JP2000135206A - ４重フィ―ルドエコ―シ―ケンスを用いて水と脂肪を定量的にｍｒ撮影する方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】組織のＮＭＲ画像データを用いて組織の水と脂
肪の成分を定量化し、それぞれの画像を生成する。 【解決手段】スキャン時間の短縮のために、４重フィー
ルドエコーシーケンスが採用される。各シーケンスはス
ライス選択ＲＦ励起パルス３０と、４つのリードアウト
傾斜磁場パルスＧ_readと、４つのフィールドエコー３１
の収集とからなる。各フィールドエコーはリードアウト
傾斜磁場パルスＧ_readのタイミングと極性を制御するこ
とにより発生される。各フィールドエコー間のエコー間
隔Ｔはエコー間隔内に水信号と脂肪信号とがπラジアン
（１８０°）の位相差がつくようにケミカルシフトに応
じて決定される。１つのスキャンのシーケンス繰り返し
時間ＴＲは他のスキャンのそれの２倍とされる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ（ＭＲＩ）技術に関し、特に４重のフィールドエコー
法を用いて水と脂肪とを撮影するＭＲＩ装置、およびそ
の方法に関する。さらに、詳しく言うと、本発明は組織
の脂肪成分と水成分とを定量的に求め、脂肪画像と水画
像とを求める方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象の影響を受け
やすい原子核の集合からなる対象物（例えば、人体）の
内部構造を表すディジタル化画像を得るために、ＭＲＩ
装置が広く、しかも商業的に利用されている。撮影する
対象物内のＭＲＩ核は、核に強力な主磁場Ｈ_０を印加す
ることにより配向される。特定のＮＭＲ周波数の高周波
（ＲＦ）信号を印加することにより選択された核が励起
される。局所的な磁場を空間的に分布させること、そし
て核からのＲＦ応答の結果を適切に解析することによ
り、核の位置の関数としての相対的なＮＭＲ応答のマッ
プ、あるいは画像が得られる。フーリエ変換をすること
により、空間内のＮＭＲ応答を表す画像をＣＲＴ上に表
示することができる。

【０００３】図１に示すようにＮＭＲイメージングシス
テムは、主に、静磁場を発生する磁石１０と、空間的に
分布された磁場を３つの直交する座標に沿って発生する
傾斜磁場コイル１４と、選択された核へＲＦ信号を送信
し、核から戻ってきたＲＦ信号を受信するＲＦコイル１
５，１６からなる。コイル１６で受信されたＮＭＲ信号
はコンピュータ１９に供給され、そこでデータが処理さ
れ表示部２４で表示する画像が得られる。磁気共鳴画像
はピクセル（画素）と称される画像要素からなる。画素
の強度は撮影対象物の対応する容量要素（ボクセル）に
含まれるＮＭＲ信号強度に比例する。コンピュータ１９
はＲＦアンプ／検出器２１，２２と傾斜磁場アンプ２０
を介してＲＦコイル１５，１６と傾斜磁場コイル１４の
動作も制御する。

【０００４】奇数個の陽子および／または中性子を有す
る核のみが磁気モーメントを有し、したがってＮＭＲ現
象の影響を受ける。ＭＲＩにおいては、核の向きを揃え
るために強力な静磁場（主磁場とも称する）が用いら
れ、平衡状態において主磁場に平行に配向された大きな
磁気ベクトルが発生する。第１の磁場（主磁場）を横切
る方向に単一のＲＦパルスとして印加される第２の磁場
が核にエネルギを与え（励起）、磁気ベクトルを、例え
ば９０°倒す。この励起の後、核は歳差運動をし、静磁
場に従った配向状態に徐々に戻っていく（緩和と称す
る）。核が歳差運動、緩和する際に、自由誘導減衰（Ｆ
ＩＤ）として知られている弱いが、周囲のコイルにより
検出可能な電気的エネルギを発する。これらのＦＩＤ信
号および／または傾斜磁場・リフォーカスフィールドエ
コー（ここでは、これらをＭＲ信号と総称する）はコン
ピュータにより解析され、空間内の核の画像が得られ
る。

【０００５】ＭＲ信号を発生させ収集するために種々の
コイルがＲＦ励起パルスと傾斜磁場を発生する動作はＭ
ＲＩパルスシーケンスと称される。３次元ＭＲＩで使用
されるＭＲＩパルスシーケンスの一例を図２に示す。こ
の例のパルスや磁場を印加する特定のタイミングは、Ｍ
Ｒ信号が傾斜磁場・リフォーカスフィールドエコーとし
て出現しているので、フィールドエコー法として知られ
ているものである。先ず、傾斜磁場Ｇ_sliceが静磁場に
沿って重畳的に印加され、撮影対象物のあるスラブ内の
核を特定のＲＦ共鳴周波数に対して感度を与える。次
に、特定の周波数のＲＦ励起磁場、あるいは歳差運動パ
ルスθが発生され、磁気ベクトルを倒し、平衡状態から
非平衡状態に変化させる。そして、強度が変化する傾斜
磁場パルスＧ_pe、Ｇ_sliceを発生し、特定の方向に沿っ
た異なる位置にあるスラブ内の核の間に一時的な周波数
変化、すなわち位相差を発生させ、核を位相エンコード
する。同時に、他の傾斜磁場パルスＧ_roが傾斜磁場パル
スG_peに直交するリードアウト方向に発生される。これ
により、歳差運動する核は先ずディフェーズされ（位相
がずらされ）、次にリフェーズされ（位相が合わせら
れ）、フィールドエコー信号Ｓが発生する。歳差運動パ
ルスθの中心からフィールドエコー信号Ｓの中心までの
時間はエコー時間ＴＥと称され、パルスシーケンス全体
の周期は繰り返し時間ＴＲと称される。

【０００６】傾斜磁場パルスＧ_roは選択されたスラブ内
の核をリードアウト方向に周波数エンコードする。その
結果、ＭＲ信号Ｓ（生データ、あるいはｋ空間データと
も称する）が読み出され、フーリエ解析される。この解
析結果の周波数空間でのプロット（表示）はＸ−Ｙ−Ｚ
空間に対応するフーリエ空間（画像空間とも称する）で
の核の集合に関する情報（画像）に変換される。

【０００７】磁気ベクトルは主磁場Ｂ_０に関して縦方
向、横方向の成分に分けられる。通常は、縦方向の成分
は主磁場Ｂ_０に平行な成分、横方向の成分は主磁場Ｂ_０
に直交する成分である。磁気ベクトルが平衡状態から外
れると、緩和と呼ばれるプロセスにより、縦成分は主磁
場Ｂ_０に沿った平衡状態強度Ｍ_０に戻され、横成分は減
衰される。これらの２つの緩和プロセスはそれぞれの時
定数をＴ_１、Ｔ_２とする指数関数で特徴付けられるスピ
ン・格子緩和、スピン・スピン緩和と称される。Ｔ_２緩
和に加えて磁場、特に主磁場の不均一性は横成分をさら
に減衰させる。スピン・スピン緩和と主磁場Ｂ_０の不均
一性による横成分信号の減衰を特徴付けるために見かけ
上の（緩和）時定数Ｔ_２ ^＊がさらに定義される。

【０００８】ＮＭＲ周波数と主磁場Ｂ_０はラーモアの式
により関係付けられている。ラーモアの式とは、核の歳
差運動の角周波数ω_０は主磁場Ｂ_０と磁気回転比γ（各
核種についての基本的な物理定数）との積により表され
るというものである。

【０００９】ω_０＝Ｂ_０・γ（１−σ） σは核の周囲の化学的環境を表すシールド係数であり、
ケミカルシフトと称される。

【００１０】ＲＦスピン歳差運動パルスは特定の領域内
の目標とする同位元素の核種以外の核種も倒してしま
う。非平衡状態になってから、各核種は自身の固有速度
で歳差運動を開始する。歳差運動する核種の位相は各核
種が位置する環境の物理的、化学的なパラメータに応じ
て徐々にずれていく（ディフェーズ）。例えば、脂肪内
の核種はケミカルシフトの影響により水内の核種とは異
なる速度で歳差運動する。さらに、主磁場の不均一性も
歳差運動する核種のディフェーズに影響を与える。

【００１１】水素原子核は容易に認識できるＮＭＲ信号
であり、人体中で最も多数ある同位元素であるので、人
体のＭＲＩ画像はほとんどの場合、水素原子核からのＮ
ＭＲ信号の画像である。そして、水と脂肪が水素原子核
を含む組織成分である。

【００１２】画像を生成するためには、ＭＲ信号の周波
数情報を用いるだけでなく、周波数空間内のＭＲ信号の
位相も、ある物理量を示す情報を提供するために使われ
る。例えば、使用するパルスシーケンスによっては、Ｍ
Ｒ信号の位相が水と脂肪とを分離するために使われる。
これは、主磁場Ｂ_０の不均一性も示し、移動するスピン
の速度に応じている。

【００１３】１．水・脂肪分離 水、脂肪の両ＭＲ画像は同じ、あるいは異なる診断情報
を含んでいるが、これらの診断情報はＭＲＩ画像上に重
畳される場合、互いに干渉し、複合ＭＲ画像を適切に診
断することを困難にする。

