JP6013882B2 - 磁気共鳴撮影装置および水脂肪分離方法 - Google Patents

Description

本発明は、核磁気共鳴撮影（以下、ＭＲＩという）技術に関し、特に水・脂肪の分離撮影技術に関する。

ＭＲＩは、プロトン密度や核磁気共鳴信号の緩和情報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次元で撮影する。現在のＭＲＩにおいて、臨床で普及している撮影対象核種は、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。

人体を計測対象とした場合、ＭＲＩで検出できる主なプロトンには水と脂肪がある。ところが、人体に存在する脂肪信号は、被検体の腹部、脊椎、四肢などにおける画像コントラストを低下させる。そのため、臨床において脂肪信号を抑制する方法が提案されている。

その一つとして水と脂肪の位相差を用いて脂肪を抑制するＤｉｘｏｎ法が知られている（例えば、非特許文献１参照）。水と脂肪には、分子構造の違いによって共鳴周波数が−３．５ｐｐｍだけ異なる「化学シフト」が生じる。この化学シフトによる周波数差は、磁場強度に比例し、磁場強度が１．５テスラのときはおよそ−２２４Ｈｚとなる。Ｄｉｘｏｎ法は、水と脂肪の周波数の違いによって生じる水と脂肪の核磁化ベクトルの位相差を利用し、取得した画像の中の、水信号と脂肪信号とを分離する。これにより、脂肪が抑制された、水信号からなる画像（水画像）を得る。なお、分離後の脂肪信号からなる画像を脂肪画像と呼ぶ。

Ｄｉｘｏｎ法では、原子核スピンを励起してから信号を取得するまでの時間（以下、エコー時間という）が異なる２つの画像データを取得する。これら２つの画像データは、水と脂肪が同位相（ｉｎ ｐｈａｓｅ）となるエコー時間ｔ_inで取得した原画像Ｉ_inと、水と脂肪が逆位相（ｏｕｔ ｏｆ ｐｈａｓｅ）となるエコー時間ｔ_outで取得した原画像Ｉ_outとである。これらを加算および減算することによって、水画像の信号強度Ｗと脂肪画像の信号強度Ｆとをそれぞれ算出し、水信号と脂肪信号とを分離する。

ただし、Ｄｉｘｏｎ法では、静磁場空間に被検体を挿入した際に生じる静磁場不均一による位相変化が考慮されていない。空間的な静磁場不均一が存在すると、位置によって、化学シフトとは異なる位相変化が生じるため、単純な加算、減算処理で水・脂肪の完全な分離ができない。

そこで、静磁場不均一を考慮した水・脂肪分離方法として、３-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法と呼ばれる手法が知られている（例えば、非特許文献２参照）。３-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法は、水画像の信号強度Ｗ、脂肪画像の信号強度Ｆ、および静磁場不均一による周波数差という３つの変数に対して、エコー時間の異なる３つの画像から、最小二乗推定処理を繰り返し行うことで、３変数を確定し、水と脂肪を分離する方法である。ところが、３-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法は、３回の計測を実施する必要があるため、計測時間が長引く。

静磁場不均一を考慮し、かつ、計測時間を長引かせない手法として、２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法と呼ばれる手法が知られている（例えば、非特許文献３参照）。２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法では、Ｄｉｘｏｎ法と同様に、水と脂肪が同位相（ｉｎ ｐｈａｓｅ）となるエコー時間ｔ_in、および、水と脂肪が逆位相（ｏｕｔ ｏｆ ｐｈａｓｅ）となるエコー時間ｔ_outで、それぞれ原画像Ｉ_inおよび原画像Ｉ_outを取得する。その後、静磁場不均一に起因した位相変化（以下、単に位相分布と呼ぶ）を、領域拡大法を用いて位相のアンラップ処理を行うことにより推定する。そして、この位相変化を除去後の原画像Ｉ_inとＩ_outとを加算、減算することで水画像と脂肪画像とに分離する。

なお、２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法では、水と脂肪が同位相になるエコー時間ｔ_inで原画像Ｉ_inを計測したのち、傾斜磁場パルスを反転して、エコー時間ｔ_outで水と脂肪が逆位相となる原画像Ｉ_outを取得する。つまり１回の計測で同位相と逆位相の画像を取得する。

Ｔｈｏｍａｓ Ｄｉｘｏｎ，ｅｔ ａｌ． "Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｔｏｎ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ" Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ、１５３巻、１９８４年、１８９−１９４頁 Ｓｃｏｔｔ Ｂ. Ｒｅｅｄｅｒ，ｅｔ ａｌ． "Ｍｕｌｔｉｃｏｉｌ Ｄｉｘｏｎ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｐｅｃｉｅｓ Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ Ｗｉｔｈ ａｎ Ｉｔｅｒａｔｉｖｅ Ｌｅａｓｔ−Ｓｑｕａｒｅｓ Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ Ｍｅｔｈｏｄ" Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、５１巻、２００４年、３５−４５頁 Ｊｉｎｇｆｅｉ Ｍａ "Ｂｒｅａｔｈ−Ｈｏｌｄ Ｗａｔｅｒ ａｎｄ Ｆａｔ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ ａ Ｄｕａｌ−Ｅｃｈｏ Ｔｗｏ−Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ Ｗｉｔｈａｎ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ ａｎｄ Ｒｏｂｕｓｔ Ｐｈａｓｅ−Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ" Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、５２巻、２００４年、４１５−４１９頁

非特許文献３に記載の２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法は、傾斜磁場パルスを反転することで、水と脂肪が同位相の画像と逆位相の画像とを１回の計測で取得するため、計測時間が長引くことはない。しかし、位相分布を算出する際、アンラップ処理の開始点（以下、シード点と呼ぶ。）が、脂肪が主成分である画素に設定されると、得られた位相分布は、脂肪の化学シフトによって位相値πのオフセットが加算されたものとなる。この位相分布を用いて、水画像と脂肪画像とを算出すると、両者は入れ替わったものとなる。従って、非特許文献３に記載の２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法によれば、ユーザーは、分離した画像のどちらが水画像で、どちらが脂肪画像であるかを撮影のたびに判断しなければならない。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法において、静磁場不均一が反映された位相画像を正しく算出する確度を高めることで、水画像と脂肪画像とが入れ替わることを防ぎ、操作者に判断する負担を負わせることなく、水と脂肪とを分離する技術を提供する。

本発明は、静磁場不均一に起因した位相変化である位相分布を、正しく算出する可能性を高める。そして、静磁場不均一による位相分布の影響を取り除いた信号値を用いて、水と脂肪とを分離する。これを実現するため、位相分布の算出において、領域拡大法を用いた位相アンラップ処理の開始点として、水信号が主となる画素が選択される確率が高まるよう、開始点候補を特定する。さらに、算出した位相分布の正誤を、開始点候補の特性を用いて高い確度で判別する。

すなわち、被検体が置かれる空間に静磁場を生成する静磁生成磁石と、前記被検体に高周波磁場パルスを送信する送信部と、高周波磁場パルスの送信により前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記送信部、前記傾斜磁場印加部及び前記受信部の動作を制御するとともに前記受信した核磁気共鳴信号に対して演算処理を行う計算機と、を備える磁気共鳴撮影装置であって、前記計算機は、予め定めたパルスシーケンスに従って、異なる２つのエコー時間の前記核磁気共鳴信号を得る計測部と、前記２つの核磁気共鳴信号から、前記異なる２つのエコー時間の原画像を再構成する再構成部と、前記異なる２つのエコー時間の原画像から静磁場不均一によって変化する位相の分布である位相分布を算出する位相分布算出部と、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記位相分布とを用いて水信号と脂肪信号とを分離する水脂肪分離部と、を備え、前記位相分布算出手段は、前記異なる２つのエコー時間の原画像を用い、ノイズの影響を受けた画素群をシード点候補画素群として特定するシード点候補特定部と、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記シード点候補画素群の情報とを用い、仮の前記位相分布である仮位相分布を算出する仮位相分布算出部と、前記仮位相分布の正誤を判定する正誤判定部と、前記正誤判定部による判定結果に基づいて真の位相分布を決定する真位相分布決定部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴撮影装置を提供する。

