the number of pixels is reduced by the reduction, the processing time is shortened.
[0016]
(4) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, the invention further comprises matrix size reduction means for reducing the matrix size by extracting pixels of the image every predetermined number. The phase distribution measuring device according to (3), which is characterized.
[0017]
In the invention in this aspect, since the reduced image is composed of data obtained by sampling the pixels of the original image every predetermined number by the matrix size reducing means, a reduced image appropriately representing the original image can be obtained. It is possible to obtain a reduced phase map that appropriately represents the phase distribution.
[0018]
(5) According to another aspect of the invention for solving the above problem, a reduced image with a reduced matrix size is generated for an image obtained by magnetic resonance imaging, a phase distribution in the reduced image is obtained, and the obtained phase distribution is obtained. Is expanded to a phase distribution corresponding to the matrix size of the captured image, and the phase correction of the image is performed using the expanded phase distribution.
[0019]
In the invention from this viewpoint, the phase map of the reduced image of the original image is obtained, and this is enlarged to the phase map corresponding to the matrix size of the original image. Since the pixels of the reduced image are pixels of the original image, the influence of the partial volume is small. Since the number of pixels is reduced by the reduction, the processing time is shortened. The phase correction of the image data is performed using the enlarged phase map.
[0020]
(6) According to another aspect of the invention for solving the above problem, the matrix size is reduced by extracting pixels of the image every predetermined number. This is a phase correction method.
[0021]
In the invention from this viewpoint, since the reduced image is composed of data obtained by sampling the pixels of the original image every predetermined number, a reduced image appropriately representing the original image can be obtained, and the phase distribution of the original image can be appropriately set. It is possible to obtain a representative reduced phase map.
[0022]
(7) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, reduced image generating means for generating a reduced image with a reduced matrix size for an image obtained by magnetic resonance imaging, and a phase for obtaining a phase distribution in the reduced image A distribution calculation unit; a phase distribution expansion unit that expands the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to a matrix size of the captured image; and a phase correction unit that performs phase correction of an image using the expanded phase distribution. A phase correction apparatus comprising:
[0023]
In the invention from this point of view, the reduced image generating means and the phase distribution calculating means obtain a phase map of the reduced image of the original image, and the phase distribution enlarging means enlarges it to a phase map corresponding to the matrix size of the original image. Since the pixels of the reduced image are pixels of the original image, the influence of the partial volume is small. Since the number of pixels is reduced by the reduction, the processing time is shortened. Using the enlarged phase map, the phase correction unit performs phase correction of the image data.
[0024]
(8) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, the invention further comprises matrix size reduction means for reducing the matrix size by extracting pixels of the image every predetermined number. The phase correction apparatus according to (7), which is characterized.
[0025]
In the invention in this aspect, since the reduced image is composed of data obtained by sampling the pixels of the original image every predetermined number by the matrix size reducing means, a reduced image appropriately representing the original image can be obtained. It is possible to obtain a reduced phase map that appropriately represents the phase distribution.
[0026]
(9) In another aspect of the invention for solving the above-described problems, an imaging unit that captures an image using magnetic resonance for an imaging target in a static magnetic field space, and a matrix size is reduced for the captured image Reduced image generating means for generating a reduced image, phase distribution calculating means for obtaining a phase distribution in the reduced image, and phase distribution expansion for expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to a matrix size of the captured image Means, phase correction means for performing phase correction of an image using the enlarged phase distribution, and image generation means for separately generating a water image and a fat image using a phase difference of pixel data of the phase corrected image A magnetic resonance imaging apparatus.
[0027]
In the invention from this point of view, the reduced image generating means and the phase distribution calculating means obtain a phase map of the reduced image of the original image, and the phase distribution enlarging means enlarges it to a phase map corresponding to the matrix size of the original image. Since the pixels of the reduced image are pixels of the original image, the influence of the partial volume is small. Since the number of pixels is reduced by the reduction, the processing time is shortened. Using the enlarged phase map, the phase correction unit performs phase correction of the image data. Water and fat are separately imaged by the image generation means based on the phase-corrected image data.