【００１４】静磁場強度が大きい場合、選択励起、ある
いは非選択励起により、水画像と脂肪画像の分離、ある
いは２つの成分の一方を抑制することができる。静磁場
強度が中程度、あるいは小さい場合は、ケミカルシフト
を用いた手法は不可能ではないが、実用的ではない。全
ての磁場強度において、静磁場の不均一性があると、水
画像と脂肪画像との分離の困難性はさらに高まる。

【００１５】３点ディクソン（Ｄｉｘｏｎ）法と称され
る一連の技術は、中、小程度の磁場強度の応用において
有用な効果がある。これらの方法は、静磁場Ｂ_０の不均
一性を補正して水／脂肪の分離のために十分な情報を得
るために３つの画像を必要とする。画像はスピンエコー
法でもフィールドエコー法でも収集できる。３回のスキ
ャンで３枚の画像を得る手法は、"Three-Point Dixon T
echnique for True-water-Fat Decompositions with B₀
Inhomogeneity Corrected", Glover et al.,Magnetic
Resonance in Medicine 18, 371-383(1991)に記載され
ている。２回のスキャンで３枚の画像を得る手法は、"S
eparation of True Fat and Water Images by Correcti
ng Magnetic Field Inhomogeneity In Situ", Yenng et
al., Radiology 159, 783-786(1986)に記載されてい
る。１回のスキャンで３枚の画像を得る手法は、"True
Water and Fat MR Imaging with Use of Multiple-Echo
Acquisition" William et al., Radiology 173, 224-2
53(1989)と、"Separation ofWater and Fat MR Images
in a Single Scan at 0.35 T Using 'Sandwich' Echoe
s", Zhang et al, JMRI 6, 909-917(1996)に記載されい
ている。これらの文献は参照のために本明細書に組み込
まれる。

【００１６】上述した３点ディクソン法によれば、３枚
の画像の収集は、３枚の画像（Ｓ_{− π}、Ｓ_０、Ｓ_π）の
間で水画像情報と脂肪画像情報の位相差が±πラジアン
（１８０°）変化するように制御される。３枚の画像か
らのデータは磁場強度の不均一性を取り除くように処理
され、最終的には分離された水画像と脂肪画像を得る。
このディクソン法によれば、静磁場の不均一性は位相巻
き戻し(phase unwrapping)という処理の後の３つの画像
の中の２つの画像の情報を用いて補償される。

【００１７】複素数の位相角度は−πと＋πとの間にお
いてのみあいまいでない値をとるので、ＭＲＩ信号の位
相は偏角からはあいまいにしか決められない。−πと＋
πとの間以外の位相値は−πと＋πとの間の値に巻き戻
される。位相巻き戻しは主位相値が測定された複素信号
の位相の絶対値を求めるプロセスである。

【００１８】緩和の影響を無視すると、３点ディクソン
画像は次のように表される。

【００１９】Ｓ_−π ＝ （Ｗ − Ｆｅ^−ｉΨ０）ｅ
^{−ｉ（φ０−φ）} Ｓ_０ ＝ （Ｗ ＋ Ｆｅ^−ｉΨ０）ｅ^−ｉφ０ Ｓ_π ＝ （Ｗ − Ｆｅ^−ｉΨ０）ｅ
^{−ｉ（φ０＋φ）} ここで、Ｗ、Ｆはそれぞれ水、脂肪信号、Ψ_０は画像Ｓ
_０で観測された水、脂肪の位相差、φ_０は静磁場不均一
性、及び他のシステム源に起因する画像Ｓ_０の位相、φ
は静磁場不均一性により引き起こされた連続するエコー
間での位相変化である。

【００２０】静磁場不均一性を補正するために、補償角
度φが次のような位相巻き戻しにより画像Ｓ_−π、Ｓ_π
が求められる。

【００２１】φ ＝ （１／２）ｕｐｗｒａｐ｛ａｒｇ
（Ｓ_−π・Ｓ^＊ _π）｝ ここで、ａｒｇ（ ）は複素数の位相角度を表し、＊は
複素共役を示す。

【００２２】水のみの画像と脂肪のみの画像は次の２つ
の関係式に応じて再構成される。

【００２３】Ｗ ＝ Ｓ_０ ＋ ０．５Ｓ_πｅ^＋ｉφ
＋ ０．５Ｓ_−πｅ^−ｉφ Ｆ ＝ Ｓ_０ − ０．５Ｓ_πｅ^ｉφ ＋ ０．５Ｓ_π
ｅ^−ｉφ 水信号と脂肪信号の位相が１８０°異なる１つの画像Ｓ
のみを再構成することもできる。この場合、水信号と脂
肪信号とは正しく分離されないことがあるが、画像画素
は水、あるいは脂肪のどちらが主であるかに応じて分類
することができる。

【００２４】Ｓ ＝ （Ｗ − Ｆ）ｅ^−ｉφ φ ＝ （−１／２）ｕｎｗｒａｐ｛ａｒｇ（Ｓ^２）｝ Ｉ_water-pixel ＝ │Ｓ│ ＋ Ｓｅ^ｉφ Ｉ_fat-pixel ＝ │Ｓ│ − Ｓｅ^ｉφ ここで、Ｉ_water-pixel、Ｉ_fat-pixelはそれぞれ水、脂
肪が支配的な画像を示す。

【００２５】２．位相巻き戻しアルゴリズム 本発明で実行される位相巻き戻しのための好ましいアル
ゴリズムは多項式関数を用いる静磁場のモデリングと、
領域拡張法（Guided Region Growing algorithm）によ
る位相巻き戻しの組み合わせを含む。

【００２６】ｉ．多項式磁場モデリング 磁場は次のような多項式関数を用いてモデリングでき
る。ここで、シグマはｎ＝１〜３の加算である。

【００２７】Ｂ（ｘ，ｙ）＝ Σ ［ａ_ｎ（ｘ−ｘ_０）
^ｎ ＋ ｂ_ｎ（ｙ−ｙ_０）^ｎ］ｃ_０ 係数ａ_ｎ、ｂ_ｎを求めるために、位相値φの空間的な偏
導関数が計算され、次のように多項式フィッティングさ
れる。

【００２８】∂（ｘ，ｙ）／∂φ ＝ ｐ_３ｘ^２ ＋
ｐ_２ｘ ＋ ｐ_１ ∂（ｘ，ｙ）／∂φ ＝ ｑ_３ｙ^２ ＋ ｑ_２ｙ ＋
ｑ_１ フィッティングは次式にしたがって決定された重み係数
を用いる重み付け最小二乗法により行われる。

【００２９】 ｗ（ｘ，ｙ） ＝ Ｓ（ｘ，ｙ）／Ｓ_ｍａｘ ここで、Ｓ（ｘ、ｙ）は同相(in-phase)画像の画素値
で、Ｓ_ｍａｘは画像の最大値である。

【００３０】ｐ_ｎ、ｑ_ｎを用いて、ａ_ｎ、ｂ_ｎは次のよ
うに求められる。

【００３１】 ａ_１ ＝ ｐ_１ ＋ ２ｐ_２ｘ_０ ＋ ｐ_３ｘ_０ ^２ ａ_２ ＝ （１／２）ｐ_２ ＋ ｐ_３ｘ_０ ａ_３ ＝ （１／３）ｐ_３ ｂ_１ ＝ ｑ_１ ＋ ２ｑ_２ｙ_０ ＋ ｑ_３ｙ_０ ^２ ｂ_２ ＝ （１／２）ｑ_２ ＋ ｑ_３ｙ_０ ｂ_３ ＝ （１／３）ｑ_３ ｉｉ．領域拡張法による位相巻き戻し 位相画像は領域拡張法により次のように位相巻き戻しさ
れる。

【００３２】（ａ）画像の中の１画素が位相巻き戻しの
ためのサブ種(subseed)として選ばれ、測定された位相
角が水画像、脂肪画像の再構成のための最終位相値に割
り当てられる。

【００３３】 φ_ｆ（ｘ_０，ｙ_０） ＝ φ（ｘ_０，ｙ_０） （ｂ）サブ種はサブ種を中心とする６×６の領域内の全
画素が十分な信号強度を有するように選ばれる。サブ種
に隣接する４つの画素が位相値をサブ種の位相値と比較
することにより先ず巻き戻しされる。もし、差が所定の
閾値以上であれば、２πの巻き戻しが行われる。

【００３４】 φ_ｆ ＝ φ ＋ ｓｉｇｎ（Δφ）ｘ２π ここで、Δφ ＝ φ ― φ（ｘ_０，ｙ_０）である。

【００３５】（ｃ）既に決定された５つの画素に基づい
て、サブ種を中心とする３×３の画素領域が形成され
る。画素の位相値と既に巻き戻された隣接する画素の位
相差が所定の閾値以上であれば、２πの位相巻き戻しが
行われる。

【００３６】（ｄ）３×３領域が３画素予測により４×
４領域に拡張される。

【００３７】φ_ｐ ＝ （１／３）（φ_ｆ ^−３ ＋ φ
_ｆ ^−２ ＋ φ_ｆ ^−１）＋ （１／３）（３Δφ^−１
＋ ２Δφ^−２ ＋ ３Δφ^−３） ここで、φ_ｐは画素の予測位相値；φ_ｆ ^−ｉ（ｉ＝１，
２，３）は既に巻き戻された第１（ｉ＝１）、第２（ｉ
＝２）、第３（ｉ＝３）の位相値；Δφ^−ｉは既に巻き
戻された隣接画素の予測方向に沿った位相値の偏導関数
である。

