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Vol. 68 No. 9 Sep 2012

資　料

論文受付2011年 12月11日

論文受理2012年 7月 8日Code No. 261

アレイコイルを使用した臨床画像の SNR測定における ROI設定の影響

木藤善浩1　今井　広2　宮地利明3　小倉明夫4　町田好男5 圡井　司6　土橋俊男7　小林正人8　清水幸三9

1信州大学医学部附属病院放射線部2シーメンス・ジャパン株式会社カスタマーサービス本部アプリケーション部3金沢大学医薬保健研究域保健学系4京都市立病院放射線技術科5東北大学大学院医学系研究科6大阪大学医学部附属病院医療技術部放射線部門7日本医科大学附属病院放射線科8長野市民病院診療放射線科9奈良県立医科大学附属病院中央放射線部

Effects of Region of Interest Settings in Signal-to-Noise Ratio Measurement of Clinical Images Using Arrays of Multiple Receiver Coils

Yoshihiro Kitoh,1＊ Hiroshi Imai,2 Toshiaki Miyati,3 Akio Ogura,4 Yoshio Machida,5 Tsukasa Doi,6 Toshio Tuchihashi,7 Masato Kobayashi,8 and Kouzou Shimizu9

1Department of Radiology, Shinshu University Hospital2Customer Service Division, Application Department, Siemens-Asahi Medical Technologies Ltd.3Division of Health Sciences, Graduate School of Medical Science, Kanazawa University4Department of Radiology, Kyoto City Hospital5Fundamental Radiological Science, Graduate School of Medicine Health Sciences, Tohoku University6Department of Radiology, Osaka University Hospital7Department of Radiology, Nippon Medical School Hospital8Department of Radiology, Nagano Municipal Hospital9Department of Radiology, Nara Medical University Hospital

Received December 11, 2011; Revision accepted July 8, 2012Code No. 261

Summary

In many clinical imaging procedures using arrays of multiple receiver coils, a uniform sensitivity process is performed using the sensitivity distribution from the body coil. This causes the noise to be uneven, and background noise cannot be used when measuring the signal-to-noise ratio (SNR). The SNR of clinical images with sensitivity correction using arrays of multiple receiver coils sets the region of interest (ROI) in the region where the signal is uniform, and is limited to the identical ROI method where measurements are taken with noise from the identical region. When SNR is measured with the identical ROI method, uneven noise caused by sensitivity correction as well as the signal strength distribution within the ROI of the object is reflected in the noise. Therefore, evaluation must be performed in as localized a position as possible. Measurement error becomes small on images with higher resolution, and if ROI larger than 10×10 pixels can be set in a region of even signal, SNR measurement of clinical images with less underestimation may be possible.

Key words: signal-to-noise ratio, clinical magnetic resonance imaging, identical region of interest method

*Proceeding author

緒　言　Magnetic resonance imaging（MRI）における信号雑音比（SNR; signal-to-noise ratio）の測定は，静磁場強度，radio frequency（RF）コイル，撮像シーケンスとパラメータなどによって変化する重要な画像評価項目である．幾つかの測定方法が提唱されているが，雑音の測定をどのように行うかによって異なる1～3）．ファントム撮像による雑音の測定は，同一条件にて 2回の連続した画像の差分画像を使用した差分法が使用されている．また臨床画像における雑音の測定は，アーチファクトを含まないようにバックグラウンド（被写体の存在しない空中の背景信号）に region of interest（ROI）を設定し，その信号平均値を π / 2で除した値を使用した空中信号法を用いるのが一般的である4）．これらの測定法は，均一コイルで撮像した場合画像内の雑音も均一になるため，バックグラウンドの信号値を使用した SNRの測定が可能となる．しかし近年多用されているアレイコイルでは，均一コイルとは異なる雑音の測定が必要となる．アレイコイルを使用した画像の多くは，ボディーコイルからの均一な感度分布を利用して，アレイコイル内の信号を均一にするための処理（感度補正処理）が行われる．この場合，コイル感度の低い領域の信号を上昇させる処理が行われるため，撮像領域内の雑音は位置によって異なる．したがってバックグラウンドの雑音値も位置によって異なるため正確な測定が不可能となる．　さらにアレイコイルを使用した parallel imaging（PI）では，コイル感度分布の差を利用して展開処理が行われる．この展開処理の精度によって雑音の増幅が異なり撮像領域内の雑音分布に位置依存性が生じるため，バックグラウンドの雑音を使用すると測定結果に問題が起こることが報告されている5）．　この問題を回避するため日本放射線技術学会学術調査研究班「MR画像の PIにおける SNR測定法の標準化班」によって，新しく差分マップ法，連続撮像法での評価が提唱された6, 7）．しかしこれらの方法はファントムを使用した場合の実験系では使用可能であるが，複数回の撮像を必要とするため実際の臨床画像では倫理的な問題から使用することは困難である．　したがって現在アレイコイルを使用した臨床画像やPIを使用した臨床画像の評価では，信号と雑音を同じ位置で測定する同一関心領域法が推奨される．既に均一コイル（quadrature head coil，ボディーコイル）を使用した臨床画像を同一関心領域法で測定した場合の雑音値の影響が報告されている8）．それによると同一関心領域法を使用した場合，ROI内の信号変化が大きいと雑音値が過大評価となる傾向が示される．したがって，

