JP2002200056A

JP2002200056A - 磁気共鳴イメージング方法及び装置

Info

Publication number: JP2002200056A
Application number: JP2000400372A
Authority: JP
Inventors: Yumiko Tanii; 由美子谷井; Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-12-28
Filing date: 2000-12-28
Publication date: 2002-07-16
Anticipated expiration: 2020-12-28
Also published as: JP3907944B2

Abstract

(57)【要約】【課題】画像精度が向上された水脂肪分離画像を得るこ
とができると共に、水脂肪分離処理時間が短縮された磁
気共鳴イメージング方法を実現する。【解決手段】エコー時間得られたエコー時間の異なる複
数枚の元画像データを取得し、演算によって水・脂肪分
離画像を得る磁気共鳴イメージング方法及び装置におい
て、元画像データのうちの部分的な領域を指定し、この
指定した領域について、水脂肪分離処理を行うように構
成されている。これにより、指定した領域に含まれるノ
イズ成分は、元画像データに含まれるノイズ成分より少
なく、このノイズ成分による位相アンラップ等の演算時
のミスを減少して、画質の劣化を抑制でき、画質が向上
された水脂肪分離処理画像を得ることができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴現象を
利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イ
メージング方法及び装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】まず、典型的なＭＲＩ装置（磁気共鳴イ
メージング装置）の構成について図７を参照して説明す
る。

【０００３】図７において、ＭＲＩ装置は、被検体３０
１の周囲に静磁場を発生する磁石３０２と、この静磁場
空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル３０３と、こ
の空間領域に高周波磁場を発生するＲＦコイル３０４
と、被検体３０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプ
ローブ３０５を備えている。

【０００４】傾斜磁場コイル３０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３
方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源３０９
からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。ＲＦ
コイル３０４はＲＦ送信部３１０の信号に応じて高周波
磁場を発生する。

【０００５】ＲＦプローブ３０５の信号は、信号検出部
３０６で検出され、信号処理部３０７で信号処理され、
計算により画像信号に変換される。変換された画像は表
示部３０８で表示される。傾斜磁場電源３０９、ＲＦ送
信部３１０及び信号検出部３０６は制御部３１１で制御
され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンス
と呼ばれている。なお、ベッド３１２は被検体が横たわ
るためのものである。

【０００６】現在の技術におけるＭＲＩ装置の撮影対象
は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる
構成物質であるプロトンである。プロトン密度の空間分
布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化すること
で、人体頭部、腹部、四肢等の形態又は機能を２次元も
しくは３次元的に撮影する。

【０００７】次に、撮影方法を説明する。傾斜磁場によ
り異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコ
ードで得られるエコー信号を検出する。位相エンコード
の数は通常１枚の画像あたり１２８、２５６、５１２等
の値が選ばれる。

【０００８】各エコー信号は通常、１２８、２５６、５
１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列
信号として得られる。これらのデータを２次元フーリエ
変換して１枚のＭＲ画像を作成する。

【０００９】ＭＲＩ装置で画像を得る場合、ＴＥやＴＲ
等のパラメータを変化させたり、画像演算を行うことに
よって、様々な組織コントラストを持つ画像を得ること
ができる。臨床においては、脂肪によるＭＲ信号を抑制
した画像が求められることが多々ある。

【００１０】脂肪を抑制した画像を得る方法の代表的な
方法としては、（１）周波数選択励起による方法、
（２）反転励起による方法、（３）画像演算による方
法、があげられる。

【００１１】（１）の方法は、被検体３０１の周囲の空
間において、磁石３０２で発生している静磁場の均一度
が極めて高くなることが必要である。また、（２）の方
法では静磁場の均一度は必要としないが、脂肪による信
号だけでなく脂肪と同程度のＴ１値を持つ組織の信号値
まで落としてしまう。また、全体のＳＮＲの低下も起こ
る。

【００１２】（３）の代表的な方法としては、Ｄｉｘｏ
ｎ法があげられるが、Ｄｉｘｏｎ法については「”Simp
le Proton Spectroscopic Imaging”;W.Thomas Dixon
他;RADIOLOGY,Vol,153,189-194(1984)」に述べられてい
る。

【００１３】Ｄｉｘｏｎ法は、水プロトンと脂肪プロト
ンとの化学シフトの違いを利用した、水・脂肪画像分離
法である。水プロトンと脂肪プロトンとは異なった共鳴
周波数ｆow、ｆofで歳差運動を行っているため、時間の
経過につれ、水プロトンと脂肪プロトンの磁化ベクトル
の相対的な向きにずれが生じる。