また、予め定めたパルスシーケンスに従って計測した異なる２つのエコー時間の核磁気共鳴信号からそれぞれ再構成された、前記異なる２つのエコー時間の原画像から、水信号と脂肪信号とを分離する水脂肪分離方法であって、前記異なる２つのエコー時間の原画像を用い、ノイズの影響を受けた画素群をシード点候補画素群として特定し、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記シード点候補画素群の情報とを用い、仮の前記位相分布である仮位相分布を算出し、前記仮位相分布の正誤を判定し、前記正誤判定部による判定結果に基づいて真の位相分布を決定し、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記真の位相分布とを用いて、水信号と脂肪信号とを分離することを特徴とする水脂肪分離方法を提供する。

本発明によれば、静磁場不均一が反映された位相画像を正しく算出する確度を高めることで、水画像と脂肪画像とが入れ替わることを防ぎ、操作者に判断する負担を負わせることなく、水と脂肪とを分離できる。

（ａ）は、本発明の実施形態のＭＲＩ装置の中の、水平磁場方式のＭＲＩ装置の外観図である。（ｂ）は、本発明の実施形態のＭＲＩ装置の中の、垂直磁場方式のＭＲＩ装置の外観図である。（ｃ）は、本発明の実施形態のＭＲＩ装置の中の、トンネル型磁石を斜めに傾けたＭＲＩ装置の外観図である。 本発明の実施形態のＭＲＩ装置の機能構成図である。 本発明の実施形態の計算機の機能ブロック図である。 本発明の実施形態の計測処理のフローチャートである。 本発明の実施形態のグラディエントエコー型パルスシーケンスの一例を説明するための説明図である。 本発明の実施形態のスピンエコー型パルスシーケンスの一例を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の位相分布算出処理のフローチャートである。 本発明の位相分布算出部の機能ブロック図である。 本発明の実施形態のシード点候補画素群特定処理のフローチャートである。 本発明の実施形態の信号比分布のグラフである。 本発明の実施形態の仮位相分布算出処理のフローチャートである。 本発明の実施形態の真位相分布決定処理のフローチャートである。

以下、本発明を適用する実施形態について説明する。以下、実施形態を説明するための全図において、特に言及しない限り、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

まず、本実施形態の磁気共鳴撮影装置（ＭＲＩ装置）について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の外観図である。図１（ａ）は、ソレノイドコイルで静磁場を生成するトンネル型磁石を用いた水平磁場方式のＭＲＩ装置１００である。図１（ｂ）は、開放感を高めるために磁石を上下に分離したハンバーガー型（オープン型）の垂直磁場方式のＭＲＩ装置１２０である。また、図１（ｃ）は、図１（ａ）と同じトンネル型磁石を用い、磁石の奥行を短くし、かつ、斜めに傾けることによって、開放感を高めたＭＲＩ装置１３０である。本実施形態では、これらの外観を有するＭＲＩ装置のいずれを用いることもできる。なお、これらは一例であり、本実施形態のＭＲＩ装置はこれらの形態に限定されるものではない。本実施形態では、装置の形態やタイプを問わず、公知の各種のＭＲＩ装置を用いることができる。以下、特に区別する必要がない場合は、ＭＲＩ装置１００で代表する。

図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の機能構成図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、被検体１０１が置かれる空間に、静磁場を生成する、例えば、静磁場コイルなどの静磁場生成磁石（以下、静磁場コイルという）１０２と、静磁場分布を調整するシムコイル１０４と、被検体１０１の計測領域に対し高周波磁場を送信する送信用高周波コイル１０５（以下、単に送信コイルという）と、被検体１０１から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信用高周波コイル１０６（以下、単に受信コイルという）と、被検体１０１から生じる核磁気共鳴信号に位置情報を付加するため、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向それぞれに傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル１０３と、送信機１０７と、受信機１０８と、計算機１０９と、傾斜磁場用電源部１１２と、シム用電源部１１３と、シーケンス制御装置１１４と、を備える。

静磁場コイル１０２は、図１（ａ）、図１（ｂ）、図１（ｃ）にそれぞれ示した各ＭＲＩ装置１００、１２０、１３０の構造に応じて、種々の形態のものが採用される。傾斜磁場コイル１０３及びシムコイル１０４は、それぞれ傾斜磁場用電源部１１２及びシム用電源部１１３により駆動される。なお、本実施形態では、送信コイル１０５と受信コイル１０６とに別個のものを用いる場合を例にあげて説明するが、送信コイル１０５と受信コイル１０６との機能を兼用する１つのコイルで構成してもよい。送信コイル１０５が照射する高周波磁場は、送信機１０７により生成される。受信コイル１０６が検出した核磁気共鳴信号は、受信機１０８を通して計算機１０９に送られる。

シーケンス制御装置１１４は、傾斜磁場コイル１０３の駆動用電源である傾斜磁場用電源部１１２、シムコイル１０４の駆動用電源であるシム用電源部１１３、送信機１０７及び受信機１０８の動作を制御し、傾斜磁場、高周波磁場の印加および核磁気共鳴信号の受信のタイミングを制御する。制御のタイムチャートはパルスシーケンスと呼ばれ、計測に応じて予め設定され、後述する計算機１０９が備える記憶装置等に格納される。

計算機１０９は、ＭＲＩ装置１００全体の動作を制御するとともに、受信した核磁気共鳴信号に対して様々な演算処理を行う。本実施形態では、異なるエコー時間の原画像や分離後の水画像、脂肪画像、静磁場不均一による位相変化を示す位相分布を生成する。計算機１０９は、ＣＰＵ、メモリ、記憶装置などを備える情報処理装置であり、計算機１０９にはディスプレイ１１０、外部記憶装置１１１、入力装置１１５などが接続される。

ディスプレイ１１０は、演算処理で得られた結果等をオペレータに表示するインタフェースである。入力装置１１５は、本実施形態で行われる演算処理に必要な条件、パラメータ等をオペレータが入力するためのインタフェースである。外部記憶装置１１１は、記憶装置とともに、計算機１０９が実行する各種の演算処理に用いられるデータ、演算処理により得られるデータ、入力された条件、パラメータ等を保持する。

以下、本実施形態の計算機１０９が実現する機能について説明する。図３は、本実施形態の計算機１０９の機能ブロック図である。本実施形態の計算機１０９は、計測部３１０と、再構成部３２０と、位相分布算出部３３０と、水−脂肪分離部３４０とを備える。

計測部３１０は、パルスシーケンスにしたがってシーケンス制御装置１１４を動作させるとともに、ＭＲＩ装置１００の各部を制御して計測を行い、予め定めたエコー時間の核磁気共鳴信号（エコー信号）を得る。本実施形態では、異なる２つのエコー時間のエコー信号を得る。異なる２つのエコー時間として、水と脂肪とが同位相となるエコー時間ｔ_inと、水と脂肪とが逆位相となるエコー時間ｔ_outとを用いる。

再構成部３２０は、取得したエコー信号をｋ空間上に配置し、フーリエ変換により画像を再構成する。本実施形態では、異なる２つのエコー時間ｔ_inおよびｔ_outの原画像I_inおよびＩ_outをそれぞれ再構成する。