[0028]
(10) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, the invention further comprises matrix size reducing means for reducing the matrix size by extracting pixels of the image every predetermined number. The magnetic resonance imaging apparatus according to (9), which is characterized.
[0029]
In the invention in this aspect, since the reduced image is composed of data obtained by sampling the pixels of the original image every predetermined number by the matrix size reducing means, a reduced image appropriately representing the original image can be obtained. It is possible to obtain a reduced phase map that appropriately represents the phase distribution.
[0030]
(11) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, a reduced image obtained by taking an image of a subject to be imaged in a static magnetic field space using magnetic resonance and reducing the matrix size of the taken image. Generating a phase distribution in the reduced image, expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to a matrix size of the captured image, performing phase correction of the image using the expanded phase distribution, A magnetic resonance imaging method, wherein a water image and a fat image are separately generated using a phase difference of pixel data of the phase-corrected image.
[0031]
In the invention from this viewpoint, the phase map of the reduced image of the original image is obtained, and this is enlarged to the phase map corresponding to the matrix size of the original image. Since the pixels of the reduced image are pixels of the original image, the influence of the partial volume is small. Since the number of pixels is reduced by the reduction, the processing time is shortened. The phase correction of the image data is performed using the enlarged phase map. Water and fat are imaged separately based on the phase-corrected image data.
[0032]
(12) In another aspect of the invention for solving the above problem, the matrix size is reduced by extracting pixels of the image every predetermined number. The magnetic resonance imaging method described.
[0033]
In the invention from this viewpoint, since the reduced image is composed of data obtained by sampling the pixels of the original image every predetermined number, a reduced image appropriately representing the original image can be obtained, and the phase distribution of the original image can be appropriately set. It is possible to obtain a representative reduced phase map.
[0034]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0035]
As shown in FIG. 1, the apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 includes a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF (radio frequency) coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical outer shape and is arranged coaxially with each other. The imaging object 300 is mounted on a cradle 500 and carried into and out of the internal space of the magnet system 100 by a conveying means (not shown). The imaging target 300 is an example of an embodiment of an imaging target in the present invention.
[0036]
The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is generally parallel to the direction of the body axis of the imaging target 300. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. The main magnetic field coil unit 102 is configured using, for example, a superconducting coil. Needless to say, the present invention may be configured using not only a superconducting coil but also a normal conducting coil.
[0037]
The gradient coil unit 106 generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. There are three types of gradient magnetic fields that are generated: a slice gradient magnetic field, a read out gradient magnetic field, and a phase encode gradient magnetic field. The gradient coil unit 106 corresponds to these three types of gradient magnetic fields. Has three gradient coils (not shown).
[0038]
The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the imaging target 300 in the static magnetic field space. Hereinafter, the formation of a high-frequency magnetic field is referred to as transmission of an RF excitation signal. The RF coil unit 108 also receives an electromagnetic wave generated by excited spin, that is, a magnetic resonance signal. The RF coil unit 108 includes a transmission coil and a reception coil (not shown). As the transmission coil and the reception coil, the same coil is used or a dedicated coil is used.
[0039]
A gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driving unit 130 gives a driving signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The gradient drive unit 130 has three systems of drive circuits (not shown) corresponding to the three systems of gradient coils in the gradient coil unit 106.
[0040]
An RF drive unit 140 is connected to the RF coil unit 108. The RF drive unit 140 provides a drive signal to the RF coil unit 108 and transmits an RF excitation signal to excite spins in the body of the imaging target 300.
[0041]
A data collection unit 150 is also connected to the RF coil unit 108. The data collection unit 150 takes in the reception signal received by the RF coil unit 108 and collects it as digital data.
[0042]
A control unit 160 is connected to the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collection unit 150. The control unit 160 controls the gradient driving unit 130 or the data collection unit 150, respectively.
[0043]
The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. The data processing unit 170 stores the data fetched from the data collection unit 150 in a memory (not shown). A data space is formed in the memory. The data space constitutes a two-dimensional Fourier space. The data processing unit 170 reconstructs an image of the imaging target 300 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the data in the two-dimensional Fourier space.