その影響を最小にするために，可能な限り信号変化の少ない領域に ROI設定を行い，ROIの pixel数を 50

pixel程度とすることで安定した測定が可能であり，その条件下で差分法の SNRに比べ，最大 15％の過小評価となることが確認されている．　今回この結果を基に，臨床画像におけるアレイコイルを使用した PI画像の SNR測定を前提とし，アレイコイルで感度補正を行った画像について同一関心領域法でSNRを測定する際に，ROIの pixel数，pixelサイズ，測定位置によってどの程度影響を受けるかについて基礎的検討を行った．さらに実際のボランティア画像において，同一関心領域法で SNRを測定する際に安定した値を得ることが可能か検証した．

1．方　法　静磁場強度 1.5テスラの全身用MR装置（MAGNETOM

AVANTO，SIEMENS）を使用した．また受信専用アレイコイルとして，頭部用に head matrix coil（以下頭部用アレイコイル），体幹部用に body matrix coilと spine

matrix coilの組み合わせ（以下，体幹部用アレイコイル）を使用し，比較するための均一コイルにガントリ内蔵のボディーコイルを使用した．ファントムによる検討では，塩化ニッケル水溶液を充填した直径 16 cm（頭部用），26

cm（体幹部用）の円柱状ファントム（T1値：260 ms，T2

値：254 ms）を使用し，マグネット内に 20分程度静置した後に撮像を行った．頭部用，体幹部用アレイコイルを使用したファントム画像および臨床画像は，実際の撮像同様すべて感度補正ありで撮像を行った．感度補正処理のみの影響を確認するために，PIは使用していない．撮像シーケンスは，ファントム撮像では spin echo

（SE）法 で，repetition time（TR）：1500 ms，echo time

（TE）：15 ms，スライス厚：1 mm，field of view（FOV）：256×256 mm2（頭部用アレイコイル），320×320 mm2（体幹部用アレイコイル），256×256 mm2（ボディーコイル），matr ix sizeは頭部用アレイコイルで 256×256

（1 mm/pixel），512×512（0.5 mm/pixel），体幹部用アレイコイルで 320×320（1 mm/pixel），ボディーコイルで256×256（1 mm/pixel）にて撮像を行った．　ボランティアによる検討では，当院倫理委員会承諾の下で，本研究の主旨に賛同したボランティアで頭部画像と腹部画像を撮像した．頭部画像の撮像条件はturbo spin echo（TSE）法を使用し，TR：3000 ms，TE：97～103 ms，echo train length（ETL）：15，スライス厚：5 mm，FOV：256×256 mm2，matrix sizeは，正方形 pixelで256×256，320×320，384×384，448×448，512×512とし，加算回数：1回で撮像した．また体幹部画像の撮像

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条件は，TSE法を使用し，TR：1500 ms，TE：78 ms，ETL：29，スライス厚：5 mm，FOV：320×320 mm2，matrix size：320×320（1 mm/pixel），加算回数：1回で行った．差分画像作成のため頭部画像，腹部画像ともに連続した 2回撮像し，腹部画像は呼吸停止にて撮像した．

　同一関心領域法，差分法の SNR算出方法を次項に示す．

同一関心領域法　SNR= signal(S)（信号）

standard deviation (SD)（雑音）

S：被写体内に設定した ROI内の信号平均値SD：被写体内に設定した ROI内の標準偏差

差分法　SNR=S（信号）× 2

SD（雑音）

S：被写体内に設定した ROI内の信号平均値SD：差分画像の被写体内に設定した ROI内の標準偏差差分画像は 2回の連続した撮像によって得られた同一画像を差分した画像とする．