【００１４】水プロトンと脂肪プロトンの共鳴周波数の
差を△ｆとし、２τ＝１／△ｆとすれば、励起時に同方
向を向いている水プロトンと脂肪プロトンは、その後、
τごとに逆方向（１８０°）、同方向（３６０°）、・
・・、を向く、脂肪プロトンと水プロトンは歳差運動の
周波数が３．５ｐｐｍ異なっている。水プロトンと脂肪
のプロトンの共鳴周波数をそれぞれｆow、ｆofとする
と、その差△ｆは、次式で表すことができる。

【００１５】 △ｆ（＝ｆow−ｆof）〜γＢ₀×３．５×１０^-6 ここで、γはプロトンの磁気回転比、Ｂ₀は静磁場強度
である。

【００１６】Ｄｉｘｏｎ法は、水プロトンと脂肪プロト
ンとがτごとに同位相、逆位相、・・・、となる。すな
わち、水のＭＲＩ信号と脂肪のＭＲＩ信号とが、同位
相、逆位相、・・・、と変化することを利用している。

【００１７】図８に２ｐｏｉｎｔＤｉｘｏｎ（２Ｐ
Ｄ）法の原理を示す。この２ＰＤ法では、グラジエント
エコー（ＧＥ）シーケンスでＴＥを変えて２回撮像を行
う。図８において、１０１は高周波励起パルスである。
１回目の撮像のＴＥをＴＥ１とすると、ＴＥ１を２τの
整数倍に設定し、読み出し傾斜磁場パルス１０２を印加
する。２回目の撮像のＴＥ、ＴＥ２は１回目の撮像時Ｔ
Ｅ１よりτだけ長くし、読み出し傾斜磁場パルス１０３
を印加する。

【００１８】図８中、水信号を黒矢印、脂肪信号を白矢
印で示す。１回目の撮像時には、水信号１０５と脂肪信
号１０４とは同位相となっている。一方、２回目の撮像
時には水信号１０７と脂肪信号１０６とは逆位相とな
る。画像の（ｘ，ｙ）座標の位置での水による信号と脂
肪による信号との大きさを、それぞれ、Ｗ（ｘ，ｙ）、
Ｆ（ｘ，ｙ）とすると、１回目、２回目の信号Ｓ１
（ｘ，ｙ）、Ｓ２（ｘ，ｙ）は、それぞれ、次式
（１）、（２）のように表される。

【００１９】Ｓ１（ｘ，ｙ）＝Ｗ（ｘ，ｙ）十Ｆ（ｘ，ｙ） −−−（１）Ｓ２（ｘ，ｙ）＝Ｗ（ｘ，ｙ）−Ｆ（ｘ，ｙ） −−−（２）上記式（１）及び（２）から、これらの式（１）、
（２）の加算画像として、Ｓ１（ｘ，ｙ）十Ｓ２（ｘ
１，ｙ）＝２Ｗ（ｘ，ｙ）より水画像が得られ、減算画
像として、Ｓ１（ｘ，ｙ）−Ｓ２（ｘ，ｙ）＝２Ｆ
（ｘ，ｙ）より脂肪画像が得られることになる。

【００２０】図８はＧＥシーケンスについて描かれてい
るが、スピンエコー（ＳＥ）シーケンスを用いることも
可能である。

【００２１】図９にＳＥシーケンスを用いた場合を示
す。このＳＥシーケンスを用いた場合は、２回の撮像に
おいて、高周波励起パルス２０１と高周波反転パルス２
０２との印加タイミングは同じにする。

【００２２】１回目の撮像では、２０３のように読み出
し傾斜磁場パルスを印加してＴＥ１に信号を取得し、２
回目の撮像では２０４のように読み出し傾斜磁場パルス
を印加して、１回目の撮像時ＴＥ１よりτ後のＴＥ２に
信号を取得する。

【００２３】ＭＲＩ装置では、磁石３０２で発生してい
る静磁場は被検体３０１の周囲の空間で均一であること
が理想である。しかし、磁石３０２に歪みがある場合に
は、発生した静磁場自身に不均一が存在することがあ
る。

【００２４】また、被検体を静磁場空間内に挿入したと
きに、被検体の部位ごとに帯磁率が異なることによって
静磁場に不均一が生じることもある。ＭＲＩの視野（Ｆ
ｉｅｌｄｏｆＶｉｅｗ：ＦＯＶ）での静磁場の不均
一はＭＲ信号の周波数を変化させ、得られた画像に位置
ずれや流れ等の画質劣化を引き起こす。

【００２５】また、静磁場の不均一により画像の位相が
変化するため、画像間で複素演算を行う場合、正しい結
果が得られなくなる。静磁場に不均一がある場合、上記
式（１）、（２〉は、次式（３）、（４）のように表さ
れる。