【００３８】巻き戻しはΔφ＝φ−φｐが閾値以上であ
れば、行われる。

【００３９】（ｅ）４×４の種領域に続いて、４画素予
測を用いて４列４行の交差領域が形成される。

【００４０】φ_ｐ＝ （１／４）（φ_ｆ ^−４ ＋ φ_ｆ
^−３ ＋ φ_ｆ ^−２ φ_ｆ ^−１）＋ （１／４）（４Δ
φ_ｆ ^−１＋３Δφ_ｆ ^−２＋２Δφ_ｆ ^−３＋Δφ_ｆ ^−４） （ｆ）交差領域を用いて、画像の４つの象限が同じ４画
素予測法を用いて、しかし２方向に用いて巻き戻され
る。両方向ともが巻き戻しの実行を指示する場合に巻き
戻しが行われる。あるいは他の場合では、予測値の平均
値が判断材料として使われる。位相値が閾値強度以下の
場合は、位相値は再び予測平均値とされる。

【００４１】３．水と脂肪の定量的な分離 上述したように３点ディクソン法によれば、分離した水
画像と脂肪画像とを得ることができる。しかしながら、
分離画像の強度はスピン緩和によりかなり変調されてお
り、水と脂肪の組織内容を定量的に判断するためには使
用できない。しかしながら、多くの臨床上の応用では、
組織の水成分と脂肪成分との定量化が望まれている。例
えば、骨髄の組織の脂肪成分は人間の成長と健康の重要
な指標となる。

【００４２】従来、ＭＲＩ、および局所的な核磁気共鳴
スペクトロスコピー（ＭＲＳ）において、水成分と脂肪
成分との定量化のための多数の試みがなされている。例
えば、"Quantitavie Proton Chemical-Shift Imaging",
R. B. Buxton et al., Magnetic Resonance in Medici
ne, 3:881-900(1986)や、"Localized In Vivo ProtonSp
ectroscopy of the Bone Marrow In Patients With Leu
kkeeeemia", K. E. Jensen et al., Magnetic Resonanc
e in Imaging, 8:779-789(1990)に記載されている試み
がある。

【００４３】代表的な定量的ケミカルシフトイメージン
グ（ＱＣＳＩ）法は同相(in-phase)／逆相(out-of-phas
e)；短ＴＥ／長ＴＥ；短ＴＲ／長ＴＲの異なる組み合わ
せの６つものスキャンを必要とする。例えば、"Quantit
ative Chemical Shift Imaging of Vertebral Bone Mar
row In Patients With Gaucher Disease", L. A. Johns
on et al., Radiology, 182:451-455(1992)や、"Hemato
logic Bone Marrow Disorders: Quantitative Chemical
Shift MR Imaging", B. R. Rosen et al., Radiology,
169:299-804(1988)に記載されている。特に、臨床的な
診断を受けている患者にとって、このような多数のスキ
ャンが必要となることは、検査時間の延長につながり、
好ましくない。

【００４４】最近、水と脂肪の定量化のために単一スキ
ャンのケミカルシフトイメージングが実用化されてい
る。これは、位相反転ＲＦパルスの前と後のエコー列の
サンプリングに基づいている。エコーはケミカルシフト
変調期間の半分の期間に位置される。この方法は高い磁
場強度においては有効かもしれないが、小、中程度の磁
場強度ではケミカルシフト変調期間の増加はこの方法に
より要求される多数のエコーの発生、収集を困難にす
る。例えば、"A Single-Scan Imaging Techiniquefor M
easurement of Relative Concentration of Fat and Wa
ter Protons and Their Transverse Relaxation Time
s", J. Ma et al., J. Magn. Reson. 125, 92-101(198
7)に記載されている。

【００４５】

【発明が解決しようとする課題】このように従来のＭＲ
Ｉにおいては、水画像と脂肪画像とを定量的に分離する
には多数回のスキャン、あるいは多数のエコーの収集を
必要とし、撮影時間が延長するという問題点があった。

【００４６】本発明の目的は、全体のスキャン時間を短
縮できる４重フィールドエコー法を利用して水と脂肪と
を定量化するＭＲＩ技術を提供することを目的とする。

【００４７】

【課題を解決するための手段】イメージングシーケンス
本発明のイメージングシーケンスはスライス選択励起パ
ルスと、それに後続する４つの分離した傾斜磁場・リフ
ォーカスフィールドエコーとからなる。各フィールドエ
コーはリードアウト傾斜磁場のタイミングと極性を制御
することにより収集される。フィールドエコーの時間間
隔（Ｔ）は水信号と脂肪信号とのケミカルシフト差に応
じて選択され、２つの信号がエコー間隔でπラジアン
（１８０°）の位相差が得られるように展開される。短
いＴＲが用いられる場合のＴ_１緩和を説明するために、
９０°のフリップ角で異なるＴＲの２つのスキャンが実
行される。データは組織の脂肪成分の割合と水成分の割
合を求めるために画素毎に記録され、解析される。好ま
しい実施例によれば、一方のスキャンのＴＲは他方のス
キャンのＴＲの２倍である。あるいは、Ｔ_１緩和が無視
できるくらい十分に長いＴＲの単一のスキャンが実行さ
れる。

【００４８】データ処理方法 生データ（ｋ空間データ）の複素周波数領域データ（画
像領域データとも称する）へのフーリエ変換後、領域拡
張位相巻き戻し法を用いて同相(in-phase)の水／脂肪成
分データから補償位相を得ることにより背景の磁場強度
（静磁場）の不均一性が補償される。組織の水成分の割
合と脂肪成分の割合を決定する前に、Ｔ _２ ^＊緩和の影響
が取り除かれ、２回スキャンの場合はＴ_１緩和の影響も
取り除かれる。Ｔ_２ ^＊緩和の影響の除去は、関心領域
（ＲＯＩ）の画素、あるいは領域が水信号成分と脂肪信
号成分の１つ、あるいは両方を含んでいるかに基づいて
いる。１つの成分のみを含んでいる場合は、信号対雑音
性能を向上するために、平均処理が行われる。水成分と
脂肪成分の割合は、最終的には、各画素、あるいは各Ｒ
ＯＩ毎に計算される。

【００４９】６回のスキャンを必要とする公知の定量化
ケミカルシフトイメージング法に比べると、本発明は、
長いＴＲの２回の、あるいは単一のスキャンを用いて
水、脂肪の定量的分離（ＱＷＦＳ）を実現できる。した
がって、本発明は従来の方法に比べて経済的である。

【００５０】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
るＭＲＩ装置の第１の実施形態を説明する。

【００５１】周知のように、核は特定の周波数で特定の
位相で歳差運動する。核に異なる直交方向に沿って傾斜
磁場を印加することにより、歳差運動の周波数と位相は
核を空間的にエンコードするために使うことができる。
直交方法の１つの方向において、核のスライスが励起さ
れる。このスライス内では、スライス内の残りの２つの
方向からＭＲ信号が抽出される。選択された核の歳差運
動の周波数を用いて核は一方向に空間的にエンコードさ
れ、選択された核の歳差運動の位相を用いて核は他（第
２の）方向に空間的にエンコードされる。その結果のＭ
Ｒ信号の複素周波数と位相を解析することにより、選択
されたスライス内の核密度に関する情報が得られる。

【００５２】図１は本発明の第1実施形態のＭＲＩシス
テムを示す。本システムは患者撮影空間１１内でほぼ均
一な１次の偏向静磁場Ｂ_０を発生する大型の静磁場磁石
１０を含む。撮影空間１１内に患者１３の所望の部分を
送入する寝台装置１２が設けられる。傾斜磁場は傾斜磁
場コイル１４により選択的に発生される。ＲＦコイル１
５は撮影空間内の患者の組織へ歳差運動パルスを送信す
る。患者組織から送信されたＭＲ信号を構成するＲＦ応
答はＲＦ検出器１６により受信される。

【００５３】ＭＲＩデータを収集するために、ＭＲＩシ
ステムはプログラマブルコンピュータ／プロセッサ１９
の制御の下でＭＲＩパルスシーケンスコントローラ１
７，１８を介して傾斜磁場とＲＦ歳差運動パルスを発生
する。さらに、プロセッサ１９は傾斜磁場アンプ２０と
ＲＦ信号源、増幅回路２１，２２を制御する。ＭＲ信号
（ＲＦ検出器）回路２２はシールドされたＭＲＩシステ
ムガントリ内に置かれたＭＲ信号ＲＦコイル１６と好適
に干渉する。受信したＭＲ応答はＡ／Ｄ変換器２３によ
りディジタル化され、プロセッサ１９に供給される。プ
ロセッサ１９は画像処理のためのアレイプロセッサと、
データ収集とＭＲ信号データの処理を制御するプログラ
ムが格納され、制御端末２４のＣＲＴで画像を表示させ
るためにプログラムが選択的に利用される所望のコンピ
ュータプログラム記録媒体（図示せず）とを有する。Ｍ
ＲＩシステムはイメージングシーケンスコントローラ１
７，１８を通してオペレータの制御を行使するためのキ
ーボードスイッチ等の入力部材を具備する制御端末２４
を有する。画像は直にフィルム上に記録してもよいし、
プリンタ２３により他の媒体上に記録してもよい。