1-1 測定 ROIサイズによる SNRへの影響　測定 ROIの pixel数による雑音のばらつきと感度変化による位置依存性について，均一な信号強度のファントム画像で検討した．また信号変化による影響については臨床画像を使用し，測定 ROIの pixel数によるばらつきを各組織によって測定した．1-1-1 均一ファントムによる検討　頭部用アレイコイルおよび体幹部用アレイコイルで撮像したファントム画像を用いた．それぞれの画像に対して 5点の正方形 ROIを設定し（Fig. 1a），それぞれのROIの pixel数を 3×3～20×20 pixelまで変化させ標準偏差を測定した．また頭部用アレイコイルを使用した

ファントム画像については，FOV256×256 mm2を固定し，matrix sizeを 256×256（1 mm/pixel）と 512×512（0.5

mm/pixel）に変化させた画像について標準偏差のばらつきの違いを比較検討した．次に，ボディーコイルで撮像したファントム画像においても Fig. 1bのように同様のROIで標準偏差を測定し，アレイコイルのばらつきと比較検討した．

1-1-2 臨床画像による検討　ボランティアにて頭部用アレイコイル，体幹部用アレイコイルを使用し得られた頭部画像および腹部画像においてもファントム画像同様，正方形 ROIを 3×3～20×20 pixelまで変化させ標準偏差を測定した．ROI位置は頭部画像では，Fig. 2aのように白質，灰白質で測定し，腹部画像は Fig. 2bのように肝臓実質 4点，脾臓実質，筋肉の 6点で標準偏差を測定した．なお頭部画像はファントム画像同様に，FOVを固定し，matrix size

を変化させ matrix size 256×256（1 mm/pixel）と 512×512

（0.5 mm/pixel）の画像で分解能の違いによる標準偏差のばらつきを比較検討した．

1-2 測定 ROI内の pixel数による SNRへの影響　頭部用アレイコイルを使用し得られた頭部画像において，同一関心領域法で ROI面積を一定にし，ROI内の pixel数を変化させたときの SNRの影響について，SNRの測定法で最も精度が高いとされる差分法で測定した値と比較し，差分法との誤差を検討した．ROI内の pixel数の違いは，同一 FOVにて matrix sizeを256×256から 512×512まで変化させることで pixel size

を小さくし検討した．測定位置は白質 2点，灰白質 2点の信号変化の少ない領域を選択した（Fig. 3a, b）．またROI面積は，灰白質の均一な信号領域を最大限確保した 50 mm2程度に設定して，二つの方法で SNRを測定し，以下の計算式によって SNR比を算出して評価した．

Fig. 1 Pixel number from uniform phantom image filled with nickel chloride solution was changed to set the ROI position for measuring standard devia-tion.

(a) Image of 5 set ROI positions taken with arrays of multiple receiver coils for the head and body.

(b) Image of set ROI positions taken with a body coil.

a b

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SNR比 = 同一関心領域法の SNR

差分法の SNR

1-3 位置の違いによる SNRへの影響　1-1-2の結果によって標準偏差のばらつきが少ないROIサイズを使用し，臨床画像内の位置による SNRの影響について，1-2と同様に差分法の SNRと比較しSNR比を用いて評価した．測定する画像は組織の離れ

た位置による SNRの影響を検討するため腹部画像を使用し，肝臓実質 3点，脾臓，筋肉の 5点（Fig. 3c, d）とし，信号変化の少ない領域に ROIを設定した．

2．結　果2-1 適正 ROIサイズの検討結果　均一ファントム画像から，5点の位置で ROIの pixel

数を変化させて測定した標準偏差の結果を Fig. 4a～c

Fig. 2 Pixel number from clinical image taken using arrays of multiple receiver coils were changed to set the ROI position for measuring standard deviation.

(a) ROI position set to white matter and gray matter on T2 weighted image of the head. (b) ROI position set to 4 points in the liver, spleen, and muscle on T2 weighted image of the

abdomen.

a b

Fig. 3 ROI position to compare SNR at the same position on clinical images with variable matrix size using the identical ROI method and tissue subtraction method.