位相分布算出部３３０は、算出した原画像から静磁場不均一によって変化する位相の分布（位相分布）を算出する。本実施形態では、異なる２つのエコー時間の原画像を複素除算して得た比画像を用いて位相分布を算出する。

水−脂肪分離部３４０は、位相分布算出部３３０で算出した位相分布と異なる２つのエコー時間の原画像とから水信号と脂肪信号とを分離する。そして、水信号からなる水画像と脂肪信号からなる脂肪画像とを生成する。

なお、計算機１０９が実現する各種の機能は、記憶装置が保持するプログラムを、ＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。また、計算機１０９が実現する各種の機能のうち、少なくとも一つの機能は、ＭＲＩ装置１００とは独立した、情報処理装置であって、ＭＲＩ装置１００とデータの送受信が可能な情報処理装置により実現されていてもよい。

本実施形態の水、脂肪分離処理の説明に先立ち、上記Ｄｉｘｏｎ法による水、脂肪分離処理の原理、および、２ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法による処理の概要を説明する。

上述のように、Ｄｉｘｏｎ法では、エコー時間ｔ_inで取得した原画像Ｉ_inと、エコー時間ｔ_outで取得した原画像Ｉ_outとを加算および減算することによって、水画像の信号強度Ｗと脂肪画像の信号強度Ｆとをそれぞれ算出し、水信号と脂肪信号とを分離する。

ここで、水と脂肪の周波数差をｄｆとしたとき、水と脂肪が同位相になる時間ｔ_inは、ｎ／ｄｆ、水と脂肪が逆位相になる時間ｔ_outは、（２ｎ＋１）／（２ｄｆ）となる。なお、ｎは整数である。したがって、エコー時間ｔ_inとｔ_outとの差をｄｔとすると、ｄｔ＝１／（２ｄｆ）となる。

水画像の信号強度をＷ、脂肪画像の信号強度をＦとすると、静磁場不均一に起因する位相変化がない場合、Ｉ_inとＩ_outはそれぞれ以下の式（１−１）および式（１−２）で表現できる。

Ｄｉｘｏｎ法では、この２つの信号を、以下の式（２−１）および式（２−２）のように加算および減算することによって、水画像の信号強度Ｗと脂肪画像の信号強度Ｆとをそれぞれ算出し、水信号と脂肪信号とを分離する。

一方、２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法では、上述のように、さらに、静磁場不均一に起因した位相変化（以下、単に位相分布と呼ぶ）を、領域拡大法を用いて、位相のアンラップ処理を行うことにより推定する。領域拡大法を用いた位相のアンラップ処理では、まず、開始点（シード点）とする基準画素を設定し、そのシード点と隣り合う画素の位相を、シード点との位相差に応じて位相変化が滑らかになるよう決定する。位相を決定した画素を次のシード点とし、画像の全画素の位相が決定するまで同様の処理を繰り返し、位相分布を算出する。そして、得られた位相分布の位相値を、原画像Ｉ_inまたはＩ_outから除去したのち、原画像Ｉ_inとＩ_outとを加算、減算することで水画像と脂肪画像とに分離する。

以下、上記本実施形態の計算機１０９の各機能による、計測全体の処理（計測処理）の流れについて簡単に説明する。図４は、本実施形態の計測処理の流れを説明するためのフローチャートである。

本実施形態では、予め定めた異なる２つのエコー時間ｔ_inおよびｔ_outの原画像I_inおよびＩ_outを撮影し、原画像I_inおよびＩ_outから静磁場不均一による位相分布を算出し、位相分布と原画像I_inおよびＩ_outから、水と脂肪とを分離した、水画像および脂肪画像を算出する。本実施形態では、静磁場不均一による位相分布を算出する際、水が主成分である画素がシード点として設定される可能性を高める。また、得られた位相分布の正誤も判定する。

まず、計測部３１０は、予め定められたパルスシーケンスにしたがってシーケンス制御装置１１４を制御し、異なる２つのエコー時間ｔ_inおよびｔ_outのエコー信号を計測する（ステップＳ１００１）。

その後、再構成部３２０は、得られたエコー信号を、それぞれ、ｋ空間上に配置してフーリエ変換することにより、異なる２つのエコー時間ｔ_inおよびｔ_outの原画像I_inおよびＩ_outをそれぞれ再構成する（ステップＳ１００２）。

位相分布算出部３３０は、２つの原画像I_inおよびＩ_outの比をとり、その比画像の位相情報から静磁場不均一に起因した位相変化の分布(位相分布)を算出する（ステップＳ１００３）。

その後、水−脂肪分離部３４０は、算出した位相分布と２つの原画像I_inおよびＩ_outとから、水信号と脂肪信号とを分離し（ステップＳ１００４）、分離後の水信号からなる水画像と脂肪信号からなる脂肪画像とをディスプレイ１１０に表示する（ステップＳ１００５）。なお、ステップＳ１００４の処理を、水−脂肪分離処理と呼ぶ。また、分離後の水画像および脂肪画像を、分離画像と呼ぶ。

水画像および脂肪画像をディスプレイ１１０に表示する際、両者を区別可能とする情報を併せて表示してもよい。区別可能とする情報は、例えば、「水画像」、「脂肪画像」といったキャプションなどとする。また、必要に応じて、ステップＳ１００３で算出した位相分布をディスプレイ１１０に表示するよう構成してもよい。

ここで、計測部３１０がステップＳ１００１の計測において実行するパルスシーケンスの一例について説明する。図５に、本実施形態において採用されるパルスシーケンス５１０のタイムチャートの例を示す。このパルスシーケンス５１０は、グラディエントエコー型のパルスシーケンスである。なお、パルスシーケンス５１０において、ＲＦはＲＦパルスの、Ｇｓはスライス選択傾斜磁場の、Ｇｐは位相エンコード傾斜磁場の、Ｇｒは読み出し傾斜磁場の、それぞれ印加タイミングを、エコーは、エコー信号の取得タイミングをそれぞれ示す。以下、本明細書の各パルスシーケンスにおいて、同様である。

パルスシーケンス５１０では、１回の繰り返し時間内に以下の手順でエコー信号の計測を行う。まずＲＦパルス５１１を照射し、被検体１０１の水素原子核スピンを励起する。この際、被検体１０１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）５１２をＲＦパルス５１１と同時に印加する。続いてエコー信号に位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場（Ｇｐ）５１３を印加する。その後、最初のＲＦパルス５１１照射から時間ＴＥ₁後に、読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）５１４を印加してエコー信号（第一エコー）５１５を計測する。更に、第１エコー５１５の計測から時間ｄｔ後に、極性の反転した読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）５１６を印加してエコー信号（第二エコー）５１７を計測する。第二エコー５１７を計測するエコー時間ＴＥ₂は、ＴＥ₂＝ＴＥ₁＋ｄｔを満たす。

第一エコー５１５を計測する際のエコー時間ＴＥ₁、および、第二エコー５１７を計測する際のエコー時間ＴＥ₂は、上述したように，それぞれ、水と脂肪が同位相になる時間ｔ_inおよび水と脂肪が逆位相になる時間ｔ_outとなるように設定する。ここで、水と脂肪の周波数差をｄｆとしたとき、水と脂肪が同位相になる時間ｔ_inは、ｎ／ｄｆ、水と脂肪が逆位相になる時間ｔ_outは、（２ｎ＋１）／（２ｄｆ）である。なお、ｎは整数である。

本実施形態のパルスシーケンス５１０では、上述の条件を満たすエコー時間ＴＥ₁およびエコー時間ＴＥ₂が選択される。なお、エコー時間ｔ_inとｔ_outの計測順序は問わない。