【００２６】Ｓ１（ｘ，ｙ）＝（Ｗ（ｘ，ｙ）＋Ｆ（ｘ，ｙ））ｅｘｐ（ｉα（ｘ，ｙ）） −−−（３）Ｓ２（ｘ，ｙ）＝（Ｗ（ｘ，ｙ）−Ｆ（ｘ，ｙ））ｅｘｐ（ｉ（α（ｘ，ｙ）＋α’（ｘ，ｙ））） −−−（４）式（４）のα（ｘ，ｙ）、α’（ｘ，ｙ）は共に静磁場
不均一による位相回転の成分で、位置に依存する。それ
ぞれ、α（ｘ，ｙ）は時間２τ×ｎ（＝ＴＥ）、α’
（ｘ，ｙ）は時間τで生じ、主値回りを除去すれば、α
（ｘ，ｙ）はα’（ｘ，ｙ）の２ｎ倍となる。

【００２７】このように、静磁場不均一がある場合、１
回目の撮像時の水信号と２回目の撮像時の水信号との位
相に差が生じ、単純な加算・減算では水信号と脂肪信号
とを分離することができない。

【００２８】そこで、付加的なコイル（シムコイル）を
用いてＦＯＶ内の静磁場の不均一を直接補正するオート
シミングを行ったり、画像に後処理を施して静磁場不均
一の影響を補正したりする。

【００２９】後者の方法、すなわち、Ｄｉｘｏｎ法に静
磁場不均一の分布図を用いて信号の位相補正処理を追加
した方法を、３ｐｏｉｎｔＤｉｘｏｎ（３ＰＤ）法と
いう。この３ＰＤ法の原理を図１０に示す。

【００３０】３ＰＤ法では、ＴＥを変えて３回の撮像を
行う。１回目、２回目の撮像は２ＰＤ法の場合と同様で
あり、高周波励起パルス４０１に対し、１回目の撮像で
はＴＥ１を２τの整数倍に設定し、４０２のように読み
出し傾斜磁場パルスを印加する。

【００３１】２回目の撮像ではＴＥ２を１回目の撮像時
ＴＥ１よりτだけ長くし、４０３のように読み出し傾斜
磁場パルスを印加する。３回目の撮像では、ＴＥ３を２
回目の撮像時ＴＥ２よりさらにτ（１回目の撮像時より
２τ）だけ延長し、４０４のように読み出し傾斜磁場パ
ルスを印加する。

【００３２】３回目の撮像時の信号Ｓ３（ｘ，ｙ）は、
次式（５）のように表される。Ｓ３（ｘ，ｙ）＝（Ｗ（ｘ，ｙ）十Ｆ（ｘ，ｙ））ｅｘｐ（ｉα（ｘ，ｙ）＋２α’（ｘ，ｙ）） −−−（５）１回目の撮像時には、水信号４０６と脂肪信号４０５と
は同位相で位相４０７をもつ。この値はαである。同様
に、２回目の撮像時には、水信号４０９と脂肪信号４０
８とは逆位相となる。

【００３３】水信号の位相は４１０であり、その値はα
＋α’である。３回目の撮像時には、水信号４１２脂肪
信号４１１と再び同位相となり、位相４１３は値がα＋
２α’である。

【００３４】１回目と３回目の撮像時には、水信号と脂
肪信号とは同位相となっているので、次式（６）のよう
に、Ｓ３（ｘ，ｙ）／Ｓ１（ｘ，ｙ）の位相を求めるこ
とにより、静磁場不均一による位相回転量を求めること
ができる。ａｒｇ（Ｓ３（ｘ，ｙ）／Ｓ１（ｘ，ｙ））＝２α’（ｘ，ｙ） −−−（６）ただし、ａｒｇ（）は位相を求めることを意味する。

【００３５】上記式（６）の値をすべての（ｘ，ｙ）に
ついて求め、主値回りを除去するアンラップ処理（後述
する）を施した後、２で割って静磁場不均一による位相
回転量α’（ｘ，ｙ）を得る。

【００３６】得られたα’（ｘ，ｙ）を用いて、次式
（７）、（８）を実行する。Ｓ１’（ｘ，ｙ）＝Ｓ１（ｘ，ｙ）ｅｘｐ（−ｉ２ｎα’（ｘ，ｙ）） −− −（７）Ｓ２’（ｘ，ｙ）＝Ｓ２（ｘ，ｙ）ｅｘｐ（−ｉ（２ｎ＋１）α’（ｘ，ｙ）） −−−（８）上記式（７）、（８）を計算すれば、加算画像としてＳ
１’（ｘ，ｙ）＋Ｓ２’（ｘ，ｙ）＝２Ｗ（ｘ，ｙ）よ
り水画像が得られ、減算画像としてＳ１’（ｘ，ｙ）−
Ｓ２’（ｘ，ｙ）＝２Ｆ（ｘ，ｙ）より脂肪画像が得ら
れる。