【００５４】システムコンピュータ／プロセッサ１９に
関連して、オペレータにはＭＲＩシーケンス／データ処
理法の選択メニューが提示される。実施形態では、オペ
レータが選択可能な選択肢は、４重のフィールドエコー
法を用いた単一の、あるいは２回のスキャンによる定量
的水・脂肪分離（ＱＷＦＳ）のためのプログラムであ
る。本発明で説明した処理を実施するための詳細なコン
ピュータプログラムの生成は図４から図６のフローチャ
ートと以下の説明に基づいて、当業者であればよく理解
できるであろう。

【００５５】４重フィールドエコーＭＲイメージングシ
ーケンス図３に示すように、本発明のイメージングシー
ケンスは、主に、ＲＦ歳差運動（励起）パルス３０、そ
れに続くスライス選択傾斜磁場パルスＧ_slice、位相エ
ンコード傾斜磁場パルスＧ_phase、さらに後続する時間
的に離間された４つのリードアウト傾斜磁場Ｇ_readを含
む。この４つのリードアウト傾斜磁場Ｇ_readにより、時
間的に均等に配置された４つのフィールドエコー３１〜
３４が収集される。エコー間隔Ｔは、時間Ｔ内に水信号
と脂肪信号の間にπラジアンの位相差が生じるように、
水信号と脂肪信号とのケミカルシフト量の差に応じて設
定される。

【００５６】例えば、本発明の好適な実施形態では、エ
コー間隔Ｔは１／Δｆに設定される。Δｆは水・脂肪の
ケミカルシフトの差（ヘルツ）であり、例えば、０．３
５テスラで、３．２ｐｐｍのケミカルシフト差であれ
ば、Ｔ＝１０．３ｍｓである。このタイプの２回のスキ
ャンはそれぞれ異なるスキャン時間ＴＲに対して行われ
る。好ましくは、１回のスキャンのスキャン時間は９０
°のフリップ角度を有する他のスキャンのスキャン時間
の２倍である。長いＴＲの場合は、単一のスキャンで十
分である。２次元イメージングの場合は、パルスシーケ
ンスは連続して多数回繰り返される。各スキャンで、例
えば１２８×２５６データポイントからなる４つの生デ
ータマトリクスが発生する。各データポイントはＭＲ画
像を構成する画素に対応し、実数成分、虚数成分別々に
格納される複素データ値である。３次元イメージングの
場合は、シーケンスはスライス方向に沿って異なる位相
エンコードが与えられ、再び多数回繰り返される。この
ように発生された生データの各マトリクスは周波数領域
へのデータのフーリエ変換後に、１枚のフィールドエコ
ー画像を生成する。フーリエ変換後に、データは上述す
るようにさらに処理され、４つのフィールドエコーの周
波数領域画像データから脂肪成分画像と水成分画像を生
成する。

【００５７】脂肪・水成分画像データ処理 各画素毎、あるいはＲＯＩの脂肪成分、水成分は静磁場
不均一性、およびＴ_１緩和、Ｔ_２ ^＊緩和の影響を補償し
た後、４つのフィールドエコーの各々からの信号情報か
ら決定される。

【００５８】Ｔ_１緩和、Ｔ_２ ^＊緩和の影響を考慮する
と、図３に示したシーケンスを用いて収集された３重エ
コー信号は次のように表される。

【００５９】 Ｅ^ｎ _ｍ ＝ ｛Ｗ^ｎ（α）^ｍ ＋ Ｆ^ｎ（β）^ｍ｝ｅ^{−ｉ（ｍφ） （１）} α ＝ −ｅｘｐ（−Ｔ／Ｔ^＊ _２Ｗ） （２） β ＝ −ｅｘｐ（−Ｔ（−Ｔ／Ｔ^＊ _２Ｆ） （３） Ｗ^ｎ ＝ Ｗ^０（１−ｅｘｐ（−ＴＲ^ｎ／Ｔ_１Ｗ）） ／（１−ｃｏｓ（θ）ｅｘｐ（ＴＲ^ｎ／Ｔ_１Ｗ）） （４） Ｆ^ｎ ＝ Ｆ^０（１−ｅｘｐ（−ＴＲ^ｎ／Ｔ_１Ｆ）） ／（１−ｃｏｓ（θ）ｅｘｐ（ＴＲ^ｎ／Ｔ_１Ｆ）） （５） ここで、Ｅ^ｎ _ｍは４つのフィールドエコー信号の各々の
フーリエ変換信号であり、ｍ＝１，２，３，４は４つの
フィールドエコーのそれぞれを示し、ｎ＝１，２はＴＲ
^１、ＴＲ^２（＝ＴＲ^２＝２（ＴＲ^１））時間の２つのス
キャンを示し、φはエコー間隔Ｔ内に累積された磁場不
均一性による信号位相を示し、αは水信号成分のＴ_２ ^＊
係数、βは脂肪信号成分のＴ_２ ^＊係数、θはＲＦ励起パ
ルス回転角、あるいはフリップ角度を示し、Ｗ^ｎ、Ｆ^ｎ
はスキャンｎ中に観測された水磁場と脂肪磁場を示し、
Ｗ^０、Ｆ^０は水と脂肪の平衡状態の磁場値、Ｔ_１Ｗ、Ｔ
_{１ Ｆ}は水、脂肪のスピン・格子緩和時間、Ｔ_２Ｗ ^＊、Ｔ
_２Ｆ ^＊は水、脂肪の見かけ上の横緩和時間を示す。

【００６０】ｉ．磁場不均一性の補償 背景の磁場不均一性の影響を補償するために、位相係数
φは同相(in-phase)画像から次のように決定される。

【００６１】 φ ＝ （１／２）ｕｎｗｒａｐ｛ａｒｇ［（Ｅ^１ _２＋Ｅ^２ _２） （Ｅ^１ _４＋Ｅ^２ _４）^＊］｝ （６） ここで、ａｒｇ[ ]は入力信号の位相角度を返す演算を
示し、＊は共役を示す。

【００６２】φは−πと＋πとの間においてのみあいま
いでない値をとるので、φを巻き戻すために上述したよ
うな領域拡張位相巻き戻しアルゴリズムが用いられる。
磁場不均一性の影響は次の式に従ってフィールドエコー
信号Ｅ^ｎ _ｍから取り除かれる。

【００６３】 Ｓ^ｎ _ｍ ＝ Ｅ^ｎ _ｍｅ^{ｊ（ｍφ） （７）} ここで、Ｓ^ｎ _ｍは磁場不均一性が取り除かれた周波数領
域での信号である。

【００６４】ii．Ｔ_２ ^＊緩和の補償 Ｔ_２ ^＊緩和の影響は異なるＴＲの２回のスキャンにおい
て同じである事実を利用して、２回のスキャンの信号が
加算される。

【００６５】Ｓ^＋ _ｍ ＝ Ｓ^１ _ｍ ＋ Ｓ^２ _ｍ Ｔ_２ ^＊緩和の影響は、画素データが水と脂肪の両成分を
含んでいるか、あるいは水と脂肪のいずれか一方のみを
含んでいるかに応じて画素毎に補償される。

【００６６】水、脂肪のいずれか一つの成分のみを含ん
でいる場合のみ次の関係が成り立つことを当業者は理解
している。

【００６７】 Ｓ^＋ _１Ｓ^＋ _３ − （Ｓ^＋ _２）^２ ＝ ０ （８） 同様に、次の関係に基づいて水のみの画像、脂肪のみの
画像を識別することができることを理解している。

【００６８】次の関係を満たす画素は水のみである： （Ｓ^＋ _２／Ｓ^＋ _１） ＋ （Ｓ^＋ _３／Ｓ^＋ _２） ＋
（Ｓ^＋ _４／Ｓ^＋ _３）＞０ 次の関係を満たす画素は脂肪のみである： （Ｓ^＋ _２／Ｓ^＋ _１） ＋ （Ｓ^＋ _３／Ｓ^＋ _２） ＋
（Ｓ^＋ _４／Ｓ^＋ _３）＜０ 水信号成分と脂肪信号成分の両方を含む画素について、
Ｔ_２ ^＊減衰係数は次のように決定される。

【００６９】 ａ ≡ （α＋β） ＝ （Ｓ^＋ _１Ｓ^＋ _４ − Ｓ^＋ _２Ｓ^＋ _３） ／（Ｓ^＋ _１Ｓ^＋ _３ − （Ｓ^＋ _２）^２） （９） ｂ ≡ （αβ） ＝ （Ｓ^＋ _２Ｓ^＋ _４ − （Ｓ^＋ _３）^２） ／（Ｓ^＋ _１Ｓ^＋ _３ − （Ｓ^＋ _２）^２） （１０） α ＝ （１／２）（ａ＋（ａ^２−４ｂ）^１／２） （１１） β ＝ （１／２）（ａ−（ａ^２−４ｂ）^１／２） （１２） 水信号成分と脂肪信号成分の一方のみ含む画素につい
て、αとβは信号対雑音性能を向上するために平均処理
により決定される。