本実施形態の計測では、パルスシーケンス５１０を、位相エンコード傾斜磁場５１３の強度を変化させながら所定回数繰り返す。例えば１２８回、２５６回等、画像再構成に必要な数のエコー信号を繰り返し取得する。繰り返し回数分の第一エコーにより、１つの原画像（第一原画像）が形成され、繰り返し回数分の第二エコーにより、他の１つの原画像（第二原画像）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算出するための演算用の原画像として使用される。

図６に、本実施形態に採用されるパルスシーケンスの他の例のタイムチャートを示す。このパルスシーケンス５２０は、スピンエコー型のパルスシーケンスである。

パルスシーケンス５２０では、1回の繰り返し時間内に以下の手順でエコー信号の計測を行う。まず、ＲＦパルス５２１を照射し、被検体１０１のスピンを励起する。この際、被検体１０１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）５２２をＲＦパルス５２１と同時に印加する。続いてエコー信号に位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場（Ｇｐ）５２３を印加し、更にスピンを反転させるためのＲＦパルス５２８をスライス選択傾斜磁場（Ｇｓ）５２９とともに照射する。その後、最初のＲＦパルス５２１照射から時間ＴＥ₁後に、読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）５２４印加してエコー信号（第一エコー）５２５を計測する。更に、第１エコー５２５の計測から時間ｄｔ後に、極性の反転した読み出し傾斜磁場（Ｇｒ）５２６を印加してエコー信号（第二エコー）５２７を計測する。

第一エコー５２５を計測する際のエコー時間ＴＥ₁および、第２エコー５２７を計測する際のエコー時間ＴＥ₂は、グラディエント型パルスシーケンスと同様の条件を満たすように選択される。

なお、図５および図６に示す例では、グラディエントエコー型のパルスシーケンス５１０の場合も、スピンエコー型のパルスシーケンス５２０の場合も、１回の繰り返し時間内にエコー時間の異なる２つの信号（ここでは、第一エコーおよび第二エコー）を計測している。しかし、１回の繰り返し時間には、１つのエコー信号を計測するよう構成してもよい。この場合、２回の繰り返し時間を用いて、第一エコーおよび第二エコーを計測する。

再構成部３２０は、上記ステップＳ１００２において、ステップＳ１００１で計測したエコー時間ｔ_inおよびｔ_outのエコー信号をｋ空間上に各々配置し、フーリエ変換する。これにより、再構成部３２０は、異なる２つのエコー時間（ｔ_inおよびｔ_out）の原画像Ｉ_in（第一原画像）およびＩ_out（第二原画像）をそれぞれ算出する。

次に、上記ステップＳ１００３の、位相分布算出部３３０による位相分布の算出について説明する。本実施形態の位相分布算出部３３０は、まず、異なる２つのエコー時間の原画像Ｉ_inおよびＩ_outを複素除算して得た比画像において、位相分布の算出を開始する画素（以下、シード点）を特定する。そして、比画像の位相値を用いて、シード点から拡大領域法により各画素の位相値を決定し、位相分布を算出する。

これを実現するため、本実施形態の位相分布算出部３３０は、図３に示すように、シード点候補となる画素群を特定するシード点候補特定部３３１と、シード点候補として特定した画素群の中の１の画素をシード点として仮の位相分布を算出する仮位相分布算出部３３２と、仮位相分布算出部３３２が算出した仮の位相分布の正誤を判定する正誤判定部３３３と、正誤判定部３３３の正誤判定結果に基づいて、真の位相分布を決定する真位相分布決定部３３４と、を備える。

上記各機能による、本実施形態の位相分布算出処理の流れの概略を説明する。図７は、本実施形態の位相分布算出処理の流れを説明するためのフローチャートである。

シード点候補特定部３３１は、２つの原画像Ｉ_inおよびＩ_outを用いて、シード点の候補となる画素群（シード点候補画素群）を特定する（ステップＳ１１０１）。次に、仮位相分布算出部３３２は、特定したシード点候補画素群の中の任意の１点をシード点として、拡大領域法を用いて位相アンラップ処理を行い、仮の位相分布を算出する（ステップＳ１１０２）。次に、正誤判定部３３３は、仮の位相分布の正誤を判定する（ステップＳ１１０３）。そして、真位相分布決定部３３４は、正誤判定結果に基づいて真の位相分布を決定する（ステップＳ１１０４）。以下、各処理の詳細を説明する。

まず、ステップＳ１１０１のシード点候補特定部３３１によるシード点候補特定処理を説明する。シード点候補特定部３３１は、２つのエコー時間の原画像を用いて、シード点候補画素群を特定する。このとき、シード点として任意の画素を選択する際、水が主成分の画素が選択される確率が高まるよう、シード点候補画素群を決定する。本実施形態では、ノイズの影響を強く受けた画素を、水が主成分の画素である確率が高いシード点候補画素群として特定する。

これを実現するため、本実施形態のシード点候補特定部３３１は、図８に示すように、異なる２つのエコー時間の原画像から比画像を算出し、その絶対値を算出する絶対値比画像算出部４１１と、絶対値比画像からシード点候補の画素群を特定するための閾値を設定する閾値設定部４１２と、閾値を用いて絶対値比画像におけるシード点候補画素群を特定する画素群特定部４１３と、を備える。

このシード点候補特定部３３１の各部によるシード点候補画素群特定処理の流れの概略を説明する。図９は、本実施形態のシード点候補画素群特定処理の流れを説明するためのフローチャートである。

まず、絶対値比画像算出部４１１は、エコー時間ｔ_outで計測したエコー信号から得た原画像Ｉ_outを、エコー時間ｔ_inで計測したエコー信号から得た原画像Ｉ_inで複素除算し、比画像Ｉを算出する（ステップＳ１２０１）。そして、その絶対値をとり、絶対値比画像｜Ｉ｜を算出する（ステップＳ１２０２）。なお、絶対値比画像｜Ｉ｜は、以下の式（３）で算出される。
｜Ｉ｜＝｜Ｉ_out／Ｉ_in｜・・・（３）

次に、閾値設定部４１２は、少なくとも一つの閾値Ｔｈを設定する（ステップＳ１２０３）。画素群特定部４１３は、絶対値比画像｜Ｉ｜の画素値のうち、閾値Ｔｈ以上の画素値を持つ画素群を、シード点候補画素群として特定する（ステップＳ１２０４）。

ここで、閾値設定部４１２によるステップＳ１２０３の閾値Ｔｈの設定手法について説明する。閾値Ｔｈは、シード点候補画素群として、原画像または比画像において、水が主成分の画素の比率が高い画素群が特定されるよう設定される。

原画像Ｉ_inにおいて、水信号が１００％の画素（水画素）の信号値（単に水信号と呼ぶ）をＳ_win、脂肪信号が１００％の画素（脂肪画素）の信号値（単に脂肪信号と呼ぶ）をＳ_fin、原画像Ｉ_outにおける水信号をＳ_wout、脂肪信号をＳ_fout、ガウス分布に従う最頻値０のノイズの標準偏差をσとする。このとき、水信号Ｓ_woutをＳ_winで複素除算したときの信号比（水信号比）をＳ_mw、脂肪信号Ｓ_foutをＳ_finで複素除算したときの信号比（脂肪信号比）をＳ_mfとすると、水信号比Ｓ_mwおよび脂肪信号比Ｓ_mfはそれぞれ以下の式（４−１）、式（４−２）で表される。
Ｓ_mw＝Ｓ_wout／Ｓ_win・・・（４−１）
Ｓ_mf＝Ｓ_fout／Ｓ_fin・・・（４−２）
なお、水信号比Ｓ_mwおよび脂肪信号比Ｓ_mfは、それぞれ、比画像における水画素および脂肪画素の信号値に相当する。