【００３７】もちろん、３ＰＤ法でもＧＥシーケンスだ
けでなく、ＳＥシーケンスを用いることが可能である。
この場合、２回目の撮像までは図７のＳＥシーケンスと
同じであり、３回目の撮像では読み出し傾斜磁場パルス
を２回目の撮像時よりさらにτ（１回目の撮像時より２
τ）だけ遅らせて、信号を取得する。

【００３８】また、ＴＥとＴＥ＋τで取得した２つの信
号のみから静磁場不均一による位相回転量を求め、水・
脂肪分離画像を求める方法もある。この静磁場補正付き
２ＰＤ法については、次の文献に記されている。文
献「”Two-Point Dixon Technique for Water-Fat Sign
al Decomposition with B0 Inhomogeneity Correctio
n”;Bernard D.Cooms 他;Magnetic Resonance in Medic
ine,Vol.38,884-889(1997)」。

【００３９】上記の３ＰＤ法、あるいは静磁場補正付き
２ＰＤ法において静磁場不均一による位相回転量を求め
る際には、上述のように、アンラップあるいは巻き戻し
と呼ばれる処理を行う必要が生じる。

【００４０】以下、アンラップ処理について説明する。
位相は−πから＋πまでの値であれば、一義的に決定さ
れる。しかし、静磁場不均一が大きかったり、ＴＥ１と
ＴＥ２との時間間隔が開いて、ある位置での位相が−π
以下、あるいは＋π以上になった場合には、その位置で
の位相値が折り返されて−πから＋πまでの値が得られ
てしまう。

【００４１】その様子を図１１に示す。ただし、図１１
において、横軸は位置を示し、縦軸は静磁場不均一によ
る位相の回転量を示している。５０１は、ＦＯＶ内の静
磁場不均一による位相回転量の分布である。

【００４２】図１１に示すように、位相値が＋π以上と
なっている５０２の部分は折り返されて５０３の値を取
る。また、−π以下である５０４、５０５の部分は折り
返されてそれぞれ５０６、５０７になり、位相値に不連
続な飛び（図中点線）が生じる。しかし、実際の磁場
では不連続な飛びが生じることはありえない。

【００４３】そこで、不連続な飛びを除去し、滑らかな
静磁場不均一分布図を得るために、アンラップ（巻き戻
し）処理を行う。アンラップ処理の方法は、上記の文献
でも触れているが、それら以外にも、以下に示す文献に
記されている。

【００４４】文献「”Direct Calculati on of Wrap-Fr
ee Phase Image”;M.Patel and X.Hu;Proceedings of A
nnual Meetings of the Society of Magnetic Resonanc
e inMedicine(=SMRM),No.721,1993」,「”Phase unwrappi
ng in the Three-point Dixon Method for Fat Suppres
ion MRI Imaging”;Jerzy Szumowski et al.;Radiolog
y,Vol,192,555-561(1994)」。

【００４５】このアンラップ（巻き戻し）処理は、ノイ
ズの影響を受けやすいため、ノイズの影響を除去すべく
マスクを作る等の工夫が必要となるなど、複雑かつ計算
時間のかかるものである。本願発明者等の予備検討によ
れば、ワークステーションを用いて２５６×２５６の元
画像を安定に水脂肪分離処理するには、２０ｓ〜３０ｓ
程度の演算時間が必要であった。

【００４６】

【発明が解決しようとする課題】上述したように、元画
像から水脂肪分離処理画像を得るためには、２０ｓ〜３
０ｓの演算時間が必要であるが、アンラップ処理等の静
磁場補正についてノイズの影響を受けやすく、特に被検
体の存在しない箇所や被検体中の組織の境界部分にて発
生したノイズが画像全体の画質を低下させることとな
り、正確な水脂肪分離画像を得る事が困難であった。

【００４７】また、Ｄｉｘｏｎ法等の演算により水脂肪
分離画像を得る場合、その処理時間の長さも問題とな
る。特に、３ＰＤ法では静磁場不均一による位相回転量
の分布を求める必要があるが、これは非常に計算時間の
かかる作業である。

【００４８】そのため、画像処理時間が更に延長してし
まう。処理時間の短縮は、特に、ある一定時間間隔をお
いて、被検体の同一部分を撮像し、一連の画像を得てそ
の時間変化を撮像するダイナミックイメージングに、水
脂肪分離技術を適用する際に重要である。

【００４９】つまり、水脂肪分離画像を得るための処理
時間が２０ｓ〜３０ｓと長時間必要とすると、ダイナミ
ックイメージングにおいては、得られる画像毎に適切な
タイミングで水脂肪分離処理画像を得ることは困難であ
るため、処理時間の短縮が重要となる。