[0044]
The data processing unit 170 is connected to the control unit 160. The data processing unit 170 is above the control unit 160 and controls it. A display unit 180 and an operation unit 190 are connected to the data processing unit 170. The display unit 180 displays the reconstructed image and various information output from the data processing unit 170. The operation unit 190 is operated by an operator and inputs various commands and information to the data processing unit 170.
[0045]
FIG. 2 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0046]
The apparatus shown in FIG. 2 has a magnet system 100 ′ that is different from the apparatus shown in FIG. Except for the magnet system 100 ′, the configuration is the same as that of the apparatus shown in FIG.
[0047]
The magnet system 100 ′ includes a main magnetic field magnet unit 102 ′, a gradient coil unit 106 ′, and an RF coil unit 108 ′. Each of the main magnetic field magnet section 102 ′ and each coil section is composed of a pair of facing each other across a space. Moreover, all have a disk-shaped external shape and are arrange | positioned sharing a central axis. The imaging object 300 is mounted on the cradle 500 and carried into and out of the internal space of the magnet system 100 ′ by a conveying means (not shown).
[0048]
The main magnetic field magnet unit 102 ′ forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100 ′. The direction of the static magnetic field is substantially orthogonal to the body axis direction of the imaging target 300. That is, a so-called vertical magnetic field is formed. The main magnetic field magnet section 102 ′ is configured using, for example, a permanent magnet. Of course, not only permanent magnets but also superconducting electromagnets or normal conducting electromagnets may be used.
[0049]
The gradient coil section 106 ′ generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. There are three types of gradient magnetic fields to be generated: a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encode gradient magnetic field, and the gradient coil unit 106 'has three gradient coils (not shown) corresponding to these three types of gradient magnetic fields. .
[0050]
The RF coil unit 108 ′ transmits an RF excitation signal for exciting the spin in the body of the imaging target 300 to the static magnetic field space. The RF coil unit 108 ′ also receives a magnetic resonance signal in which excited spin occurs. The RF coil section 108 'has a transmission coil and a reception coil (not shown). As the transmission coil and the reception coil, the same coil is used or a dedicated coil is used.
[0051]
FIG. 3 shows an example of a pulse sequence used for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a pulse sequence of the spin echo (SE: SpinEcho) method.
[0052]
That is, (1) is a sequence of 90 ° pulses and 180 ° pulses for RF excitation in the SE method, and (2), (3), (4) and (5) are respectively the slice gradient Gs and the lead. This is a sequence of an out gradient Gr, a phase encode gradient Gp, and a spin echo MR. The 90 ° pulse and the 180 ° pulse are represented by center signals. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
[0053]
As shown in the figure, 90 ° excitation of spin is performed by a 90 ° pulse. At this time, the slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed. After a predetermined time from the 90 ° excitation, 180 ° excitation by a 180 ° pulse, that is, spin inversion is performed. At this time, the slice gradient Gs is applied, and selective inversion is performed for the same slice.
[0054]
In the period between 90 ° excitation and spin reversal, a readout gradient Gr and a phase encode gradient Gp are applied. Spin dephase is performed by the lead-out gradient Gr. Spin phase encoding is performed by the phase encoding gradient Gp.
[0055]
After the spin inversion, the spin is rephased at the readout gradient Gr to generate the spin echo MR. The spin echo MR is collected as view data by the data collecting unit 150. Such a pulse sequence is repeated 64 to 512 times with a period TR (repetition time). The phase encoding gradient Gp is changed every time it is repeated, and a different phase encoding is performed each time. Thereby, view data of 64 to 512 views is obtained.
[0056]
The spin echo MR is an RF signal having a symmetrical waveform with respect to the echo center. The central echo occurs after TE (echo time) from 90 ° excitation. By appropriately selecting the time TE, the phase difference between the water echo and the fat echo can be set to π / 2. The TE for setting the phase difference to π / 2 is about 2τ + 8.6 ms or 2τ−8.6 ms when the static magnetic field strength is 0.2T. Note that τ is a time interval from 90 ° excitation to 180 ° excitation. The spin echo obtained with this degree of TE has sufficient signal strength. When the phase difference between the water echo and the fat echo is not π / 2, it is not necessary to set such TE.
[0057]
Another example of a pulse sequence for magnetic resonance imaging is shown in FIG. This pulse sequence is a pulse sequence of a gradient echo (GRE) method.
[0058]
That is, (1) is a sequence of α ° pulses for RF excitation in the GRE method, and (2), (3), (4) and (5) are respectively slice gradient Gs, readout gradient Gr, It is a sequence of a phase encoding gradient Gp and a spin echo MR. The α ° pulse is represented by a center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
[0059]
As shown in the figure, the α ° excitation of the spin is performed by the α ° pulse. α is 90 or less. At this time, the slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed.