このとき、水信号比Ｓ_mwおよび脂肪信号比Ｓ_mfの標準偏差をそれぞれσ_mwおよびσ_mfとすると、誤差伝播の法則より、σ_mwおよびσ_mfはそれぞれ、以下の式（５−１）、式（５−２）で表される。

エコー時間ｔ_inおよびｔ_outで計測したときの信号強度が変化しないと仮定して、Ｓ_win＝Ｓ_wout＝Ｓ_w、Ｓ_fin＝Ｓ_fout＝Ｓ_fとすると、式（５−１）および式（５−２）は、以下の式（６−１）および式（６−２）で表される。

なお、ＳＮＲ_wおよびＳＮＲ_fは、水信号Ｓ_wと脂肪信号Ｓ_fの信号対雑音比（ＳＮＲ：Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）をそれぞれ表し、以下の式（７−１）および式（７−２）で定義される。
ＳＮＲ_w＝Ｓ_w／σ・・・（７−１）
ＳＮＲ_f＝Ｓ_f／σ・・・（７−２）

通常、２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法における原画像Ｉ_inおよびＩ_outは、グラディエントエコー法もしくはスピンエコー法を用いたＴ₁強調画像、または、高速スピンエコー法を用いたＴ₂強調画像として得る。このとき、脂肪信号Ｓ_fは、水信号Ｓ_wより常に大きくなることが知られている。従って、脂肪信号Ｓ_fのＳＮＲ_fは、水信号Ｓ_wのＳＮＲ_wよりも高くなる。すなわち、脂肪信号Ｓ_fのＳＮＲ_fと、水信号Ｓ_wのＳＮＲ_wとは、以下の式（８）の関係がある。
ＳＮＲ_w＜ＳＮＲ_f・・・（８）
したがって、式（６−１）および式（６−２）より、水信号比Ｓ_mwの標準偏差σ_mwは脂肪信号比Ｓ_mfの標準偏差σ_mfよりも大きくなる。すなわち、標準偏差σ_mwと標準偏差σ_mfとは、以下の式（９）の関係がある。
σ_mw＞σ_mf・・・（９）

たとえば、水信号Ｓ_wのＳＮＲ_wを１０、脂肪信号Ｓ_fのＳＮＲ_fをＳＮＲ_wの２倍の２０とすると、式（６−１）および式（６−２）より、脂肪信号比Ｓ_mfの標準偏差σ_mfと水信号比Ｓ_wfの標準偏差σ_mwとの関係は、以下の式（１０）となる。
σ_mf＝σ_mw／２・・・（１０）

このときの、水信号比Ｓ_mwおよび脂肪信号比Ｓ_mfの、信号比（比画像Ｉの画素値）に応じた画素数（ボクセル数）のヒストグラム（信号比の分布）を図１０に示す。図１０の横軸は信号比、縦軸は画素数（ボクセル数）をそれぞれ表す。また、６０１は、水信号比Ｓ_mwの分布、６０２は、脂肪信号比Ｓ_mfの分布をそれぞれ表す。なお、ここでは、水信号Ｓ_wと脂肪信号Ｓ_fの画素数をそれぞれ１０⁴個とした。また、このときの水信号比Ｓ_mwおよび脂肪信号比Ｓ_mfの最頻値は、１である。

図１０に示すように、ＳＮＲ_wがＳＮＲ_fより小さいとき、水信号比Ｓ_mwの標準偏差σ_mwは脂肪信号比Ｓ_mfの標準偏差σ_mfよりも大きくなるため、水信号比Ｓ_mwのヒストグラムは、脂肪信号比Ｓ_mfのヒストグラよりも広い分布を持つ。従って、分布の両側の裾野部分の信号比においては、水信号比Ｓ_mwの画素数の方が、脂肪信号比Ｓ_mfの画素数より多いことが分かる。なお、信号比分布の裾野部分は、ノイズの影響を強く受けた画素群である。

本実施形態では、このような水信号比Ｓ_mwおよび脂肪信号比Ｓ_mfの分布の特性を利用し、水が主成分である画素の比率の高い画素群が特定される閾値Ｔｈを設定する。すなわち、絶対値比画像の画素値の分布を用いて、閾値Ｔｈを設定する。例えば、図１０に示すように、閾値Ｔｈ６０３を、信号比１．２に設定すると、信号比が１．２以上の画素は、水画素である確率が高い。

なお、ここでは、水または脂肪が画素内に１００％存在する場合を仮定した。しかし、実際の生体組織では、組織によって水と脂肪とが異なる割合で混在するため、エコー時間ｔ_inおよびｔ_outで計測したときの信号強度が変化しないという仮定は、多くの場合成り立たない。通常はＳ_win≧Ｓ_wout、Ｓ_fin≧Ｓ_foutとなり、水信号比Ｓ_mwおよび脂肪信号比Ｓ_mfの最頻値は、１よりも小さい値をとる。従って、これを考慮して閾値Ｔｈを設定する。例えば、閾値Ｔｈとして、１．０以上に設定する。なお、組織によって水と脂肪とが異なる割合で混在する場合であっても、水信号比Ｓ_mwの画素数と脂肪信号比Ｓ_mfの画素数との関係は、上述と同様である。

例えば、閾値Ｔｈは、予め定めて外部記憶装置１１１あるいは計算機１０９の記憶装置に保持しておくよう構成してもよい。また、閾値設定部４１２は、計測毎に、絶対値比画像｜Ｉ｜について、信号比の分布（ヒストグラム）の最頻値および標準偏差を算出し、その最頻値と標準偏差の和、または、それ以上の任意の値を、閾値Ｔｈと設定してもよい。また、最頻値より大きい任意の値を閾値Ｔｈと設定してもよい。また、水信号Ｓ_wのＳＮＲ_wと脂肪信号Ｓ_fのＳＮＲ_fによって、信号比の分布の標準偏差は変化する。従って、本実施形態の閾値設定部４１２は、原画像Ｉ_inまたはＩ_outのＳＮＲに基づいて、ガウス分布を模擬した計算機シミュレーションを行い、信号比ヒストグラムを算出し、当該モデルに基づいて閾値Ｔｈを算出し、設定してもよい。

次に、上記ステップＳ１１０２の、仮位相分布算出部３３２による仮位相算出処理について説明する。本実施形態の仮位相分布算出部３３２は、シード点候補画素群から任意のシード点を選択し、比画像Ｉの位相値に対し、選択したシード点から領域拡大法により位相アンラップ処理を行い、各画素の位相値を決定し、仮の位相分布を算出する。これを実現するため、本実施形態の仮位相分布算出部３３２は、図８に示すように、シード点を基準画素として領域拡大法を用いた位相アンラップ処理を実行し、各画素の位相値を算出する位相アンラップ部４２１を備える。

位相アンラップ処理では、隣接する画素間での、水と脂肪との位相差による±πの位相とび、および、折り返しによる２πを超える位相とびを判定する。そして、それぞれ、シード点に隣接する画素の位相に、＋πあるいはーπを加算、＋２πあるいは−２πを加算し、滑らかに補正する。本実施形態の位相アンラップ部４２１は、シード点と隣接する画素との間の位相差Δｐを算出し、位相差Δｐの値に応じ、＋π、−π、＋２πあるいは−２πを、隣接する画素の位相に加算することにより、位相アンラップ処理を行う。

なお、本実施形態の位相アンラップ処理は上述の方法に限らない。既に公知の方法で位相をアンラップしてもよい。

上記ステップＳ１１０２の仮位相分布算出部３３２による仮の位相分布算出処理の流れの概略を説明する。図１１は、本実施形態の仮位相分布算出処理の流れを説明するためのフローチャートである。