(a) Set ROI position on 2 points on white matter and 2 points on gray matter compared on T2 weighted image of the head (ROI area 50 mm2).

(b) ROI set at the same position based on subtraction image of clinical image (a) and the same slice.

(c) ROI position on T2 weighted image of the abdomen. The image shows three points in the liver, spleen, and muscle.

(d) ROI set at the same position based on subtraction image of clinical image (c) and the same slice.

a

c

b

d

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に示す．またボディーコイルで測定した標準偏差の結果を Fig. 4dに示す．既知のごとくボディーコイルで測定した標準偏差は 7×7 pixel（49 pixel）以上で安定した数値となった8）．頭部用アレイコイルでは，ボディーコイルでの結果と比較して標準偏差に大きな変動が認められたが，256×256（Fig. 4a）では 9×9～12×12 pixel（81～144 pixel）程度から値の変動が少なく標準偏差 100程度に集束を認めた．512×512（Fig. 4b）においては 12×12 pixel

（144 pixel）以上で標準偏差 350程度に集束していくが，256×256と比較し大きな変動が認められた．したがって標準偏差の大きさによって安定する ROIサイズも大きくなることがわかった．体幹部用アレイコイルでも頭部用アレイコイルと同様に ROIサイズ 10×10 pixel

（100 pixel）以上で標準偏差の変動は安定するが，頭部用アレイコイルと比較し異なる 5点の測定位置で集束は認めず標準偏差の値に大きな違いを認めた．しかし頭部用，体幹部用アレイコイルともに，均一信号のファントムであれば ROIサイズ 10×10～12×12 pixel pixel

（100～144 pixel）以上で測定することによって安定した

標準偏差の値が得られる結果となった．　次に頭部画像で，ROI pixel数を変化させ，信号変化による標準偏差を測定した結果を Fig. 5a, bに示す．1 mm/pixelで撮像した頭部画像の灰白質では ROI pixel

数を増やすことで信号分布の均一な領域から外れ，ROI

pixel数が 7×7～9×9 pixel（49～81 pixel）以上になると標準偏差の増加が顕著に認められた（Fig. 5a）．白質においても灰白質ほどの標準偏差の増加は見られないがROI pixel数が 17×17 pixel（289 pixel）以上になると信号変化による標準偏差の増加が認められた．一方で，0.5 mm/pixelに分解能をあげると，白質，灰白質ともに均一な信号分布の ROI設定が可能となり，Fig. 5bに示すように 10×10～17×17 pixel（100～289 pixel）の間で安定した標準偏差の値が得られた．　腹部画像で，肝臓実質 4点，脾臓実質 1点，筋肉 1点で測定した標準偏差の結果を Fig. 5cに示す．腹部画像の各組織では頭部画像と比較し ROI pixel数 10×10 pixel

（100 pixel）以上の信号分布の均一な領域が得られるため，ファントム測定と同様に標準偏差は一定に近い数値

a

c

b

d

Fig. 4 Relationship between measurement error of standard deviation and pixel number at each set ROI position using uniform phantom image.

(a) Arrays of multiple receiver coils for the head，matrix size 256×256 (1 mm/pixel) (b) Arrays of multiple receiver coils for the head，matrix size 512×512 (0.5 mm/pixel) (c) Arrays of multiple receiver coils for the body，matrix size 320×320 (1 mm/pixel) (d) Body coil，matrix size 256×256 (1 mm/pixel)

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を示した．

2-2 測定 ROI内の pixel数による測定精度の結果　頭部画像で matrix sizeによって ROI内の pixel数を変化させた場合の SNRへの影響について差分法と比較し，SNR比を求めた結果を Fig. 6に示す．差分法と比較した同一関心領域法の結果は，matrix sizeが256×256，320×320では 20～最大 30％の過小評価になり，384×384，448×448では 10％，512×512でほぼ一致する結果となった．したがって視覚的に信号変化が少ないと思われる領域に ROIを設定しても分解能によって測定値が異なり，ROI内の pixel数が多いほど（pixel

sizeが小さいほど）差分法の SNRに近づく結果となった．また ROI面積 50 mm2を pixel数で見てみると，matrix sizeを 384以上にすることで 100 pixel以上の測定が可能となり，測定精度がよくなった．

2-3 位置の違いによる測定精度の結果　2-1の結果から標準偏差が安定する 10×10 pixel（面積100 mm2）を測定 ROIとして，各組織での SNRを同一関心領域法と差分法で測定した結果，および SNR比をFig. 7に示す．腹部画像の異なる位置における各組織の