【００７０】水のみの場合、β＝０であり、 α ＝ （（Ｓ^＋ _２／Ｓ^＋ _１） ＋ （Ｓ^＋ _３／Ｓ^＋ _２） ＋ （Ｓ^＋ _４／Ｓ^＋ _３））／３ （１３） 脂肪のみの場合、α＝０であり、 β ＝ （（Ｓ^＋ _２／Ｓ^＋ _１） ＋ （Ｓ^＋ _３／Ｓ^＋ _２） ＋（Ｓ^＋ _４／Ｓ^＋ _３））／３ （１４） Ｔ_２ ^＊減衰係数、α、βを決定後、水と脂肪の磁化は次
の式に従った線形回帰処理を用いてＴ_２ ^＊緩和の影響を
取り除くことにより決定される。

【００７１】 Ｗ^ｎ ＝ （ΣＳ^ｎ _ｍ（β）^ｍΣ（αβ）^ｍ − ΣＳ^ｎ _ｍ（α）^ｍΣ（β）^２ｍ） ／（（Σ（αβ）^ｍ）^２ − Σ（α）^２ｍΣ（β）^２ｍ） （１５） Ｆ^ｎ ＝ （ΣＳ^ｎ _ｍ（α）^ｍΣ（αβ）^ｍ − ΣＳ^ｎ _ｍ（β）^ｍΣ（α）^２ｍ） ／（（Σ（αβ）^ｍ）^２ − Σ（α）^２ｍΣ（β）^２ｍ） （１６） ここで、Σはｍ＝１〜４のΣである。

【００７２】一つの成分のみを含む画素については：水
のみの場合は Ｗ^ｎ ＝ （ΣＳ^ｎ _ｍ（α）^ｍ）／（Σ（α）^２ｍ） （１７） Ｆ^ｎ ＝ ０ （１８） 脂肪のみの場合は Ｗ^ｎ ＝ ０ （１９） Ｆ^ｎ ＝ （ΣＳ^ｎ _ｍ（β）^ｍ）／（Σ（β）^２ｍ） （２０） iii．Ｔ_１緩和の補償 短いＴＲ時間の場合は、Ｔ_１緩和を考慮する必要があ
る。長いＴＲ時間の単一のスキャンのＴ_１補償のステッ
プは省略される。

【００７３】θ、ＴＲ^１、ＴＲ^２を知ることにより、Ｔ
_１緩和の影響は上述した式４、式５に従ってＷ^ｎ、Ｆ^ｎ
から補償される。θ＝９０°、ＴＲ^２＝２ＴＲ^１ならば
補償の計算は以下のように簡単化される。

【００７４】水信号成分と脂肪成分信号の両方を含む画
素について： Ｗ^０ ＝ （Ｗ^１）^２／（２Ｗ^１−Ｗ^２） （２１） Ｆ^０ ＝ （Ｆ^１）^２／（２Ｆ^１−Ｆ^２） （２２） 水信号成分と脂肪成分信号の一方のみを含む画素につい
て：水のみの場合： Ｗ^０ ＝ （Ｗ^１）^２／（２Ｗ^１−Ｗ^２） （２３） Ｆ^０ ＝ ０ （２４） 脂肪のみの場合： Ｗ^０ ＝ ０ （２５） Ｆ^０ ＝ （Ｆ^１）^２／（２Ｆ^１−Ｆ^２） （２６） iv．脂肪と水の割合の決定 最後に、脂肪と水の割合を次の関係に従って決定する。

【００７５】 ｆ ＝ Ｆ^０／（Ｗ^０＋Ｆ^０）×１００（％） （２７） ω ＝ Ｗ^０／（Ｗ^０＋Ｆ^０）×１００（％） （２８） 各画素毎の定量化された脂肪と水成分の割合は図８に示
すような脂肪成分画像のような複合脂肪成分画像を生成
するために使われる。

【００７６】ｖ．データ処理ステップ 図４から図６を参照して図１のＭＲＩシステムにより実
行され、本発明によって脂肪成分画像と水成分画像とを
生成するＱＷＦＳのためのデータ処理方法の各ステップ
を示すフロー図を説明する。これらのステップは画素
毎、あるいはＲＯＩに対して実行される。本発明のＱＷ
ＦＳ方法の全ステップは従来のプログラミング技術によ
りＭＲＩシステムに関連するコンピュータ、あるいはプ
ロセッサ上に実現される。例えば、本発明のＱＷＦＳ
法、および画像処理はＣＣ言語で書かれたプログラムに
よりIndigo 2 （登録商標）ＳＧＩワークステーション
により実現される。

【００７７】図４を参照して、ステップ１で、２つの４
重エコーシーケンススキャンのそれぞれから４つのフィ
ールドエコー信号が収集され、周波数領域へのフーリエ
変換が行われる。あるいは、十分長いＴＲ時間の場合
は、単一のスキャンでもよい。次に、ステップ２で、領
域拡張法を利用して位相画像を巻き戻すことにより磁場
不均一性が補償され、補償済みフィールドエコー信号の
値が決定される。

【００７８】異なるＴＲ時間の２つのスキャンの場合
は、Ｔ_１緩和の影響とＴ_２ ^＊緩和の影響は、フィールド
エコー信号が水信号成分と脂肪信号成分の一方、あるい
は両方を含んでいることがわかっていれば、線形回帰処
理により有効に取り除かれる。そのため、ステップ３，
４で信号加算と比較処理が行われ、一方の成分のみを含
むか、あるいは両方の成分を含むかが判断される。

【００７９】ステップ３で、各フィールドエコーの補償
された信号は両スキャンの対応するフィールドエコーと
加算される。異なるフィールドエコー信号の積がステッ
プ４に示すように比較され、画素、あるいはＲＯＩが水
と脂肪の両方を含むのか、水のみ、あるいは脂肪のみを
含むのかが判断される。

【００８０】もし、一つの信号成分のみ（脂肪、あるい
は水）を含むならば、図５に示すステップに従ってＴ_２
^＊緩和とＴ_１緩和が補償される。しかしながら、水信号
成分、脂肪信号成分の両方を含む場合は、図６に示すス
テップに従ってＴ_２ ^＊緩和とＴ_１緩和が補償される。

【００８１】ステップ４で画素デーが一方の信号成分の
みを含む場合、図５のステップ５で画素データが信号の
みの信号か脂肪のみの信号か判断される。次に、ステッ
プ６，７で、脂肪信号のＴ_２ ^＊減衰係数β、あるいは水
信号のＴ_２ ^＊減衰係数αが計算される。ステップ８，９
に示すような回帰関係に従ってＴ_２ ^＊緩和が補償され
る。

【００８２】ステップ１０，１１に示すようにＴ_１緩和
が補償され、水と脂肪の平衡磁化の値が決定される。最
後に、ステップ１２，１３に示すように、脂肪と水の成
分の割合が決定され、ステップ１４で脂肪成分画像と水
成分画像とが生成される。

【００８３】水信号成分と脂肪信号成分の両方が存在す
る場合、ステップ４の決定の後に脂肪Ｔ_２ ^＊緩和減衰係
数βの値、水Ｔ_２ ^＊緩和減衰係数αが図６のステップＳ
１５に示すように決定される。

【００８４】Ｔ_２ ^＊緩和はステップ１６に示す回帰関係
に従って補償される。ステップ１７に示すように、Ｔ_１
緩和が補償され、水と脂肪の平衡磁化の値が決定され
る。最後に、ステップ１８，１９に示すように、脂肪と
水の成分の割合ｆ、ｗが決定され、脂肪成分画像、水成
分画像が生成される。

【００８５】vi．画像の例 図７、図８、図９に示す画像はＲＦ励起パルスを発生す
る大型のＸ翼形の送信コイルを用い、０．３５テスラで
動作するＭＲスキャナを用いて撮影された。ＭＲ信号の
受信のために、膝の撮影には肢コイルが使用され、脊椎
の撮影には小型のボディコイルと直交モードの脊椎コイ
ルの組み合わせが用いられる。画像は、Ｔ＝１０．３ｍ
ｓ、θ＝９０°、ＴＲ^１＝３００ｍｓ、ＴＲ^２＝６００
ｍｓのパラメータで上述した４重フィールドエコーシー
ケンスに従って収集されたデータに基づいて生成され
た。

【００８６】図７の（ａ）〜（ｄ）は４つの連続したエ
コー時間ＴＥに対して、ＴＲ＝３００ｍｓで本発明によ
る４重フィールドエコー法を用いて撮影した人間の膝の
画像である。ここで（ａ）はＴＥ＝１０．３ｍｓ、
（ｂ）はＴＥ＝２０．６ｍｓ、（ｃ）はＴＥ＝３０．９
ｍｓ、（ｄ）はＴＥ＝４１．２ｍｓである。ハイライト
表示されているＲＯＩの信号の平均を図１０に示す。図
１０はＴＲ＝６００ｍｓの第２のスキャンのデータも含
む。膝の画像は１７．０ｃｍ×１７．０ｃｍの視野（Ｆ
ＯＶ：Field of View）、データマトリクスは１２８×
２５６データ点、４スライスの厚みは５ｍｍ、ＮＡ＝
４、２回のスキャンのトータル収集時間は７分４１秒で
収集された。

【００８７】図８は図７の（ａ）〜（ｄ）に示した画像
を生成するために使われたデータに対して本発明による
ＱＷＦＳデータ処理法を画素毎に適用して得られた人間
の膝の脂肪成分画像である。