【００５０】ダイナミックイメージングの臨床利用とし
ては、例えば、静磁場不均一が比較的大きいオープンＭ
ＲＩにおいて、脂肪肝内の腫瘍に穿刺をする際のモニタ
リングが考えられる。腫瘍を高コントラストで描出する
ために画像内の脂肪信号を抑制し、かつ、１秒あたり１
〜２枚の速度で画像を更新したいからである。

【００５１】また、冠状動脈のダイナミックイメージン
グでも、冠状動脈を周囲の脂肪に対して高コントラスト
で描出したいという要望がある。

【００５２】また、四肢の運動機能を調べるために、関
節を動かしながら撮像を繰り返したい場合もあり、この
場合も、準リアルタイムで水脂肪分離画像をモニタした
いという要求がある。

【００５３】しかしながら、従来の技術においては、水
脂肪分離処理画像を得るためには、長時間が必要であ
り、ダイナミックイメージングに適用することは困難で
あった。

【００５４】本発明の目的は、画像精度が向上された水
脂肪分離画像を得ることができると共に、水脂肪分離処
理時間が短縮された磁気共鳴イメージング方法及び装置
を実現することである。

【００５５】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は次のように構成される。（１）エコー時間の異なる複数枚の元画像データを取得
し、演算によって水・脂肪分離画像を得る磁気共鳴イメ
ージング法において、元画像データのうち、水脂肪分離
処理を行う部分的領域を指定し、この指定した部分的領
域のみを水脂肪分離演算対象とし、その領域のみの水画
像又は脂肪画像を得る。

【００５６】（２）好ましくは、上記（１）において、
上記取得するエコー時間の異なる元画像データは、少な
くとも２枚である。

【００５７】（３）また、好ましくは、上記（１）にお
いて、上記水脂肪分離処理を行う部分的領域は、複数指
定できる。

【００５８】（４）また、好ましくは、上記（１）にお
いて、上記元画像を、表示手段により表示し、表示した
元画像により上記水脂肪分離処理を行う部分的領域を指
定し、表示した元画像のうち、指定した部分的領域のみ
を水脂肪分離された画像を表示し、他の部分は水脂肪分
離されてない画像を表示する。

【００５９】（５）被検体からの磁気共鳴信号を検出す
る信号検出部と、検出した信号を画像処理する信号処理
部と、信号処理された画像を表示する表示部と、上記信
号検出部、信号処理部及び表示部の動作を制御する制御
部とを備え、画像エコー時間の異なる複数枚の元画像デ
ータを取得し、演算によって水・脂肪分離画像を得る磁
気共鳴イメージング装置において、元画像データのう
ち、水脂肪分離処理を行う部分的領域が表示部により指
定され、この指定された部分的領域のみが信号処理部に
より水脂肪分離演算され、演算された水画像又は脂肪画
像が表示部に表示される。

【００６０】（６）また、好ましくは、上記（１）にお
いて、ダイナミック撮影により得られる元画像の領域を
指定し、指定した領域のみの水脂肪分離処理演算を行
い、画像表示する。本発明の磁気共鳴イメージング方法
においては、まず水脂肪分離処理を行う前の元画像を表
示部に表示する。そして、操作者が、水・脂肪分離処理
が必要な領域を設定する。その後、設定領域内に含まれ
るデータのみを用いて、水脂肪分離処理を行う。また、
このような領域選択の水脂肪分離処理表示をダイナミッ
ク撮影に適用し、リアルタイム水脂肪分離画像表示を可
能とする。

【００６１】上記方法によれば、元画像のうちの不要な
データは、水脂肪分離処理演算には使用しないため、こ
の演算に混入するノイズ等の絶対量が低下し、位相アン
ラップ作業等の水脂肪分離処理時のミスを減らすことが
できる。また、処理を行うデータ数が減るため、処理時
間を減らすことができる。

【００６２】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を説明す
る。まず、本発明の一実施形態を３ＰＤ法に適用した場
合の例を説明する。３ＰＤ法では、ＳＥシーケンスか、
あるいはＧｒＥシーケンスにて、ＴＥをＴＥ１、ＴＥ
２、ＴＥ３に設定して、３回の撮影を行う。

【００６３】また、Δｆを水と脂肪の化学シフトによる
共鳴周波数の差とし、２τ＝１／Δｆとすれば、例え
ば、ＴＥ２とＴＥ１との差を、ｎを自然数として、（２
ｎ＋１）τに設定する。

【００６４】一方、ＴＥ３とＴＥ１との差は、同じくｎ
を自然数とすると、２ｎτに設定する。しかし、信号は
Ｔ２、Ｔ２^*等の緩和時間で減衰するため、通常の場
合、ＴＥ２、ＴＥ３は、それぞれ、ＴＥ１＋τ、ＴＥ１
＋２τに設定される。