まず、仮位相分布算出部３３２は、比画像Ｉにおいて、上述のシード点候補画素群の任意の１画素を、シード点と設定する（ステップＳ１３０１）。ここでは、シード点候補画素群の中からランダムに選択した画素を、シード点として設定する。なお、設定するシード点は、シード点候補画素群のうち、絶対比画像｜Ｉ｜の値が最大となる画素としてもよい。

次に、位相アンラップ部４２１は、シード点を基準画素として位相アンラップ処理を行い、仮の位相分布を算出する（ステップＳ１３０２）。具体的には、シード点の位相と、シード点と隣り合う画素の位相との位相差を算出する。そして、この位相差が小さくなるように上述の位相アンラップ処理を行う。隣接する画素が複数ある場合、全ての隣接する画素について、位相アンラップ処理を行う。

次に、仮位相分布算出部３３２は、位相アンラップ処理後の画素を新たなシード点として設定し（ステップＳ１３０３）、画像内の全画素の処理が終了するまで、処理対象の領域を拡大し、位相アンラップ処理を繰り返し（ステップＳ１３０４）、仮位相分布を得る。

なお、本実施形態では、仮の位相分布を、シード点候補画素群の中からシード点を選択し、領域拡大法を用いて位相アンラップ処理を行うことにより算出したが、シード点を用いずに位相分布を算出する公知の方法を用いて、仮の位相分布を算出してもよい。

次に、上記ステップＳ１１０３の正誤判定部３３３による正誤判定処理の詳細について説明する。本実施形態の正誤判定部３３３は、仮位相分布算出部３３２が算出した仮位相分布が、正しい位相分布であるか、位相値がπだけずれた誤った位相分布であるかを判定する。判定は、比画像Ｉの、シード点候補特定部３３１が特定したシード点候補画素群の信号を用いて行う。

シード点候補画素群の任意の画素の位置をｒ、位置ｒにおける水の信号強度をＷ（ｒ）、脂肪の信号強度をＦ（ｒ）、エコー時間ｔ_inとｔ_outとの時間差ｄｔの間に生じた静磁場不均一による位相変化をφ（ｒ）とすると、比画像の信号Ｉ（ｒ）は、以下の式（１１）で表される。

仮の位相分布における位置ｒの画素の位相値をθ（ｒ）、φ（ｒ）とθ（ｒ）との位相差をδ（ｒ）、比画像の信号Ｉ（ｒ）の位相からθ（ｒ）を除去した後の比画像の信号（除去後信号値）をＩ’（ｒ）とすると、Ｉ’（ｒ）は、以下の式（１２）で表される。

仮の位相分布θが正しく算出されているとき、すなわち、仮の位相分布の正誤判定が真のときは、δ（ｒ）は０となる。従って、式（１２）は、以下の式（１３）で表される。

一方、仮の位相分布が誤って算出されているとき、すなわち、仮の位相分布の正誤判定が偽のときは、水と脂肪の位相差によってδ（ｒ）はπとなる。従って、式（１２）は、以下の式（１４）で表される。

したがって、式（１３）および式（１４）より、Ｗ（ｒ）＞Ｆ（ｒ）のとき、すなわち、位置ｒの画素の信号値の主成分が水のとき、Ｉ'_true（ｒ）＞０、Ｉ’_false（ｒ）＜０となる。また、Ｗ（ｒ）＜Ｆ（ｒ）のとき、すなわち、位置ｒの画素の信号値の主成分が脂肪信号のとき、Ｉ’_true（ｒ）＜０、Ｉ’_false（ｒ）＞０となる。なお、本実施形態では、Ｗ（ｒ）＝Ｆ（ｒ）のときは演算対象から除外する。

上述したとおり、シード点候補画素群に含まれる水画素の数は、脂肪画素の数よりも多い。従って、仮の位相分布が正しく算出されていれば、Ｉ’（ｒ）＞０を満たす画素数が、Ｉ’（ｒ）＜０を満たす画素数より多くなるはずである。本実施形態の正誤判定部３３３は、この特性を利用し、仮の位相分布の正誤を判定する。

正誤判定部３３３は、比画像Ｉのシード点候補画素群の中で、Ｉ’（ｒ）＞０を満たす画素数Ｎ_pと、Ｉ’（ｒ）＜０を満たす画素数Ｎ_nと、を算出する。そして、Ｎ_p＞Ｎ_nのとき、正誤判定結果は真、すなわち、仮の位相分布が正しく算出されているとする。一方、Ｎ_p≦Ｎ_nのとき、正誤判定結果は偽、すなわち、仮の位相分布が誤って出されているとする。

上記の手順により正誤判定を行うため、本実施形態の正誤判定部３３３は、図８に示すように、比画像Ｉのシード点候補画素群の各画素について、その信号の位相値から、仮位相分布のとして算出された位相値を除去する位相除去部４３１と、比画像Ｉのシード点候補画素群の各画素について、位相除去後の信号値（除去後信号値）が正の値である画素数Ｎ_pと、負の値である画素数Ｎ_nとを算出する画素数算出部４３２と、正の値である画素数Ｎ_pと負の値である画素数Ｎ_nとの大小を比較し、仮位相分布の正誤（真偽）を判定する判定部４３３と、を備える。

真位相分布決定部３３４は、正誤判定部３３３の判定結果が正（真）のときは、仮の位相分布を真の位相分布として決定する。また、正誤判定結果が誤（偽）のときは、仮の位相分布に位相値πを加算したものを、真の位相分布として決定する。

仮位相分布の正誤判定を行い、真の位相分布を決定する処理（真位相分布決定処理）の流れを、図１２のフローチャートを用いて説明する。図１２は、本実施形態の真位相分布決定処理のフローチャートである。

まず、位相除去部４３１は、比画像Ｉのシード点候補画素群の信号（比画像信号Ｉ）から、仮の位相分布の位相値を除去して（ステップＳ１４０１）、比画像信号Ｉ’を算出する。これにより、静磁場不均一の影響による位相変化が取り除かれる。

次に、画素数算出部４３２は、シード点候補画素群のうち、I’＞０を満たす画素の数Ｎ_pと、I’＜０を満たす画素の数Ｎ_nとを算出する（ステップＳ１４０２）。なお、I’＝０を満たす画素は演算対象から除外する。その後、判定部４３３は、画素数Ｎ_pとＮ_nとの大きさを比較する（ステップＳ１４０３）。

判定結果がＮ_p＞Ｎ_nのとき、真位相分布決定部３３４は、仮の位相分布を真の位相分布として決定する（ステップＳ１４０５）。一方、判定結果が、Ｎ_p≦Ｎ_nのとき、真位相分布決定部３３４は、仮の位相分布に位相値πを加算し（ステップＳ１４０４）、加算後の位相分布を、真の位相分布として決定する（ステップＳ１４０５）。

以上の手順により、静磁場不均一に起因した位相分布を正確に算出することができる。すなわち、仮に、シード点が、脂肪が主成分の画素に設定され、算出した位相分布に脂肪の化学シフトによる位相値πのオフセットが加算されている場合であっても、それを判定することができ、オフセットを除いた位相分布を得ることができる。