【００８８】図９の（ａ）〜（ｄ）は本発明に従った４
重フィールドエコー法を用いて得られた人間の脊椎の画
像である。この例は、４スライスの厚みを５ｍｍ、ＦＯ
Ｖを２５．０×２５．０ｃｍ^２、データマトリクスのサ
イズを１２８×２５６データ点、ＮＡ＝４、２回のスキ
ャンのトータル収集時間を７分４１秒、シーケンス繰り
返し時間ＴＲを３００ｍｓ、６００ｍｓとして収集され
た。

【００８９】図１０の（ａ）、（ｂ）は測定した平均信
号強度のプロットを示し、（ａ）は骨髄に、（ｂ）は脊
椎に関する図７の（ａ）〜（ｄ）にハイライト表示した
ＲＯＩに関するエコー番号対逆計算値である。白抜き三
角と矩形はＴＲ＝３００ｍｓ、ＴＲ＝６００ｍｓのスキ
ャンの画像からの値であり、黒塗り三角と矩形は本発明
のＱＷＦＳ法で得られたパラメータに対応して計算され
た値である。各ＲＯＩ毎の脂肪成分割合ｆは各グラフの
右上コーナーに示す。

【００９０】図１１，図１２は測定した平均信号強度を
示し、図９の（ａ）に示したハイライト表示されたＲＯ
Ｉについてのエコー番号対逆計算値に対応する。これら
のグラフで、測定信号は白抜きの三角と矩形で表され、
計算値は黒塗りの三角と矩形で表される。各ＲＯＩ毎の
脂肪成分割合ｆは各グラフの右上コーナーに示す。

【００９１】本発明を現在最も実用的で、しかも好まし
い実施形態について説明したが、本発明は上述した実施
形態に限定されず、本発明の趣旨を変更しない範囲で種
々変形して実施可能である。

【００９２】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、全
体のスキャン時間を短縮できる４重フィールドエコー法
を利用して水と脂肪とを定量化するＭＲＩ技術を提供す
ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明によるＭＲＩシステムの第１実施形態の
構成を示すブロック図。

【図２】３次元イメージングのためのフィールドエコー
ＭＲＩ応答を発生するためのＭＲＩパルスシーケンスの
例を示すＲＦパルスと傾斜磁場パルス波形のタイミング
図。

【図３】本発明による水と脂肪の定量的な分離処理のた
めの４重シールドエコー法のＲＦパルスと傾斜磁場パル
ス波形のタイミング図であり、傾斜磁場パルスＧ_slice
は３次元イメージングのための位相エンコードを示す。

【図４】本発明による図１に示したＭＲＩシステムによ
り実行される定量化水脂肪分離（ＱＷＦＳ）のためのデ
ータ処理ステップを示すフロー図。

【図５】本発明による図１に示したＭＲＩシステムによ
り実行されるＱＷＦＳのためのデータ処理ステップを示
すフロー図。

【図６】本発明による図１に示したＭＲＩシステムによ
り実行されるＱＷＦＳのためのデータ処理ステップを示
すフロー図。

【図７】本発明により生成された人間の膝の４重フィー
ルドエコーＭＲＩ画像の画面表示を示す写真。

【図８】本発明により図５に示す４つのフィールドエコ
ー画像から得られた人間の膝の脂肪成分画像の画面表示
を示す写真。

【図９】本発明により生成された人間の脊椎の４重フィ
ールドエコーＭＲＩ画像の画面表示を示す写真。

【図１０】図７にハイライト表示された関心領域につい
てのエコー番号対平均信号値および対応する計算値のプ
ロットを示すグラフ図。

【図１１】図９にハイライト表示された関心領域につい
てのエコー番号対信号値および対応する計算値のプロッ
トを示すグラフ図。

【図１２】図９にハイライト表示された関心領域につい
てのエコー番号対信号値および対応する計算値のプロッ
トを示すグラフ図。

【符号の説明】

１０…静磁場磁石 １４…傾斜磁場コイル １５，１６…ＲＦコイル １７…傾斜磁場パルスシーケンスコントローラ １８…ＲＦパルスシーケンスコントローラ １９…コンピュータ ２０…傾斜磁場アンプ ２１…ＲＦアンプ ２２…ＲＦアンプ／検出器 ２３…フィルム ２４…制御端末

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ウェイグオ・ツァン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94404、フォスター・シティー、ピンタ・ レーン 746 (72)発明者 ジョーゼフ・ダブリュ・カールソン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94708、ケンシントン、ケンブリッジ・ア ベニュー 240