【００６５】また、３回の撮影を行う代わりに、マルチ
エコータイプのＳＥ、ＧｒＥシーケンスで３つのエコー
を発生させて、１回の撮影で済ませることも可能であ
る。

【００６６】図１は、本発明の一実施形態をマルチエコ
ータイプのＳＥシーケンスに適用した場合の例のタイム
チャートである。このようなシングルスキャンシーケン
スは、撮影時間が１／３に短縮されているので、演算時
間短縮の効果は更に大きくなる。

【００６７】さて、図１において、符号６０１、６０
２、６０３で示すように、読み出し傾斜磁場パルスの極
性を交互に反転させることで、ＴＥ＝ＴＥ１、ＴＥ２、
ＴＥ３にそれぞれ、信号６０４、６０５、６０６を得
る。３回の撮影を行う場合と、マルチエコータイプで１
回の撮影で済ませる場合とで共通して、ＴＥ＝ＴＥ１、
ＴＥ２、ＴＥ３の撮像で得たＭＲ信号を、それぞれ、ｓ
１、ｓ２、ｓ３とする。

【００６８】図１において、符号６０４、６０５、６０
６が、ＭＲ信号ｓ１、ｓ２、ｓ３に対応する。ＭＲ信号
ｓ１、ｓ２、ｓ３にフーリエ変換を施すと、画像データ
Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３が得られる。得られた画像データＳ
１、Ｓ２、Ｓ３は複素データである。

【００６９】本発明の一実施形態では、まず、画像デー
タＳ１、Ｓ２、Ｓ３の絶対値表示画を、図７に示すＭＲ
イメージング装置の表示部３０８に表示する。ここで表
示する画像は、画像データＳ１、Ｓ２、Ｓ３のいずれで
もよいし、または複数の組み合わせでもよい。

【００７０】図２に画像データＳ１の画像７０１のみを
表示した例を示す。操作者はマウスポインタやペンなど
の指示用具を用いて、先に表示された画像７０１上に、
この画像７０１の部分的な領域である処理対象領域７０
２を描いて、水脂肪分離処理対象領域を決定する。

【００７１】このとき、処理対象領域は１つに限らず複
数個描いてもよい、その場合、描いた順に処理領域を読
み込むか、優先順位を別に指定する。

【００７２】図３に、表示部３０８に、画像データＳ
１、Ｓ２の２枚の画像を表示した例を示す。このような
場合は、図３の（Ａ）に示すように、水脂肪分離処理対
象領域８０１、８０２の２つを、１つの画像につき複数
の処理領域を選ぶことも可能である。また、図３の
（Ｂ）に示すように、水脂肪分離処理対象領域８０３、
８０４のように、もう一方の画像上に描くことも可能で
ある。

【００７３】複数の水脂肪分離処理対象領域を選んだ場
合は、先に述べたのと同様に、描いた順に水脂肪分離処
理対象領域を読み込むか、別に指定した優先順位に従っ
て読み込む。水脂肪分離処理対象領域の選定は、図２及
び図３に示す例では、フリーハンドで選定した例を示し
たが、対角点を指定することによる四角形の処理対象領
域を選定するように構成することも可能である。また、
円形でもよく、公知の技術が使える。

【００７４】図４は、画像７０１のうちの指定した処理
対象領域７０２を、水脂肪分離処理して得られた画像の
例を示す図であり、図４の（Ａ）は水画像を示し、図４
の（Ｂ）は脂肪画像を示す。

【００７５】なお、本発明の一実施形態をダイナミック
撮影に適用する場合（後述）、ここで設定した処理対象
領域を連続して撮影された複数の画像に適用してもよ
い。また、マルチスライスの場合、全スライスに同じ水
脂肪分離処理対象領域を設定してもよいし、スライスご
とに設定できるようにしてもよい。この選択は、ユーザ
が任意に切り替えられるように構成することができる。

【００７６】さて、次に、決定した水脂肪分離処理対象
領域が信号処理部３０７に送られる。信号処理部３０７
は送られてきた水脂肪分離処理対象領域に対応するピク
セルに対してのみ、先に記した水・脂肪分離処理演算を
行う。

【００７７】すなわち、水脂肪分離処理対象領域に対応
するピクセルに対してのみ、画像データＳ１とＳ３とか
ら静磁場不均一分布図を作成し、画像データＳ２の位相
補正を行う。この位相補正も、先に指定した水脂肪分離
処理対象領域のみ行う。

【００７８】画像データＳ２に位相補正を行ったものを
Ｓ２’とすると、水脂肪分離処理対象領域において、画
像データＳ１とＳ２’との加算・減算処理を行い、水・
脂肪分離画像を得る。