次に、上記ステップＳ１００４の、水−脂肪分離部３４０による水−脂肪画像算出方法について説明する。水−脂肪分離部３４０は、上記ステップＳ１００２で得たエコー時間の異なる２つの原画像Ｉ_inおよびＩ_outと、上記ステップＳ１００３で算出した真の位相分布と、を用いて水画像と脂肪画像を算出する。具体的には、原画像Ｉ_outの各画素の位相値を真の位相分布の各画素の位相値でそれぞれ除算（ｅｘｐ（−ｉθ））した後、または、原画像Ｉ_inの各画素の位相値に真の位相分布の各画素の位相値をそれぞれ乗算（ｅｘｐ（＋ｉθ））した後、式（２−１）および式（２−２）により、水画像と脂肪画像とを算出する。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、被検体１０１が置かれる空間に静磁場を生成する静磁生成磁石１０２と、前記被検体１０１に高周波磁場パルスを送信する送信部と、高周波磁場パルスの送信により前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記送信部、前記傾斜磁場印加部及び前記受信部の動作を制御するとともに前記受信した核磁気共鳴信号に対して演算処理を行う計算機１０９と、を備えるＭＲＩ装置１００であって、前記計算機１０９は、予め定めたパルスシーケンスに従って、異なる２つのエコー時間の前記核磁気共鳴信号を得る計測部３１０と、前記２つの核磁気共鳴信号から、前記異なる２つのエコー時間の原画像を再構成する再構成部３２０と、前記異なる２つのエコー時間の原画像から静磁場不均一によって変化する位相の分布である位相分布を算出する位相分布算出部３３０と、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記位相分布とを用いて水信号と脂肪信号とを分離する水脂肪分離部３４０と、を備え、前記位相分布算出部３３０は、前記異なる２つのエコー時間の原画像を用い、ノイズの影響を受けた画素群をシード点候補画素群として特定するシード点候補特定部３３１と、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記シード点候補画素群の情報とを用い、仮の前記位相分布である仮位相分布を算出する仮位相分布算出部３３２と、前記仮位相分布の正誤を判定する正誤判定部３３３と、前記正誤判定部３３３による判定結果に基づいて真の位相分布を決定する真位相分布決定部３３４と、を備える。

なお、前記シード点候補特定部３３１は、前記異なる２つのエコー時間の原画像の比として得た比画像の絶対値を絶対値比画像として算出する絶対値比画像算出部４１１と、前記シード点候補画素群を特定するための閾値を少なくとも１つ設定する閾値設定部４１２と、前記閾値を用いて前記絶対値比画像において前記シード点候補画素群を特定する画素群特定部４１３と、を備えてもよい。

前記閾値設定部４１２は、前記絶対値比画像の画素値の分布を用いて前記閾値を設定してもよい。また、前記閾値設定部４１２は、前記異なる２つのエコー時間の原画像の信号雑音比に基づいて、信号比ヒストグラムモデルを算出し、当該モデルに基づいて前記閾値を設定してもよい。また、前記閾値は、前記絶対値比画像の画素値の最頻値に当該画素値の標準偏差を加算した値以上の値に設定されてもよい。また、前記閾値は、前記絶対値比画像の画素値の最頻値より大きい値に設定されてもよい。また、前記閾値は、１．０以上の値に設定されてもよい。

前記仮位相分布算出部３３２は、前記比画像の位相値に対し、予め定めた基準画素から領域拡大法を用いた位相アンラップ処理を実行し、前記仮位相分布を算出する位相アンラップ部４２１を備え、前記基準画素は、前記シード点候補画素群の中から選択されてもよい。

前記正誤判定部３３３は、前記比画像の前記シード点候補画素群の各信号から前記仮位相分布として得た位相値をそれぞれ除去し、前記各シード点候補画素群の各画素の除去後信号値を得る位相除去部４３１と、前記各シード点候補画素群の中で、前記除去後信号値が正の値である画素数と負の値である画素数とをそれぞれ算出する画素数算出部４３２と、前記正の値の画素数と前記負の値の画素数とを比較し、前記仮位相分布の正誤を判定する判定部４３３と、を備えてもよい。そして、前記判定部４３３は、前記正の値の画素数が前記負の値の画素数より多い場合、正と判定してもよい。
さらに、前記真位相分布決定部３３４は、前記判定部４３３の判定結果が誤の場合、前記仮位相分布を補正し、補正後の位相分布を、前記真の位相分布と決定し、当該判定結果被核結果が正の場合、仮の位相分布を前記真の位相分布と決定してもよい。

また、本実施形態の水脂肪分離方法は、予め定めたパルスシーケンスに従って計測した異なる２つのエコー時間の核磁気共鳴信号からそれぞれ再構成された、前記異なる２つのエコー時間の原画像から、水信号と脂肪信号とを分離する水脂肪分離方法であって、前記異なる２つのエコー時間の原画像を用い、ノイズの影響を受けた画素群をシード点候補画素群として特定し、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記シード点候補画素群の情報とを用い、仮の前記位相分布である仮位相分布を算出し、前記仮位相分布の正誤を判定し、前記正誤判定部による判定結果に基づいて真の位相分布を決定し、前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記真の位相分布とを用いて、水信号と脂肪信号とを分離することを特徴とする。

このように、本実施形態によれば、静磁場不均一に起因した位相変化である位相分布を、異なる２つのエコー時間の原画像の比画像の位相値に対して領域拡大法を用いた位相アンラップ処理を行うことにより算出する。算出に先立ち、位相アンラップ処理の開始点であるシード点が、水信号が主である画素となる確率が高まるよう、シード点候補画素群を特定する。従って、位相アンラップ処理により算出される位相分布に、位相値πのオフセットが加算される可能性が低減する。すなわち、正確な位相分布が算出される可能性が高まる。

さらに、算出された位相分布の正誤判定を行う。このとき、水信号が主である画素となる確率の高い、シード点候補画素群を用いて、画素数により判定を行う。従って、簡易に高精度な判定を行うことができる。高精度な判定結果に基づいて、最終的に位相分布を決定するため、正確な位相分布が算出される可能性は、さらに高まる。そして、本実施形態によれば、この正確な位相分布である可能性が極めて高い位相分布を用いて水信号と脂肪信号とを分離し、水画像、脂肪画像とを得る。

従って、本実施形態によれば、得られる水画像、脂肪画像が、正しいものである可能性も極めて高いものとなる。すなわち、本実施形態によれば、２-Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ法を用いた水と脂肪の分離撮影において、静磁場不均一が反映された位相画像を正しく算出する確度を高めることで、水画像と脂肪画像とが入れ替わることを防ぎ、操作者に判断する負担を負わせることなく、高精度に水と脂肪とを分離できる。

なお、上記実施形態では、エコー信号を取得する異なる２つのエコー時間として、水と脂肪とが同位相となるエコー時間ｔ_inと、水と脂肪とが逆位相となるエコー時間ｔ_outとを用いる場合を例にあげて説明したが、エコー信号の取得時間は、これに限られない。例えば、２つのエコー時間が、以下の式（１５）を満たすＴＥ₁およびＴＥ₂であってもよい。
ｃｏｓ（２πｆ_FWＴＥ₁）≠ｃｏｓ（２πｆ_FWＴＥ₂）・・・（１５）
ｆ_FWは、水と脂肪との周波数差である。