SNRの値は異なるが，局所で評価すると同一関心領域法と差分法の SNR比が 0.9以上となり，10％以下の精度で合致し測定精度が高い結果となった．

3．考　察　アレイコイルを使用した SNRの測定は，コイル感度変化による信号不均一を補正する処理が行われるため，ボディーコイルで測定した均一な雑音と異なり，不均一な雑音分布となるため測定位置によって値が異なる9, 10）．同一関心領域法で SNRを測定する場合は，本来被写体のもつ ROI内の信号強度分布が雑音に反映されてしまうため，測定位置や ROIサイズによって大きく測定値が異なってしまう11）．差分法を使用した測定では，ROI内の信号差がない差分画像で雑音の測定が可能であるため，同一関心領域法と比較し精度よくSNR

の測定が可能である12）．しかし実際の臨床画像では，連続撮像による差分法は倫理的に使用ができないため，同一関心領域法による測定に限られる．したがって，雑音値を測定する ROIサイズの設定と差分法の測定値に近づける測定方法が重要となる13）．　今回の測定結果から，不均一な雑音でも信号強度が均一のファントム画像であれば 100 pixel以上の ROIサ

Fig. 5 Relationship between measurement error of standard devi-ation and pixel number at each set ROI position using clinical images.

(a) White matter and gray matter in T2 weighted image of the head，matrix size 256×256 (1 mm/pixel)

(b) White matter and gray matter in T2 weighted image of the head，matrix size 512×512 (0.5 mm/pixel)

(c) Three points in the liver, spleen, and muscle in T2 weighted image of the abdomen，matr ix size 320×320 (1 mm/pixel)

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イズで測定することによって安定した雑音値が得られた．しかし頭部用アレイコイルのファントム実験で256×256と 512×512で標準偏差が安定する pixelサイズに違いが認められたため，標準偏差の違いによる統計学的測定誤差についてシミュレーションを行った．基本的に均一ファントム画像の雑音は正規分布を示すため，正規乱数を 5回発生させて標準偏差（SD10，50，100，350）と pixel数との関係をシミュレーションした（Fig. 8）．正規乱数は線形合同法にて発生させた疑似乱数を Box-Muller法にて変換した．この結果によって標

準偏差の値が大きくなるに従い測定誤差が大きくなり，集束する pixelサイズが変化することがわかる．したがって安定する ROIのサイズは測定する標準偏差の値によって異なり，特に標準偏差の大きい 350は 100

pixelでは集束せず 150～200 pixel以上で集束する結果となった．しかし実際の臨床画像で標準偏差が 100以上の値を示すことはほとんどないため，シミュレーションで標準偏差 100以下の均一信号の領域であれば 100

pixel以上の ROIサイズで安定した標準偏差の測定が可能である．

Fig. 6 The relationship between SNR ratio (SNR ratio=SNR value from the identical ROI method/SNR value from the tissue subtraction meth-od) calculated based on SNR from the identical ROI method and tissue subtraction method, and image matrix size (2 points in white matter, 2 points in gray matter, ROI area 50 mm2).

Fig. 7 Comparison of SNR from the identical ROI method and tissue subtraction method three in the liver, spleen, and muscle on T2 weighted images of the abdomen, and SNR ratio (1 mm/pixel, ROI area 100 mm2).

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　実際の臨床画像では信号が均一のファントム画像とは異なり，ROIサイズを大きくすると組織の信号変化による雑音値の増加で SNRが過小評価となってしまう14）．したがって臨床画像の SNRに使用する設定ROIは信号変化の少ない領域で測定しなければならず，雑音値のばらつきが少なくなる最小 ROIサイズの100 pixel程度で測定することで精度よく測定可能と考える．腹部画像の肝実質，脾臓，筋肉などの組織においては，信号分布の均一な領域が広いため，pixelサイズが 1 mm/pixelの場合においても 100 pixel以上の均一な ROI設定が可能であり安定した測定が可能となるが，問題は頭部画像で pixelサイズが 1 mm/pixel以下の場合に，灰白質のような均一な信号分布が少ない領域（100 pixelの ROI設定が困難な場合）の雑音値は安定した測定値が得られない．この場合の SNRの過少評価について Fig. 5aのグラフに同一関心領域法で測定したSNRの値を表示し比較した（Fig. 9）. ROI pixel数が 7×7～9×9 pixel（49～81 pixel）以上になると標準偏差の増加に反比例して SNRが過小評価となり安定した値が得られない．したがって SNRの測定は白質など 100 pixelの

ROI設定が可能な領域で測定した方がよいと考える．その際の測定精度は差分法と比較し 15～20％程度過小評価となる可能性を考慮しなければいけない．しかし灰白質の領域でも，空間分解能が高くなるほど信号分布の均一な領域に 100 pixel以上の ROI設定が可能となり，差分法と比較しても 10％以下の測定精度が得られる .