【００７９】得られた処理対象領域の水・脂肪分離画像
を表示部３０８に表示する。表示する画像は水画像、あ
るいは脂肪画像のみでもよいし、両方でもよい。水脂肪
分離処理対象領域以外の部位は、例えば処理前の画像を
コントラストを下げて表示すると、水脂肪分離処理した
部分の位置と全体との関連が明瞭となり望ましい。

【００８０】同様に、本発明を静磁場補正付き２ＰＤ法
に適用する場合の例を説明する。この例の場合、３ＰＤ
法と同様に、ＳＥシーケンスか、あるいはＧｒＥシーケ
ンスにて撮像を行うが、ＴＥをＴＥ１、ＴＥ２に設定し
て、２回の撮影を行う。ＴＥ２とＴＥ１との差は、ｎを
自然数として、（２ｎ＋１）τに設定するが、通常の場
合、ＴＥ２は、ＴＥ１＋τに設定される。

【００８１】すなわち、図８に示した２ＰＤ法と同じ方
法で信号を取得する。また、２回の撮像を行う代わり
に、マルチエコータイプのＳＥ、ＧｒＥシーケンスで２
つのエコーを発生させて、１回の撮像で済ませることも
可能である。

【００８２】すなわち、図１において、読み出し傾斜磁
場パルス６０３を印加しない形となる。そのとき、エコ
ー信号６０６は発生しない。２エコーをシングルスキャ
ンで取得する撮像は、特に撮影時間が短いので、処理時
間の短縮はユーザメリットが特に大きい。

【００８３】さて、ＴＥ＝ＴＥ１、ＴＥ２の撮像で得た
ＭＲ信号を、それぞれ、ｓ１、ｓ２とする。これらＭＲ
信号ｓ１、ｓ２にフーリエ変換を施すと、画像データＳ
１、Ｓ２が得られる。得られた画像データＳ１、Ｓ２は
複素データである。

【００８４】このため、画像データＳ１、Ｓ２の絶対値
表示画像を表示部３０８に表示する。ここで表示する画
像は、画像データＳ１、Ｓ２のいずれか、または両方と
する。次いで、操作者はマウスポインタやペンなどの指
示用具を用いて、先に表示された画像上に水脂肪分離処
理対象領域を描いて決定する。

【００８５】上述した静磁場補正付き２ＰＤ法に従っ
て、３ＰＤ法に適用した場合と同様に水脂肪分離処理対
象領域の水・脂肪分離画像を求め、表示部３０８に表示
する。静磁場補正付き２ＰＤ法の場合、一般に３ＰＤ法
に比べて処理が複雑で処理時間も長い。

【００８６】従って、本発明による時間短縮の効果は特
に大きい。例えば、四角形の処理対象領域の各辺が元画
像の１／２であれば、処理時間はほぼ１／４に短縮でき
る。

【００８７】上記技術をダイナミック撮影にも適用でき
る。このダイナミック撮影は、上述したように、ある一
定時間間隔をおいて、被検体の同一部分を撮像し、一連
の画像を得てその時間変化を撮像する方法である。この
ダイナミック撮影において、撮像１回目の画像のみ絶対
値画像を表示し、この絶対値画像を用いて水脂肪分離処
理対象領域を決定する。撮像２回目以降の画像では、１
回目で選んだ水脂肪分離処理対象領域で、高速にリアル
タイムで、部分的に水脂肪分離された画像（例えば、図
４に示すような水脂肪分離画像）を表示する。

【００８８】ダイナミック撮影には、撮影時間が短い２
エコーＧｒＥシーケンスに本発明の一実施形態による処
理を組合わせた例が、リアルタイム性が最も高い。

【００８９】従来の技術にあっては、ダイナミック撮影
において、水脂肪分離処理処理時間が２０ｓ〜３０ｓと
長いため、得られた画像に一対一で対応する水脂肪分離
画像を得ることは困難であったが、本発明の一実施形態
により、水脂肪分離処理時間が数秒で実行できるため、
ダイナミック撮影においても、得られた画像に一対一で
対応する水脂肪分離画像を得ることが可能となった。

【００９０】なお、処理対象領域は必要に応じてＧＵＩ
から再設定可能とすると、検査部位の位置がずれたとき
にも対応でき、使いやすい。

【００９１】図５及び図６は、本発明の他の実施形態を
示す図である。上述した本発明の一実施形態において
は、元画像７０１のうちの、指定された領域の水脂肪分
離処理を行い、水脂肪分離された領域のみ、表示部３０
８に画像表示するように構成した。

【００９２】これに対して、図５及び図６に示す、本発
明の他の実施形態においては、元画像７０１のうちの、
指定された領域の水脂肪分離処理を行い、水脂肪分離さ
れた部分的領域を表示するとともに、水脂肪分離されて
ない他の部分も併せて画像表示するように構成される。