[0060]
After the α ° excitation, spin phase encoding is performed by the phase encoding gradient Gp. Next, the spin is first dephased by the readout gradient Gr, and then the spin is rephased to generate the gradient echo MR. The gradient echo MR is collected as view data by the data collection unit 150. Such a pulse sequence is repeated 64 to 512 times with a period TR. The phase encoding gradient Gp is changed every time it is repeated, and a different phase encoding is performed each time. Thereby, view data of 64 to 512 views is obtained.
[0061]
The gradient echo MR is an RF signal having a symmetrical waveform with respect to the echo center. The central echo occurs after TE from α ° excitation. By appropriately selecting the time TE, the phase difference between the water echo and the fat echo can be set to π / 2. TE for setting the phase difference to π / 2 is about 8.6 ms when the static magnetic field strength is 0.2T. Gradient echoes obtained with this degree of TE have sufficient signal strength. When the phase difference between the water echo and the fat echo is not π / 2, it is not necessary to set such TE.
[0062]
View data obtained by the pulse sequence of FIG. 3 or 4 is collected in the memory of the data processing unit 170. Note that the pulse sequence is not limited to the SE method or the GRE method. For example, the pulse sequence may be one of other appropriate techniques such as a fast spin echo (FSE) method and an echo planar imaging (EPI). Needless to say, it is good.
[0063]
The data processing unit 170 reconstructs a tomographic image of the imaging target 300 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the view data. The reconstructed image is stored in the memory. The configuration and functions of the apparatus so far are an example of the embodiment of the imaging means in the present invention.
[0064]
The data processing unit 170 generates an image of moisture and an image of fat from the reconstructed image. Hereinafter, an image obtained by imaging moisture is called a water image, and an image obtained by imaging fat is called a fat image.
[0065]
In generating the water image and the fat image, the data processing unit 170 obtains a phase distribution, that is, a phase map corresponding to the intensity distribution of the static magnetic field. Needless to say, the phase map may be obtained not only for water / fat separation imaging but also for phase correction in normal imaging.
[0066]
The data processing unit 170 is an example of an embodiment of the phase distribution measuring apparatus of the present invention. The configuration of the data processing unit 170 shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the data processing unit 170.
[0067]
The data processing unit 170 also performs phase correction that removes the influence of magnetic field inhomogeneity using the phase map. The data processing unit 170 is an example of an embodiment of the phase correction apparatus of the present invention. The configuration of the data processing unit 170 shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the data processing unit 170.
[0068]
FIG. 5 shows a block diagram of the data processing unit 170 viewed from the viewpoint of separately generating a water image and a fat image. The function of each block in the figure is realized by, for example, a computer program. The same applies hereinafter.
[0069]
As shown in the figure, the data processing unit 170 has a reduced image forming unit 702. The reduced image forming unit 702 receives a reconstructed image from the previous image reconstructing unit 700. As the reconstructed image, for example, an image obtained by imaging a standard phantom or the like is used. The standard phantom contains only water components. The pixel data (pixel data) of the reconstructed image is given as a complex number. That is, pixel data has a real component and an imaginary component. Hereinafter, the real number component and the imaginary number component are referred to as a real part and an imaginary part, respectively.
[0070]
The reduced image forming unit 702 forms an image obtained by reducing the input image. Specifically, when the input image is, for example, as shown in FIG. 6A, the pixel data of the input image is extracted one by one, for example, in units of 4 × 4 matrix as shown by the hatched lines, and these are extracted. An image as shown in (b) is formed by the pixel data. The reduced image forming unit 702 is an example of an embodiment of reduced image generation means in the present invention.
[0071]
The image shown in (b) is an image obtained by reducing the original image to 1/16. When the matrix size of the original image is, for example, 256 × 256, the matrix size of the reduced image is 64 × 64. As a result, the number of pixels of the reduced image is reduced to 1/16 of the original image. Note that the unit for extracting the pixel data is not limited to the 4 × 4 matrix, and may be appropriately set according to the reduction ratio.
[0072]
The filtering unit 704 performs filtering on the reduced image. The filtering unit 704 is an example of an embodiment of filtering means in the present invention. The filtering is, for example, low-pass filtering, and thereby noise included in the pixel data is removed. Since the number of pixels is reduced to 1/16, the time required for filtering is also reduced to about 1/16 that in the case of filtering the original image.
[0073]
A phase map forming unit 706 forms a phase map for the reduced image after filtering. The phase map forming unit 706 obtains the phase of complex data for each pixel, that is, the arc tangent of the real part and the imaginary part, and forms an image, that is, a phase map, with this phase as the pixel value. The phase map forming unit 706 is an example of an embodiment of the phase distribution calculating means in the present invention.