Claims (24)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 ＭＲＩデータを収集し、第１のラーモア
   周波数を有する第１の核種の成分と前記第１のラーモア
   周波数とは異なる第２のラーモア周波数を有する第２の
   核種の成分を定量化する方法において、 ａ）撮影対象物内の原子核を磁気的に整列させるステッ
   プと、 ｂ）整列された前記核種のＮＭＲ周波数を第１の方向に
   沿ったスライス選択傾斜磁場により分散させるステップ
   と、 ｃ）選択されたスライスの核種をＲＦ送信パルスにより
   歳差運動させ、ＴＲ期間を開始するステップと、 ｄ）前記歳差運動する核種に第２の方向に沿った位相エ
   ンコード傾斜磁場と第３の方向に沿ったリードアウト傾
   斜磁場を印加し、前記核種の位相を分散させるステッ
   プ、ここで、第２、第３の方向は第１の方向に直交し、
   互いに直交する、と、 ｅ）前記リードアウト傾斜磁場を反転し、第１のフィー
   ルドエコーを第１の生データマトリクスで発生させ、記
   録するステップ、ここで、第１の核種と第２の核種は前
   記第１のフィールドエコーの中心でほぼ１８０°の位相
   差を有する、と、 ｆ）前記第１のフィールドエコーの後に、前記リードア
   ウト傾斜磁場を再び反転させ、第２のフィールドエコー
   を第２の生データマトリクスで発生させ、記録するステ
   ップ、ここで、前記第１、第２の核種は前記第２のフィ
   ールドエコーの中心でほぼ０°の位相差を有する、と、 ｇ）前記第２のフィールドエコーの後に、前記リードア
   ウト傾斜磁場を再び反転させ、第３の生データマトリク
   スの第３のフィールドエコーを発生、記録するステッ
   プ、ここで、第１の核種と第２の核種は第３のフィール
   ドエコーの中心でほぼ１８０°の位相差を有する、と、 ｈ）前記第３のフィールドエコーの後に、前記リードア
   ウト傾斜磁場を再び反転させ、第４の生データマトリク
   スの第４のフィールドエコーを発生、記録するステッ
   プ、ここで、第１の核種と第２の核種は第４のフィール
   ドエコーの中心でほぼ０°の位相差を有する、と、 ｉ）前記ステップ（ｂ）〜ステップ（ｈ）を種々の位相
   エンコード傾斜磁場に関して繰り返し、前記第２の方向
   の生データマトリクスを完成させるステップと、 ｊ）前記生データマトリクスを処理し、前記第１、第２
   の核種の成分を定量化するステップと、 を具備することを特徴とする定量化方法。
2. 【請求項２】 前記ステップ（ｄ）は前記スライス選択
   方向に付加的な位相エンコードをかけるサブステップ
   と、種々のスライスエンコード傾斜磁場パルスについて
   前記サブステップ（ｂ）〜（ｉ）を繰り返し、３次元イ
   メージングモードにおける前記第１の方向の生データマ
   トリクスを完成させるサブステップとを具備することを
   特徴とする請求項１に記載の定量化方法。
3. 【請求項３】 前記ＲＦパルスの中心と前記第１のフィ
   ールドエコーの中心との間隔は、連続する前記フィール
   ドエコーの中心どうしの間隔と等しいことを特徴とする
   請求項１に記載の定量化方法。
4. 【請求項４】 ＴＲ^２＝２ＴＲ^１、ＲＦパルスのフリッ
   プ角度＝９０°で前記２回のスキャンが実行され２組の
   生データマトリクスを完成させることを特徴とする請求
   項１に記載の定量化方法。
5. 【請求項５】 前記ステップ（ｊ）は、 ｉ）前記生データマトリクスの第２、第４のフィールド
   エコーの時間軸を反転するサブステップと、 ii）前記全ての方向に生データマトリクスをフーリエ変
   換し、画像を生成するサブステップと、 iii）領域拡張法により前記画像から磁場強度の不均一
   性による位相係数を求めるサブステップと、 iv）前記磁場強度の不均一性による位相係数に基づいて
   前記画像の位相を補正するサブステップと、 ｖ）１つの関心領域が前記第１、第２の核種の両方を含
   むか、あるいはいずれか一方のみを含むかを判断するサ
   ブステップと、 vi）前記関心領域の信号のＴ_２ ^＊緩和減衰を補正するサ
   ブステップと、 vii）前記関心領域の信号のＴ_１緩和減衰を補正するサ
   ブステップと、 viii）前記第１、第２の核種成分の割合を求めるサブス
   テップと、 ix）すべての関心領域について前記サブステップｉ）か
   らサブステップviii）を繰り返すサブステップと、を具
   備することを特徴とする請求項１に記載の定量化方法。
6. 【請求項６】 前記関心領域は画像の単一の画素である
   ことを特徴とする請求項５に記載の方法。
7. 【請求項７】 前記関心領域は画像の複数の画素である
   ことを特徴とする請求項５に記載の方法。
8. 【請求項８】 前記複数の関心領域は画像の全画素であ
   ることを特徴とする請求項５に記載の方法。
9. 【請求項９】 前記複数の関心領域は画像の複数の画素
   からなる複数の領域であることを特徴とする請求項５に
   記載の方法。
10. 【請求項１０】 前記画像の全ての画素について、前記
    第１の核種成分の割合を第１の成分画像にセットし、前
    記第２の核種成分の割合を第２の成分画像にセットする
    ことにより２つの成分画像を生成することを特徴とする
    請求項５に記載の方法。
11. 【請求項１１】 前記第１の核種は水であり、前記第２
    の核種は脂肪であることを特徴とする請求項５に記載の
    方法。
12. 【請求項１２】 ＭＲＩデータを収集し、第１のラーモ
    ア周波数を有する第１の核種の成分と前記第１のラーモ
    ア周波数とは異なる第２のラーモア周波数を有する第２
    の核種の成分を定量化するＭＲＩ装置において、 ａ）撮影対象物内の原子核を磁気的に整列させる手段
    と、 ｂ）整列された前記核種にスライス選択傾斜磁場を印加
    し、核種の平面スライスをイメージングのために磁気に
    感度を持たせる手段と、 ｃ）選択されたスライスの核種をＲＦ送信パルスにより
    歳差運動させ、ＴＲ期間を開始する手段と、 ｄ）前記歳差運動する核種に第２の方向に沿った位相エ
    ンコード傾斜磁場と第３の方向に沿ったリードアウト傾
    斜磁場を印加し、前記核種の位相を分散させる手段と、 ｅ）前記リードアウト傾斜磁場を反転し、第１のフィー
    ルドエコーを第１の生データマトリクスで発生させ、記
    録する手段、ここで、前記第１、前記第２の核種は前記
    第１のフィールドエコーの中心でほぼ１８０°の位相差
    を有する、と、 ｆ）前記第１のフィールドエコーの後に、前記リードア
    ウト傾斜磁場を再び反転させ、第２のフィールドエコー
    を第２の生データマトリクスで発生させ、記録する手
    段、ここで、前記第１、第２の核種は前記第２のフィー
    ルドエコーの中心でほぼ０°の位相差を有する、と、 ｇ）前記第２のフィールドエコーの後に、前記リードア
    ウト傾斜磁場を再び反転させ、第３の生データマトリク
    スの第３のフィールドエコーを発生、記録する手段、こ
    こで、前記第１、第２の核種は第３のフィールドエコー
    の中心でほぼ１８０°の位相差を有する、と、 ｈ）前記第３のフィールドエコーの後に、前記リードア
    ウト傾斜磁場を再び反転させ、第４の生データマトリク
    スの第４のフィールドエコーを発生、記録する手段、こ
    こで、前記第１、第２の核種は第４のフィールドエコー
    の中心でほぼ０°の位相差を有する、と、 ｉ）前記手段（ｂ）〜手段（ｈ）を種々の位相エンコー
    ド傾斜磁場に関して繰り返し、前記位相エンコード方向
    の生データマトリクスを完成させる手段と、 ｊ）前記ＲＦパルスと前記第１のフィールドエコー信号
    の間隔と、連続する前記フィールドエコー信号の中心ど
    うしの間隔が等しくなるように、前記ＲＦパルスと傾斜
    磁場パルスを制御する手段と、 ｋ）前記ＲＦパルスの歳差運動角度を制御し、異なるＴ
    Ｒ（ＴＲ^２＝２ＴＲ^１、）、ＲＦパルスの歳差運動角度
    ＝９０°について前記新データ収集のための前記収集ス
    テップを繰り返し、２組の生データマトリクスを生成す
    る手段と、 ｌ）前記生データマトリクスを処理し、前記第１、第２
    の核種の成分を定量化する手段と、 を具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
13. 【請求項１３】 第１のラーモア周波数を有する第１の
    核種の成分と前記第１のラーモア周波数とは異なる第２
    のラーモア周波数を有する第２の核種の成分を定量化す
    る方法において、 ａ）エコーの中心で前記第１、第２の核種の位相差が交
    互に１８０°、０°１８０°、０°となる等間隔の連続
    した４つのフィールドエコーを発生させ、収集するステ
    ップと、 ｂ）種々の位相エンコードにおいて前記ステップ（ａ）
    を繰り返し、全ての位相エンコード、周波数エンコード
    方向において４つの生データマトリクス、第１のフィー
    ルドエコーは第１の生データマトリクスで、第２のフィ
    ールドエコーは第２の生データマトリクスで、第３のフ
    ィールドエコーは第３の生データマトリクスで、第４の
    フィールドエコーは第４の生データマトリクスで、を完
    成し、 ｃ）前記生データマトリクスの第２、第４のフィールド
    エコーの時間軸を反転するステップと、 ｄ）前記生データマトリクスをフーリエ変換し、画像を
    生成するステップと、 ｅ）領域拡張法により前記画像から磁場強度の不均一性
    による位相係数を求めるステップと、 ｆ）前記磁場強度の不均一性による位相係数に基づいて
    前記画像の位相を補正するステップと、 ｇ）関心領域が前記第１、第２の核種の両方を含むか、
    あるいはいずれか一方のみを含むかを判断するステップ
    と、 ｈ）前記ステップ（ｇ）の結果に従って前記関心領域の
    信号のＴ_２ ^＊緩和減衰を補正するサブステップと、 ｉ）前記関心領域の信号のＴ_１緩和減衰を補正するステ
    ップと、 ｊ）前記第１、第２の核種の平衡磁化を求めるステップ
    と、 ｋ）前記第１、第２の核種成分の割合を求めるステップ
    と、 ｌ）全ての関心領域について前記ステップ（ｇ）からス
    テップ（ｋ）を繰り返すステップと、 ｍ）前記第１、第２の核種の成分画像を生成するステッ
    プと、を具備することを特徴とする定量化方法。
14. 【請求項１４】 ＭＲＩ装置を構成する多数の磁場発生
    コイルと、多数の検出コイルにより実現されるＭＲＩ信
    号の収集シーケンスにおいて、 ＲＦ歳差運動パルスと、 撮影領域選択用の傾斜磁場パルスと、 位相エンコード用の傾斜磁場パルスと、 交互に反転する多数の一連のリードアウト用の傾斜磁場
    パルスとを具備し、 前記リードアウト傾斜磁場パルスはＭＲＩ装置により撮
    影される対象物から４つのフィールドエコーが発生する
    ように前記ＲＦ歳差運動パルスの中心で発生し、 前記フィールドエコー信号はエコー間隔Ｔ内で水と脂肪
    のＮＭＲ信号成分間でπラジアンの位相角度差が発生す