　アレイコイルを使用したファントム画像，臨床画像ともに測定位置による雑音値が異なるため（特にアレイコイルのコイル径が大きくなることによってコイル感度変化も大きくなり，雑音への位置依存性の影響も大きくなる），SNRの測定は局所による評価をする必要がある．また異なる位置での SNRについて腹部画像で検証した結果から，SNRを局所で測定することで差分法と比較しても 10％以下の測定精度で評価可能となった .したがってアレイコイルを使用した臨床画像において同一関心領域法で画像比較を行う場合には，コイルの配置と被写体の位置を同一にし，局所で同じ位置の ROIでSNRを測定する必要がある．　今回の検討では，コイル感度補正処理による SNR測定への影響を考えるために，PIの併用していない画像

a

c

b

d

Fig. 8 The relationship between standard deviation and number of pixel when generating five times of normal random number (SD10, 50, 100, 350).

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を対象としたが，現在の臨床では PIを併用している場合が非常に多くなっている．PI併用による画像の雑音値は，展開処理による雑音の増加（geometry factor：gファクタに依存）および展開のアーチファクトによる雑音の増加などによって正確な SNRの測定が困難である15）．これら影響による測定誤差を低減するための方法は，更なる検討が必要である．

4．結　論　アレイコイルを使用し感度補正を行った臨床画像について，同一関心領域法で SNRを測定する際の ROI

設定について検討を行った．その結果，標準偏差によって安定する ROIサイズは異なるが，通常の臨床画像では信号分布が均一な領域に 100 pixel程度の ROI

が確保できれば精度よい測定が可能であった．またアレイコイルを使用した画像（特に体幹部を撮像した画像）の SNRは測定する領域によっても雑音値が異なるため局所で評価する必要があり，アレイコイルと被写体の幾何学的位置が同一の局所評価であれば臨床画像においても同一関心領域法で画像間の SNRでの比較が可能であると考える．

謝　辞　本研究は，日本放射線技術学会学術委員会の学術調査研究班「MR画像の parallel imagingにおける SNR測定法の標準化班」の助言を頂き検討内容をまとめたものである．関係者各位に書面をもって深謝する．

Fig. 9 Relationship between the SNR was measured by using the identical ROI method with the rise of the standard deviation (gray matter).

参考文献1） National Electrical Manufacturers Association. Determina-

tion of signal-noise ratio (SNR) in diagnostic magnetic res-onance images. NEMA Standard Publications，MS1, 2001.

2） Price RR, Axel L, Morgan T, et al. Quality assurance meth-ods and phantoms for magnetic resonance imaging: report of AAPM nuclear magnetic resonance Task Group No. 1. Med Phys 1990; 17(2): 287-295.

3） 室伊三男．日本放射線技術学会　放射線医療技術学叢書（18）MRI撮像技術学．2000: 201-215．

4） 小倉明夫，宮井　明，前田富美恵，他．MR画像の SNR測定に関する基礎的検討．日放技学誌 2003; 59(4): 508-513.

5） 宮地利明，今井　広，小倉明夫，他．Parallel MRIにおける画像 SNR測定法の問題点．日放技学誌 2006; 62(1): 145-148.

6） 今井　広，宮地利明，小倉明夫，他．差分マップ法および連続撮像法による Parallel MRI画像の SNR測定．日放技学誌 2008; 64(8): 930-936.

7） Miyati T, Imai H, Ogura A, et al. Novel SNR determination method in parallel MRI. Proc SPIE 2006; 6142, 1244-1250.

8） 小倉明夫，宮地利明，小林正人，他．臨床MR画像における SNR測定法に関する考察．日放技学誌 2007; 63(9): 1099-1104.