[0074]
Although the reduced image has a small matrix size, the pixel data is an image having a large matrix size and thus a small voxel size, so that the influence of the partial volume is small. For this reason, a phase map with little influence of the partial volume can be obtained. In addition, since the number of pixels is reduced to 1/16, the time required to form the phase map is reduced to about 1/16 of that obtained from the original image.
[0075]
A schematic diagram of the phase map is shown in FIG. This figure is a one-dimensional profile of the phase map. If the static magnetic field is uniform, the one-dimensional profile of the phase map (hereinafter simply referred to as the phase map) should be a horizontal straight line corresponding to phase 0, as shown by the dashed line in FIG. If the static magnetic field has non-uniformity that changes linearly, a phase map in which the phase changes at a slope corresponding to the non-uniformity.
[0076]
Since the static magnetic field intensity in the imaging space is shimmed in advance, it does not change locally but changes almost smoothly, so that even a phase map with a small matrix size correctly represents magnetic field inhomogeneity. be able to.
[0077]
In the phase map, a so-called wraparound occurs in which a phase deviating from the range of ± π is turned back into the range of ± π. A phase unwrapping unit 708 performs phase unwrapping for such a phase map. The phase unwrapping unit 708 is an example of an embodiment of the phase unwrapping means in the present invention.
[0078]
The phase unwrapping unit 708 is a portion where a wraparound, that is, a phase difference of 2π occurs as shown in FIG. 7A, and adds 2π with a sign opposite to that of the phase difference to obtain a phase map of (b). So that there is no wraparound. Since the number of pixels is reduced to 1/16, the processing time is reduced to about 1/16 of the phase map having the same matrix size as that of the original image.
[0079]
The unwrapped phase map is enlarged by the phase map enlargement unit 710 to a phase map having the same matrix size as the matrix size of the original image. The phase map enlargement unit 710 is an example of an embodiment of phase distribution enlargement means in the present invention.
[0080]
The phase map enlargement unit 710 generates an enlarged phase map (c) from the reduced phase map (b) by interpolation calculation. As the interpolation operation, linear interpolation (primary interpolation) is preferable in terms of simple calculation. Needless to say, the interpolation is not limited to linear interpolation, and higher-order interpolation or spline interpolation may be used. These are preferable in terms of performing highly accurate interpolation.
[0081]
Further, the phase map may be enlarged via a Fourier space. This will be described with reference to FIG. As shown in (a) of the figure, if there is a phase map in a real space with a matrix size of 64 × 64, for example, first, it is subjected to two-dimensional Fourier transform, and as shown in (b) of FIG. A phase map with a matrix size of 64 × 64 in FIG.
[0082]
Next, a 256 × 256 matrix including a phase map is set in the Fourier space, and all outside the phase map is filled with 0 data. Next, such Fourier space data is subjected to two-dimensional inverse Fourier transform. As a result, as shown in FIG. 5C, a phase map in the real space with a matrix size of 256 × 256, that is, a phase map enlarged to the same matrix size as the original image is obtained. This method is preferable in that the matrix can be expanded smoothly.
[0083]
Even if the phase map enlargement process as described above is included, the time required to obtain the final phase map can be significantly shortened as compared with the case where it is obtained directly from the original image as in the prior art. The enlarged phase map represents the intensity distribution of the static magnetic field, that is, the static magnetic field inhomogeneity, corresponding to the pixels of the original image. The phase map is stored in the phase map memory 712.
[0084]
The phase map stored in the phase map memory 712 is used by the phase correction unit 714 for phase correction of the reconstructed image. The phase correction unit 714 receives the reconstructed image to be phase-corrected from the image reconstruction unit 700, and corrects the phase of the pixel data by the phase of the corresponding pixel in the phase map. The phase correction unit 714 is an example of an embodiment of phase correction means in the present invention.
[0085]
The complex image whose phase is corrected is input to the water / fat separation unit 716. The water / fat separation unit 716 is an example of an embodiment of the image generation means in the present invention. The water / fat separation unit 716 generates a water image using the real part of the phase-corrected complex image, and generates a fat image using the imaginary part. Thereby, an accurate water image and fat image can be obtained. The generated water image is stored in the water image memory 718, and the fat image is stored in the fat image memory 720.
[0086]
When an image obtained by imaging the imaging target 300 is used as the original image for obtaining the phase map, the phase map corresponds to the fat image because the water image and the fat image have a phase difference of π / 2 by the above pulse sequence. In this case, it has a phase obtained by adding π / 2 to the phase due to inhomogeneous static magnetic field.