    るように公知の水と脂肪とのケミカルシフトに応じて決
    定されるエコー間隔Ｔを有することを特徴とするＭＲＩ
    信号収集シーケンス。
15. 【請求項１５】 ＭＲＩシステムにおいて脂肪成分画像
    を発生するために用いられるＮＭＲイメージングデータ
    の収集方法において、 ＲＦ励起パルスを発生し、 前記ＲＦ励起パルスの発生後に位相エンコード傾斜磁場
    を発生し、 前記ＲＦ励起パルス、位相エンコード傾斜磁場の発生後
    に、第１のリードアウト傾斜磁場パルスを発生し、 前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスの発生後に、第
    ２のリードアウト傾斜磁場パルスを発生し、 前記第２のリードアウト傾斜磁場パルスの発生後に、第
    ３のリードアウト傾斜磁場パルスを発生し、 前記第３のリードアウト傾斜磁場パルスの発生後に、第
    ４のリードアウト傾斜磁場パルスを発生し、 ここで、前記第１〜第４のリードアウト傾斜磁場パルス
    の前記ＲＦ励起パルスに対するタイミングと極性を制御
    することにより等エコー間隔Ｔで分離されたフィールド
    エコー信号が発生され、水の核種から発生されたＮＭＲ
    信号はエコー間隔内に脂肪の核種から発生されたＮＭＲ
    信号に対してπラジアン（１８０°）の位相差を有し、 前記第１〜第４のリードアウト傾斜磁場の間に脂肪の核
    種と水の核種から発生された第１、第２、第３、第４の
    ＮＭＲフィールドエコー信号を収集することを特徴とす
    るＮＭＲイメージングデータの収集方法。
16. 【請求項１６】 前記第１、第２、第３、第４のＮＭＲ
    フィールドエコー信号はＲＦ検出コイルにより収集され
    ることを特徴とする請求項１５に記載の収集方法。
17. 【請求項１７】 ＭＲＩシステムに用いられ、第１のラ
    ーモア周波数を有する水の核種と前記第1のラーモア周
    波数とは異なる第２のラーモア周波数を有する脂肪の核
    種とからなり撮影対象物の関心領域の脂肪成分磁気共鳴
    画像を生成する方法において、 ａ）第1のＭＲＩスキャンに対応する第1の多数の４重フ
    ィールドエコーＮＭＲイメージングシーケンスを発生す
    るステップ、この第1の多数のイメージングシーケンス
    は第１、第２、第３、第４のリードアウト傾斜磁場パル
    スと、第1の所定期間のシーケンス繰り返し時間ＴＲを
    有し、各イメージングシーケンス期間で脂肪の核種と水
    の核種の励起により発生された第１、第２、第３、第４
    ＮＭＲフィールドエコー信号が収集される、と、 ｂ）第２のＭＲＩスキャンに対応する第２の多数の４重
    フィールドエコーＮＭＲイメージングシーケンスを発生
    するステップ、この第２の多数のイメージングシーケン
    スは第１、第２、第３、第４のリードアウト傾斜磁場パ
    ルスと、第２の所定期間のシーケンス繰り返し時間ＴＲ
    を有し、各イメージングシーケンス期間で脂肪の核種と
    水の核種の励起により発生された第１、第２、第３、第
    ４ＮＭＲフィールドエコー信号が収集される、と、 ｃ）前記ステップ（ａ）、（ｂ）で収集された前記ＮＭ
    Ｒフィールドエコー信号を処理し、脂肪成分の磁気共鳴
    画像データを発生するステップとを具備することを特徴
    とする脂肪成分磁気共鳴画像生成方法。
18. 【請求項１８】 前記ＮＭＲフィールドエコー信号を処
    理するステップ（ｃ）は、 信号の位相を決定するために領域拡張位相巻き戻しアル
    ゴリズムを適用し、磁場強度の不均一性の影響を取り除
    くサブステップと、 前記脂肪成分画像の画素領域に対応するフィールドエコ
    ー信号に脂肪の核種と水の核種の両方が存在するかどう
    かを判定するサブステップと、 画像の画素領域の画像データが水の核種のＮＭＲ信号成
    分のみからなるか、脂肪の核種のＮＭＲ信号成分のみか
    らなるかを判定するサブステップと、 存在する場合は、水、または脂肪の核種のＮＭＲ信号成
    分の値を決定するサブステップと、 Ｔ_２ ^＊緩和の影響を補償するサブステップと、 Ｔ_１緩和の影響を補償するために使われる水の核種信号
    と脂肪の核種信号の平衡磁化の値を決定し、脂肪の核種
    と水の核種による全体の信号内の脂肪の核種による信号
    の割合に基づいて脂肪成分画像の各画素領域毎の脂肪成
    分割合値ｆを求めるサブステップとを具備することを特
    徴とする請求項１７に記載の脂肪成分磁気共鳴画像生成
    方法。
19. 【請求項１９】 前記４重フィールドエコーＮＭＲイメ
    ージングシーケンスを発生するステップは、 ｉ）ＲＦ励起パルスを発生するサブステップと、 ii）前記ＲＦ励起パルスの発生後に、位相エンコード傾
    斜磁場を発生するサブステップと、 iii）前記ＲＦ励起パルス、位相エンコード傾斜磁場の
    発生後に、第１のリードアウト傾斜磁場パルスを発生す
    るサブステップと、 iv）前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスの発生後
    に、第２のリードアウト傾斜磁場パルスを発生するサブ
    ステップと、 ｖ）前記第２のリードアウト傾斜磁場パルスの発生後
    に、第３のリードアウト傾斜磁場パルスを発生するサブ
    ステップと、 vi）前記第３のリードアウト傾斜磁場パルスの発生後
    に、第４のリードアウト傾斜磁場パルスを発生するサブ
    ステップと、 ここで、前記第１〜第４のリードアウト傾斜磁場パルス
    の前記ＲＦ励起パルスに対するタイミングと極性を制御
    することにより等エコー間隔Ｔで分離されたフィールド
    エコー信号が発生され、水の核種から発生されたＮＭＲ
    信号はエコー間隔内に脂肪の核種から発生されたＮＭＲ
    信号に対してπラジアン（１８０°）の位相差を有する
    ことを特徴とする請求項１７に記載の脂肪成分磁気共鳴
    画像生成方法。
20. 【請求項２０】 前記第２の所定期間のシーケンス繰り
    返し時間は前記第１の所定期間のシーケンス繰り返し時
    間の２倍であることを特徴とする請求項１９に記載の脂
    肪成分磁気共鳴画像生成方法。
21. 【請求項２１】 互いに位相が異なる脂肪の核種と水の
    核種を含む組織の核種別のＮＭＲ画像データを求めるＭ
    ＲＩ装置において、 異なる繰り返し時間で４重フィールドエコーＮＭＲイメ
    ージングシーケンスを発生する手段と、 ＮＭＲフィールドエコー信号データを収集し、保存する
    手段と、 画素毎にＮＭＲフィールドエコー信号データを解析し、
    水の核種画像データと脂肪の核種画像データを発生する
    手段とを具備し、 一対のＭＲＩスキャンから収集されたフィールドエコー
    信号データは各スキャン毎に異なる繰り返し時間の４重
    フィールドエコーＮＭＲイメージングシーケンスを含む
    ことを特徴とするＭＲＩ装置。
22. 【請求項２２】 ＭＲＩシステムに用いられ、脂肪成分
    画像、あるいは水成分画像のいずれかを含む核種成分画
    像を生成するために使われるＮＭＲフィールドエコー信
    号を処理する方法において、 信号の位相を決定するために領域拡張位相巻き戻しアル
    ゴリズムを適用し、フィールドエコー信号データから磁
    場強度の不均一性の影響を取り除き、 前記成分画像の画素領域に対応するフィールドエコー信
    号に脂肪の核種のＮＭＲ信号成分と水の核種のＮＭＲ信
    号成分が存在するかどうかを判定し、 前記成分画像の画素領域の画像データが水の核種のＮＭ
    Ｒ信号成分のみからなるか、脂肪の核種のＮＭＲ信号成
    分のみからなるかを判定し、 存在する核種に応じて、水、および／または脂肪の核種
    のＮＭＲ信号成分の値を決定し、 Ｔ_２ ^＊緩和の影響を補償し、 Ｔ_１緩和の影響を補償するために使われる水の核種信号
    と脂肪の核種信号の平衡磁化の値を決定し、 脂肪の核種と水の核種による全体の信号内の脂肪の核種
    による信号の割合に基づいて脂肪成分画像の各画素領域
    毎の脂肪成分割合値を求め、この脂肪成分割合値は脂肪
    成分画像、または水成分画像を生成するために使われる
    ことを特徴とするＮＭＲフィールドエコー信号処理方
    法。
23. 【請求項２３】 ４重フィールドエコー法により収集さ
    れたＮＭＲ信号データから水の核種成分画像と脂肪の核
    種成分画像とを求めるコンピュータプログラムは、コン
    ピュータに信号の位相を決定するために領域拡張位相巻
    き戻しアルゴリズムを適用し、磁場強度の不均一性の影
    響を取り除かせ、 前記脂肪成分画像の画素領域に対応するフィールドエコ
    ー信号に脂肪の核種のＮＭＲ信号成分と水の核種のＮＭ
    Ｒ信号成分が存在するかどうかを判定させ、 画像の画素領域の画像データが水の核種のＮＭＲ信号成
    分のみからなるか、脂肪の核種のＮＭＲ信号成分のみか
    らなるかを判定させ、 存在すれば、水、脂肪信号成分のＴ_２ ^＊緩和の影響を補
    償させ、 Ｔ_１緩和の影響を補償するために使われる水の核種信号
    と脂肪の核種信号の平衡磁化の値を決定させ、 画素領域毎に脂肪の核種と水の核種による全体の信号内
    の脂肪の核種による信号の割合に基づいて脂肪成分画像
    の各画素領域毎の脂肪成分割合値ｆを求めさせ、 画素領域毎に脂肪の核種と水の核種による全体の信号内
    の水の核種による信号の割合に基づいて水成分画像の各
    画素領域毎の水成分割合値ｗを求めさせることを特徴と
    するコンピュータプログラム。
24. 【請求項２４】 ４重フィールドエコー法により収集さ
    れたＮＭＲ信号データから水の核種成分画像と脂肪の核
    種成分画像とを求める装置において、前記装置は記憶メ
    モリとＩ／Ｏ装置を有するコンピュータを具備し、前記
    メモリはＮＭＲ信号解析を実行するルールを記憶し、前
    記コンピュータは、 信号の位相を決定するために領域拡張位相巻き戻しアル
    ゴリズムを適用し、磁場強度の不均一性の影響を取り除
    き、 前記脂肪成分画像の画素領域に対応するフィールドエコ
    ー信号に脂肪の核種のＮＭＲ信号成分と水の核種のＮＭ
    Ｒ信号成分が存在するかどうかを判定し、 画像の画素領域の画像データが水の核種のＮＭＲ信号成
    分のみからなるか、脂肪の核種のＮＭＲ信号成分のみか
    らなるかを判定し、 存在すれば、水、脂肪信号成分のＴ_２ ^＊緩和の影響を補
    償し、 Ｔ_１緩和の影響を補償するために使われる水の核種信号
    と脂肪の核種信号の平衡磁化の値を決定し、 画素領域毎に脂肪の核種と水の核種による全体の信号内
    の脂肪の核種による信号の割合に基づいて脂肪成分画像
    の各画素領域毎の脂肪成分割合値ｆを求め、 画素領域毎に脂肪の核種と水の核種による全体の信号内
    の水の核種による信号の割合に基づいて水成分画像の各
    画素領域毎の水成分割合値ｗを求めるようにプログラム
    されていることを特徴とする水の核種成分画像と脂肪の
    核種成分画像とを求める装置。