【００９３】つまり、図５に示すように、元画像７０１
のうちの領域７０２のみを水画像とする場合、他の部分
は、元画像の状態とした画像７０３を表示部３０８に表
示する。

【００９４】また、図６に示すように、元画像７０１の
うちの領域７０２のみを脂肪画像とする場合、他の部分
は、元画像の状態とした画像７０３を表示部３０８に表
示する。

【００９５】上述した本発明の他の実施形態において
も、一実施形態と同様な効果を得ることができる他、水
脂肪分離表示された箇所が画像全体のどの位置にあるの
かを一目で確認でき、水脂肪分離された部分とそうでな
い部分との比較を容易に行えるという効果を得ることが
できる。

【００９６】

【発明の効果】本発明は、以上に説明したように、エコ
ー時間の異なる複数枚の元画像データを取得し、演算に
よって水・脂肪分離画像を得る磁気共鳴イメージング方
法及び装置において、元画像データのうちの部分的な領
域を指定し、この指定した領域について、水脂肪分離処
理を行うように構成されている。

【００９７】これにより、指定した領域に含まれるノイ
ズ成分は、元画像データに含まれるノイズ成分より少な
く、このノイズ成分による位相アンラップ等の演算時の
ミスを減少して、画質の劣化を抑制でき、画質が向上さ
れた水脂肪分離処理画像を得ることができる。

【００９８】また、水脂肪分離処理を行うデータ量が減
るため、水脂肪分離処理時間を大幅に減らすことができ
る。

【００９９】したがって、画像精度が向上された水脂肪
分離画像を得ることができると共に、水脂肪分離処理時
間が短縮された磁気共鳴イメージング方法及び装置を実
現することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施形態における３ＰＤ法によるデ
ータ取得タイムチャートである。

【図２】本発明の一実施形態における表示部に表示され
た画像の領域選択の説明図である。

【図３】本発明の一実施形態における表示部に表示され
た領域選択された画像例を示す図である。

【図４】本発明の一実施形態における水脂肪分離画像の
例を示す図である。

【図５】本発明の他の実施形態における水脂肪分離画像
の一例を示す図である。

【図６】本発明の他の実施形態における水脂肪分離画像
の他の例を示す図である。

【図７】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図で
ある。

【図８】ＧＥシーケンスを用いた２ＰＤ法におけるデー
タ取得タイムチャートである。

【図９】ＳＥシーケンスを用いた２ＰＤ法におけるデー
タ取得タイムチャートである。

【図１０】ＧＥシーケンスを用いた３ＰＤ法におけるデ
ータ取得タイムチャートである。

【図１１】ＦＯＶ内の静磁場不均一分布の例を示す図で
ある。

【符号の説明】

３０１被検体３０２静磁場磁石３０３傾斜磁場コイル３０４ＲＦコイル３０５ＲＦプローブ３０６信号検出部３０７信号処理部３０８表示部３０９傾斜磁場電源３１０ＲＦ送信部３１１制御部３１２ベッド

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】エコー時間の異なる複数枚の元画像データ
を取得し、演算によって水・脂肪分離画像を得る磁気共
鳴イメージング方法において、元画像データのうち、水脂肪分離処理を行う部分的領域
を指定し、この指定した部分的領域のみを水脂肪分離演
算対象とし、その領域のみの水画像又は脂肪画像を得る
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
【請求項２】請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法
において、上記取得するエコー時間の異なる元画像デー
タは、少なくとも２枚であることを特徴とする磁気共鳴
イメージング方法。
【請求項３】請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法
において、上記水脂肪分離処理を行う部分的領域は、複
数指定できることを特徴とする磁気共鳴イメージング方
法。
【請求項４】請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法
において、上記元画像を、表示手段により表示し、表示
した元画像により上記水脂肪分離処理を行う部分的領域
を指定し、表示した元画像のうち、指定した部分的領域
のみを水脂肪分離された画像を表示し、他の部分は水脂
肪分離されてない画像を表示することを特徴とする磁気
共鳴イメージング方法。
【請求項５】被検体からの磁気共鳴信号を検出する信号
検出部と、検出した信号を画像処理する信号処理部と、
信号処理された画像を表示する表示部と、上記信号検出
部、信号処理部及び表示部の動作を制御する制御部とを
備え、画像エコー時間の異なる複数枚の元画像データを
取得し、演算によって水・脂肪分離画像を得る磁気共鳴
イメージング装置において、元画像データのうち、水脂肪分離処理を行う部分的領域
が表示部により指定され、この指定された部分的領域の
みが信号処理部により水脂肪分離演算され、演算された
水画像又は脂肪画像が表示部に表示されることを特徴と
する磁気共鳴イメージング装置。