[0087]
When phase correction is performed using such a phase map, the phase difference between the water image and the fat image is also corrected, and a water / fat separated image cannot be obtained. Therefore, when obtaining a phase map from an image obtained by imaging the imaging target 300, the following processing is performed.
[0088]
FIG. 9 shows a block diagram of the data processing unit 170 from the viewpoint of obtaining a phase map from an image having a phase difference of π / 2 between the water image and the fat image. As shown in the figure, the data processing unit 170 includes a power image forming unit 902 and a phase distribution calculating unit 904. A reconstructed image is input to the power image forming unit 902 and the phase distribution calculating unit 904.
[0089]
The power image forming unit 902 obtains the power of complex number data for each pixel, and forms an image having this power as a pixel value, that is, a power image. The phase distribution calculation unit 904 obtains the phase distribution of the reconstructed image. A schematic diagram of the phase distribution is shown in FIG. This figure is a one-dimensional profile of phase distribution when the tomographic image is composed of a fat image and a water image surrounding the fat image.
[0090]
If the static magnetic field is uniform, the one-dimensional profile of the phase distribution (hereinafter simply referred to as the phase distribution) should be a figure as shown by the one-dot chain line in FIG. For example, if the static magnetic field has a non-uniformity that is linearly inclined, the phase distribution is as shown by a solid line.
[0091]
The phase distribution is input to the phase quadruple unit 906. The phase quadruple unit 906 quadruples each phase in the phase distribution. Thereby, a phase distribution as shown in FIG. 10B is obtained. As shown in the figure, the phase difference between water and fat becomes 2π by multiplying by 4 and both are in phase. Note that wraparound occurs in the phase distribution. In addition, a phase discontinuity or sudden change occurs at the boundary between water and fat.
[0092]
Such a phase distribution is input to the complex image forming unit 908. The complex image forming unit 908 also receives a power image from the power image forming unit 902. The complex image forming unit 908 forms a complex image based on the phase distribution and the power image.
[0093]
The real part of the complex image is obtained as a cosine of the power image data. The imaginary part of the complex image is obtained as a sine of the power image data. The angle used for cosine and sine calculation is a phase angle.
[0094]
The complex image is input to the phase distribution calculation unit 912 through the low pass filter unit 910. The phase distribution calculation unit 912 forms a phase distribution from the low-pass filtered complex image. By the low-pass filtering, the phase distribution is such that the phase discontinuity or sudden change portion as shown in FIG. 11A is made continuous or sudden change is reduced as shown in FIG. 11B, for example.
[0095]
Such a phase distribution is input to the phase unwrapping unit 914. The unwrapping unit 914 unwraps the wraparound phase as shown in (b) as shown in (a) of FIG.
[0096]
The unwrapped phase distribution is input to the phase ¼ multiplication unit 916. The phase ¼ multiplier 916 multiplies the input phase by ¼. Thereby, a phase distribution as shown in FIG. 12C is obtained. This phase distribution corresponds to the phase distribution in the case where the imaging target 300 is made only of water. Therefore, this phase distribution represents the intensity distribution of the static magnetic field, that is, the static magnetic field inhomogeneity. By replacing such processing with the processing in the phase map forming unit 706 shown in FIG. 5, a phase map that is not affected by the fat image can be obtained.
[0097]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, a phase distribution measuring method and apparatus for efficiently obtaining an accurate phase map, a phase correction method and apparatus using the phase map thus obtained, and such A magnetic resonance imaging apparatus that performs phase correction can be realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
4 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
FIG. 5 is a block diagram of a data processing unit in the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
6 is a diagram illustrating functions of a data processing unit illustrated in FIG. 5. FIG.
7 is a diagram for explaining the function of the data processing unit shown in FIG. 5;
8 is a diagram illustrating functions of a data processing unit illustrated in FIG.
9 is a block diagram of a data processing unit in the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
10 is a diagram for explaining functions of a data processing unit shown in FIG. 9;
11 is a diagram illustrating functions of a data processing unit illustrated in FIG.
12 is a diagram illustrating functions of the data processing unit illustrated in FIG. 9. FIG.
[Explanation of symbols]
100,100 'magnet system
102 Main magnetic field coil section
102 'main magnetic field magnet
106,106 'gradient coil section
108, 108 'RF coil section
130 Gradient drive
140 RF drive unit
150 Data collection unit
160 Control unit
170 Data processing unit
180 display unit
190 Operation unit
300 Imaging target
500 cradle
700 Image reconstruction unit
902 Reduced image forming unit
904 Filtering unit
906 Phase map forming unit
908 Phase unwrapping section
910 Phase expansion unit
912 Phase map memory
914 Phase correction unit
916 Water / Fat Separator
718 Water Image Memory
720 Fat image memory