この場合、上記Ｓ１１０２の仮の位相分布の算出時に、比画像の代わりに、δ_W、δ_Fを用いる。なお、δ_Wは、生体組織の信号が全て水と仮定した場合に算出される位相分布であり、δ_Fは、生体組織の信号が全て脂肪と仮定した場合に算出される位相分布である。そして、拡大領域法により位相アンラップ処理を行う際、シード点に隣接する画素の位相として、当該画素のδ_Wの位相とδ_Fの位相とのうち、シード点の画素の位相に近い方を採用する。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：被検体、１０２：静磁場コイル、１０３：傾斜磁場コイル、１０４：シムコイル、１０５：送信コイル、１０６：受信コイル、１０７：送信機、１０８：受信機、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：外部記憶装置、１１２：傾斜磁場用電源部、１１３：シム用電源部、１１４：シーケンス制御装置、１１５：入力装置、１２０：ＭＲＩ装置、１３０：ＭＲＩ装置、３１０：計測部、３２０：再構成部、３３０：位相分布算出部、３３１：シード点候補特定部、３３２：仮位相分布算出部、３３３：正誤判定部、３３４：真位相分布決定部、３４０：水−脂肪分離部、４１１：絶対値比画像算出部、４１２：閾値設定部、４１３：画素群特定部、４２１：位相アンラップ部、４３１：位相除去部、４３２：画素数算出部、４３３：判定部、５１０：パルスシーケンス、５１１：ＲＦパルス、５１２：スライス選択傾斜磁場、５１３：位相エンコード傾斜磁場、５１４：読み出し傾斜磁場、５１５：第一エコー、５１６：読み出し傾斜磁場、５１７：第二エコー、５２０：パルスシーケンス、５２１：ＲＦパルス、５２２：スライス選択傾斜磁場、５２３：位相エンコード傾斜磁場、５２４：読み出し傾斜磁場、５２５：第一エコー、５２６：読み出し傾斜磁場、５２７：第二エコー、５２８：ＲＦパルス、５２９：スライス選択傾斜磁場、６０１：水信号比分布、６０２：脂肪信号比分布、６０３：閾値Ｔｈ

Claims (12)

1. 被検体が置かれる空間に静磁場を生成する静磁生成磁石と、前記被検体に高周波磁場パルスを送信する送信部と、高周波磁場パルスの送信により前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記送信部、前記傾斜磁場印加部及び前記受信部の動作を制御するとともに前記受信した核磁気共鳴信号に対して演算処理を行う計算機と、を備える磁気共鳴撮影装置であって、
   前記計算機は、
   予め定めたパルスシーケンスに従って、異なる２つのエコー時間の前記核磁気共鳴信号を得る計測部と、
   前記２つの核磁気共鳴信号から、前記異なる２つのエコー時間の原画像を再構成する再構成部と、
   前記異なる２つのエコー時間の原画像から静磁場不均一によって変化する位相の分布である位相分布を算出する位相分布算出部と、
   前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記位相分布とを用いて水信号と脂肪信号とを分離する水脂肪分離部と、を備え、
   前記位相分布算出部は、
   前記異なる２つのエコー時間の原画像を用い、ノイズの影響を受けた画素群をシード点候補画素群として特定するシード点候補特定部と、
   前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記シード点候補画素群の情報とを用い、仮の前記位相分布である仮位相分布を算出する仮位相分布算出部と、
   前記仮位相分布の正誤を判定する正誤判定部と、
   前記正誤判定部による判定結果に基づいて真の位相分布を決定する真位相分布決定部と、を備え、
   前記シード点候補特定部は、
   前記異なる２つのエコー時間の原画像の比として得た比画像の絶対値を絶対値比画像として算出する絶対値比画像算出部と、
   前記シード点候補画素群を特定するための閾値を少なくとも１つ設定する閾値設定部と、
   前記閾値を用いて前記絶対値比画像における前記シード点候補画素群を特定する画素群特定部と、を備えること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記閾値設定部は、前記絶対値比画像の画素値の分布を用いて前記閾値を設定すること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記閾値設定部は、前記異なる２つのエコー時間の原画像の信号雑音比に基づいて、信号比ヒストグラムを算出し、当該モデルに基づいて前記閾値を設定すること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
4. 請求項２記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記閾値は、前記絶対値比画像の画素値の最頻値に当該画素値の標準偏差を加算した値以上の値に設定されること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
5. 請求項２記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記閾値は、前記絶対値比画像の画素値の最頻値より大きい値に設定されること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
6. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記閾値は、１．０以上の値に設定されること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
7. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記仮位相分布算出部は、
   前記比画像の位相値に対し、予め定めた基準画素から領域拡大法を用いた位相アンラップ処理を実行し、前記仮位相分布を算出する位相アンラップ部を備え、
   前記基準画素は、前記シード点候補画素群の中から選択されること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
8. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記正誤判定部は、
   前記比画像の前記シード点候補画素群の各信号から前記仮位相分布として得た位相値をそれぞれ除去し、前記各シード点候補画素群の各画素の除去後信号値を得る位相除去部と、
   前記各シード点候補画素群の中で、前記除去後信号値が正の値である画素数と負の値である画素数とをそれぞれ算出する画素数算出部と、
   前記正の値の画素数と前記負の値の画素数とを比較し、前記仮位相分布の正誤を判定する判定部と、を備えること
   を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
9. 請求項８記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記判定部は、前記正の値の画素数が前記負の値の画素数より多い場合、正と判定すること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
10. 請求項８記載の磁気共鳴撮影装置であって、
    前記真位相分布決定部は、
    前記判定部の判定結果が誤の場合、前記仮位相分布を補正し、補正後の位相分布を、前記真の位相分布と決定し、当該判定結果被核結果が正の場合、仮の位相分布を前記真の位相分布と決定すること
    を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
11. 予め定めたパルスシーケンスに従って計測した異なる２つのエコー時間の核磁気共鳴信号からそれぞれ再構成された、前記異なる２つのエコー時間の原画像から、水信号と脂肪信号とを分離する水脂肪分離方法であって、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像の比として得た比画像の絶対値を絶対値比画像として算出し、ノイズの影響を受けた画素群をシード点候補画素群として特定するための閾値を少なくとも１つ設定し、該閾値を用いて前記絶対値比画像における前記シード点候補画素群を特定し、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記シード点候補画素群の情報とを用い、仮の前記位相分布である仮位相分布を算出し、
    前記仮位相分布の正誤を判定し、
    前記正誤判定部による判定結果に基づいて真の位相分布を決定し、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記真の位相分布とを用いて、水信号と脂肪信号とを分離すること
    を特徴とする水脂肪分離方法。
12. 被検体が置かれる空間に静磁場を生成する静磁生成磁石と、前記被検体に高周波磁場パルスを送信する送信部と、高周波磁場パルスの送信により前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記送信部、前記傾斜磁場印加部及び前記受信部の動作を制御するとともに前記受信した核磁気共鳴信号に対して演算処理を行う計算機と、を備える磁気共鳴撮影装置であって、
    前記計算機は、
    予め定めたパルスシーケンスに従って、異なる２つのエコー時間の前記核磁気共鳴信号を得る計測部と、
    前記２つの核磁気共鳴信号から、前記異なる２つのエコー時間の原画像を再構成する再構成部と、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像から静磁場不均一によって変化する位相の分布である位相分布を算出する位相分布算出部と、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像と前記位相分布とを用いて水信号と脂肪信号とを分離する水脂肪分離部と、を備え、
    前記位相分布算出部は、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像を用い、ノイズの影響を受けた画素群をシード点候補画素群として特定するシード点候補特定部と、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像を用い、仮の前記位相分布である仮位相分布を算出する仮位相分布算出部と、
    前記シード点候補画素群の情報を用い、前記仮位相分布の正誤を判定する正誤判定部と、
    前記正誤判定部による判定結果に基づいて真の位相分布を決定する真位相分布決定部と、を備え、
    前記シード点候補特定部は、
    前記異なる２つのエコー時間の原画像の比として得た比画像の絶対値を絶対値比画像として算出する絶対値比画像算出部と、
    前記シード点候補画素群を特定するための閾値を少なくとも１つ設定する閾値設定部と、
    前記閾値を用いて前記絶対値比画像における前記シード点候補画素群を特定する画素群特定部と、を備えること
    を特徴とする磁気共鳴撮影装置。

Images