9） 蜂屋順一，高原太郎，扇　和之，他．改訂版MRI応用自在．Medical View 2004: 2-31.

10） Pruessmann KP, Weiger M, Scheidegger MB, et al. SENSE: sensitivity encoding for fast MRI. Magn Reson Med 1999; 42(5): 952-962.

11） Ryan M, Cunningham P, Cantwell C, et al. A comparison of fast MRI of hips with and without parallel imaging using SENSE. Br J Radiol 2005; 78(928): 299-302.

12） Constantinides CD, Atalar E, McVeigh ER. Signal-to-noise measurements in magnitude images from NMR phased arrays. Magn Reson Med 1997; 38(5): 852-857.

13） Dietrich O, Raya JG, Reeder SB, et al. Measurement of sig-nal-to-noise ratios in MR images: influence of multichannel coils, parallel imaging, and reconstruction filters. J Magn Reson Imaging 2007; 26(2): 375-385.

14） 林　則夫，峰広香織，作田啓太，他 . 臨床MR画像を対象とした SNR測定法の検討－同一関心領域法における SD mapの補正法の開発．医用画像情報会誌 2009; 26(1): 8-12.

15） 町田好男．シングル収集法による腹部パラレルMR画像のノイズ分布の可視化．日本医用画像工学会誌 2009; 27(1): 39-43.

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Vol. 68 No. 9 Sep 2012

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Fig. 1 塩化ニッケル水溶液を充填した均一ファントム画像からピクセル数を変化させ標準偏差を測定するための設定 ROI位置 （a） 頭部用，体幹部用アレイコイルで撮像した 5点の設定 ROI位置 （b） ボディーコイルで撮像した設定 ROI位置Fig. 2 アレイコイルを使用した臨床画像よりピクセル数を変化させ標準偏差を測定するための設定 ROI位置 （a） 頭部 T2強調像の白質，灰白質に設定した ROI位置 （b） 腹部 T2強調像の肝臓 4点，脾臓，筋肉に設定した ROI位置Fig. 3 マトリックスサイズを変化させた臨床画像を同一関心領域法と差分画像で，同位置による SNRを比較するための ROI位置 （a） 頭部 T2強調画像で比較した白質 2点，灰白質 2点の設定 ROI位置（ROI面積 50 mm2） （b） 臨床画像（a）と同一スライスの差分画像から同位置に設定した ROI位置（ROI面積 50 mm2） （c） 腹部 T2強調画像で比較した肝臓 3点，脾臓，筋肉の設定 ROI位置 （d） 臨床画像（c）と同一スライスの差分画像から同位置に設定した ROI位置Fig. 4 均一ファントム画像を使用した各設定 ROI位置におけるピクセル数と標準偏差の測定誤差の関係 （a） 頭部用アレイコイル　matrix size 256×256（1 mm/ピクセル） （b） 頭部用アレイコイル　matrix size 512×512（0.5 mm/ピクセル） （c） 体幹部用アレイコイル　matrix size 320×320（1 mm/ピクセル） （d） ボディーコイル　matrix size 256×256（1 mm/ピクセル）Fig. 5 臨床画像を使用した各設定 ROI位置におけるピクセル数と標準偏差の測定誤差の関係 （a） 頭部 T2強調画像の白質と灰白質　matrix size 256×256（1 mm/ピクセル） （b） 頭部 T2強調画像の白質と灰白質　matrix size 512×512（0.5 mm/ピクセル） （c） 腹部 T2強調画像の肝臓 3点と脾臓と筋肉　matrix size 320×320（1 mm/ピクセル）Fig. 6 同一関心領域法と差分法の SNRから算出した SNR比（SNR比 =同一関心領域法 SNRの値 /差分法 SNR）の値と画像マト

リックスサイズの関係（白質 2点，灰白質 2点，ROI面積 50 mm2）Fig. 7 腹部 T2強調画像の肝臓 3点と脾臓と筋肉で，同一関心領域法と差分法の SNRと SNR比の比較（1 mm/pixel，ROI面積

100 mm2）Fig. 8 正規乱数を 5回発生させたときの標準偏差（SD10，50，100，350）と pixel数との関係Fig. 9 標準偏差の上昇に伴う同一関心領域法で測定した SNR値との関係（灰白質）

問合先〒 3908621　松本市旭 3-1-1信州大学医学部附属病院放射線部　木藤善浩

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日本放射線技術学会雑誌