Claims

磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成し、
前記縮小画像についてフィルタリングを行い、
前記縮小画像における位相分布を求め、
前記求めた位相分布を前記縮小前の画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する、ことを特徴とする位相分布測定方法。Generate a reduced image with a reduced matrix size for the magnetic resonance image.
Filtering the reduced image,
Obtaining a phase distribution in the reduced image;
The phase distribution measurement method, wherein the obtained phase distribution is expanded to a phase distribution corresponding to a matrix size of the image before reduction.

前記磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより前記マトリクスサイズを縮小する、ことを特徴とする請求項１に記載の位相分布測定方法。 2. The phase distribution measuring method according to claim 1, wherein the matrix size is reduced by extracting pixels of the magnetic resonance imaged image every predetermined number.

磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより、前記磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成し、
前記縮小画像における位相分布を求め、
前記求めた位相分布について位相アンラッピングを行い、
前記求めた位相分布を前記縮小前の画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する、ことを特徴とする位相分布測定方法。Extracting pixels of the magnetic resonance imaged image every predetermined number generates a reduced image with a reduced matrix size for the magnetic resonance imaged image,
Obtaining a phase distribution in the reduced image;
Perform phase unwrapping on the obtained phase distribution,
The phase distribution measurement method, wherein the obtained phase distribution is expanded to a phase distribution corresponding to a matrix size of the image before reduction.

磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、
前記縮小画像についてフィルタリングを行うフィルタリング手段と、
前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、
前記求めた位相分布を前記縮小前の画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段と、を具備することを特徴とする位相分布測定装置。Reduced image generating means for generating a reduced image with a reduced matrix size for the magnetic resonance image;
Filtering means for filtering the reduced image;
A phase distribution calculating means for obtaining a phase distribution in the reduced image;
And a phase distribution enlarging means for enlarging the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to the matrix size of the image before reduction.

前記縮小画像生成手段は、前記磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより前記マトリクスサイズを縮小することを特徴とする請求項４に記載の位相分布測定装置。 5. The phase distribution measuring device according to claim 4, wherein the reduced image generating means reduces the matrix size by extracting pixels of the image obtained by magnetic resonance imaging at every predetermined number.

磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより、前記磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、
前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、
前記求めた位相分布について位相アンラッピングを行う位相アンラッピング手段と、
前記求めた位相分布を前記縮小前の画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段と、を具備することを特徴とする位相分布測定装置。A reduced image generating means for generating a reduced image in which a matrix size is reduced for the magnetic resonance imaged image by extracting pixels of the magnetic resonance imaged image every predetermined number;
A phase distribution calculating means for obtaining a phase distribution in the reduced image;
Phase unwrapping means for performing phase unwrapping on the obtained phase distribution;
And a phase distribution enlarging means for enlarging the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to the matrix size of the image before reduction.

磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成し、
前記縮小画像についてフィルタリングを行い、
前記縮小画像における位相分布を求め、
前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大し、
前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行う、ことを特徴とする位相補正方法。Generate a reduced image with a reduced matrix size for the magnetic resonance image.
Filtering the reduced image,
Obtaining a phase distribution in the reduced image;
Expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to the matrix size of the captured image;
A phase correction method comprising performing phase correction of an image using the expanded phase distribution.

前記磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより前記マトリクスサイズを縮小する、ことを特徴とする請求項７に記載の位相補正方法。 The phase correction method according to claim 7, wherein the matrix size is reduced by extracting pixels of the magnetic resonance imaged image every predetermined number.

磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより、前記磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成し、
前記縮小画像における位相分布を求め、
前記求めた位相分布について位相アンラッピングを行い、
前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大し、
前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行う、ことを特徴とする位相補正方法。Extracting pixels of the magnetic resonance imaged image every predetermined number generates a reduced image with a reduced matrix size for the magnetic resonance imaged image,
Obtaining a phase distribution in the reduced image;
Perform phase unwrapping on the obtained phase distribution,
Expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to the matrix size of the captured image;
A phase correction method comprising performing phase correction of an image using the expanded phase distribution.

磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、
前記縮小画像についてフィルタリングを行うフィルタリング手段と、
前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、
前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段と、
前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行う位相補正手段と、を具備することを特徴とする位相補正装置。Reduced image generating means for generating a reduced image with a reduced matrix size for the magnetic resonance image;
Filtering means for filtering the reduced image;
A phase distribution calculating means for obtaining a phase distribution in the reduced image;
Phase distribution expansion means for expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to a matrix size of the captured image;
A phase correction unit that performs phase correction of an image using the enlarged phase distribution.

前記縮小画像生成手段は、前記磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより前記マトリクスサイズを縮小することを特徴とする請求項１０に記載の位相補正装置。 11. The phase correction apparatus according to claim 10, wherein the reduced image generation unit reduces the matrix size by extracting pixels of the image obtained by magnetic resonance imaging every predetermined number. 11.

磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより、前記磁気共鳴撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、
前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、
前記求めた位相分布について位相アンラッピングを行う位相アンラッピング手段と、
前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段と、
前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行う位相補正手段と、を具備することを特徴とする位相補正装置。A reduced image generating means for generating a reduced image in which a matrix size is reduced for the magnetic resonance imaged image by extracting pixels of the magnetic resonance imaged image every predetermined number;
A phase distribution calculating means for obtaining a phase distribution in the reduced image;
Phase unwrapping means for performing phase unwrapping on the obtained phase distribution;
Phase distribution expansion means for expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to a matrix size of the captured image;
A phase correction unit that performs phase correction of an image using the enlarged phase distribution.

静磁場空間中の撮像対象について磁気共鳴を利用して画像を撮像する撮像手段と、
前記撮像した画像につきマトリクスサイズを縮小した縮小画像を生成する縮小画像生成手段と、
前記縮小画像における位相分布を求める位相分布計算手段と、
前記求めた位相分布を前記撮像した画像のマトリクスサイズに対応する位相分布に拡大する位相分布拡大手段と、
前記拡大した位相分布を用いて画像の位相補正を行う位相補正手段と、
前記位相補正した画像のピクセルデータの位相差を利用して水画像と脂肪画像を別々に生成する画像生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。An imaging means for taking an image using magnetic resonance for an imaging object in a static magnetic field space;
Reduced image generating means for generating a reduced image with a reduced matrix size for the captured image;
A phase distribution calculating means for obtaining a phase distribution in the reduced image;
Phase distribution expansion means for expanding the obtained phase distribution to a phase distribution corresponding to a matrix size of the captured image;
Phase correction means for performing phase correction of an image using the enlarged phase distribution;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an image generation unit that separately generates a water image and a fat image using a phase difference of pixel data of the phase-corrected image.

前記縮小画像についてフィルタリングを行うフィルタリング手段、を具備することを特徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴撮像装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13, further comprising filtering means for filtering the reduced image.

前記求めた位相分布について位相アンラッピングを行う位相アンラッピング手段、を具備することを特徴とする請求項１３または請求項１４に記載の磁気共鳴撮像装置。 15. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13, further comprising phase unwrapping means for performing phase unwrapping on the obtained phase distribution.

前記縮小画像生成手段は、前記磁気共鳴撮像した画像のピクセルを予め定めた個数おきに抽出することにより前記マトリクスサイズを縮小することを特徴とする請求項１３ないし請求項１５のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮像装置。 The reduced image generating means reduces the matrix size by extracting every predetermined number of pixels of the image obtained by magnetic resonance imaging. The magnetic resonance imaging apparatus described in 1.