JP4602508B2 - 磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般に磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技術に関する。特に、本発明は、水／脂肪コンポーネント画像を形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン（ｓｉｎｇｌｅ−ｓｃａｎ ｔｈｒｅｅ−ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ）法に係わり、より詳細には、緩和コントラスト（ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ ｃｏｎｔｒａｓｔ）が調整可能な水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、広く受け入れられるようになっており、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象に影響され易い数の原子核を有する対象物（人体等）の内部構造を示すデジタル化された視覚画像を得るための商業的に利用できる技術である。ＭＲＩにおいて、画像化される生体内の核は、強い主要磁場Ｈ０が核にかけることによって、分極される。選択された核は、特定のＮＭＲ周波数で高周波（ラジオ波…ＲＦ）信号をかけることによって励起される。局所的な磁場を空間的に分布させ、その結果として生じる核からのＲＦ応答を適当に解析することによって、核の配置分布を示す相関的なＮＭＲ応答のマップもしくは画像が形成される。フーリエ解析を行なうことによって、空間上におけるＮＭＲ応答を示すデータは、ＣＲＴ上に表示可能となる。
【０００３】
図１に示されるように、一般に、ＮＭＲイメージングシステムは、静磁場をかけるための磁石１０と、３つの直交座標に沿って空間的に分布される磁場をかける傾斜磁場コイル１４と、選択された核にＲＦ信号を送るとともに選択された核からＲＦ信号を受けるＲＦコイル１５，１６とを有している。コイル１６によって受けられたＮＭＲ信号は、データをディスプレイ２４上に表示される画像に処理するコンピュータ／イメージプロセッサ１９に送られる。表示された画像は、「ピクセル」と呼ばれる画素から成り、所定数のデータ要素（Ｎ）によって分割される視野（ＦＯＶ）として規定される。ピクセルの強さは、対応する体積要素の量のＮＭＲ信号強度すなわち画像化される対象物の「ボクセル」に比例している。また、コントロールコンピュータ／プロセッサ１９は、ＲＦアンプ２１とＲＦアンプ／検知器２２と傾斜磁場アンプ２０とをそれぞれ介して、ＲＦコイル１５，１６および傾斜磁場コイル１４の動作を制御する。
【０００４】
半端な数のプロトンおよびニュートロンを有する核だけが磁気モーメントを有しており、このような核はＮＭＲ現象に影響され易い。ＭＲＩにおいては、核を整列するために強い静磁場が使用される。このような静磁場は、平衡状態で主要磁場と平行に方向付けられる大きい磁気ベクトルを形成する。単一のＲＦパルスとして第１の磁場に対して横方向に加えられる第２の磁場は核にエネルギを与え、これによって、大きい磁化ベクトルが例えば９０°だけ動かされる。このような励起状態の後、核は、歳差運動を行なって、徐々に緩和状態へと戻り、静磁場と整列するようになる。核が歳差運動を行なって緩和状態に戻ると、核は、自由誘導減衰（ＦＩＤ）として知られるように、周囲コイル内で検知可能な弱い電気エネルギを生起する。本明細書ではＭＲ信号として総称的に名付けられるこれらのＦＩＤ信号（および／または、その磁場勾配再焦点磁場エコー（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｇｒａｄｉｅｎｔ−ｒｅｆｏｃｕｓｅｄ ｆｉｅｌｄ ｅｃｈｏｅｓ）は、その後、空間内において核の画像を形成するために、信号プロセッサ１９によって解析される。
【０００５】
ＭＲ信号を生成して取得するために、種々のコイルによってＲＦ緩和パルスおよび傾斜磁場を形成するという操作は、ＭＲＩ「取得シーケンス」と呼ばれる。
３次元（３Ｄ）ＭＲＩのために使用されるＭＲＩ取得シーケンスの一例を示すグラフが図２に示されている。この例において、ＭＲ信号は再焦点傾斜磁場エコーとして現れるため、加えられるパルスや磁場の所定のタイミングは、磁場エコーシーケンスとして知られている。まず最初に、画像化される生体内の核のスラブが特定のＲＦ応答周波数に対して敏感となるように、傾斜磁場Ｇｓｌｉｃｅが主要磁場に沿って重ね合わされる。その後、平衡状態から磁気を傾けるために、ＲＦ励起磁場またはヌテーションパルス（ｎｕｔａｔｉｏｎ ｐｕｌｓｅ）θが特定の周波数で加えられる。その後、スラブ内の特定の方向に沿う異なった位置内の核間の一時的な周波数差すなわち位相差を引き起こすことによって核の位相の符号化を行なうために、パルスが加えられて大きさが変動した傾斜磁場ＧｐｅおよびＧｓｌｉｃｅが使用される。同時に、歳差運動をする核の位相をまず最初にずらしてその後に位相を戻すリードアウト（ｒｏ）方向で、パルスが加えられた他の傾斜磁場ＧｒｏがＧｐｅの方向と直交する方向に加えられる。これにより、図２にＳで示される磁場エコーＭＲ信号が形成される。章動パルスθの中心から磁場エコーＭＲ信号の中心までの時間がエコー時間ＴＥとして示され、全パルスシーケンス継続時間がＴＲとして示されている。
【０００６】
本質的に、加えられる傾斜磁場Ｇｒｏ周波数は、リードアウト方向で核の選択されたスラブを符号化する。結果として生じるＭＲ信号Ｓ（未処理データ（ｒａｗ ｄａｔａ）またはｋ−スペースデータと呼ばれる）は、その後、読み出され、フーリエ解析によって解析される。その解析の周波数領域プロットは、その後スケールされて、Ｘ−Ｙ−Ｚ位置に対応するフーリエ空間（画像領域という）内の核固体数に関する情報を与える。
【０００７】
磁気ベクトルは、主要Ｂ０磁場に関して縦成分と横成分とに分解される。一般に、縦成分はＢ０磁場と平行な成分として規定され、横成分はＢ０磁場と垂直な成分として規定される。磁気ベクトルが平衡状態から乱されると、緩和として知られるプロセスによって、縦成分はバックグラウンドＢ０磁場と一直線になる平衡状態の大きさＭ０に回復し、横成分は減衰する。これらの緩和プロセスはそれぞれ、スピン格子緩和およびスピン−スピン緩和と名付けられており、規定される時定数がＴ１，Ｔ２と名付けられる指数関数によって特徴付けられる。スピン−スピン（Ｔ２）緩和と磁場内の異質性（ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｉｅｓ）とによって、横成分は更に減衰される。そのため、見かけ上の緩和時定数Ｔ２ ＊は、スピン−スピン緩和およびＢ０磁場異質（Ｂ０ ｆｉｅｌｄ ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｉｅｓ）の存在に起因する横信号減衰を特徴付けるように規定される。
【０００８】
ＮＭＲ周波数および主要Ｂ０磁場はラーモア関係によって関連付けられる。この関係は、核の歳差運動の角振動数ω０が磁場Ｂ０と磁気回転比γと各核種のための重要な物理定数との積であることを示している。
【０００９】
【数１】
【００１０】
ここで、σは一般に化学シフトと呼ばれているように核の周囲の化学的環境を示すシールド因子である。
【００１１】
無論、ＲＦスピン章動パルスは、１以上の目的の同位体の核種を特定の領域内で傾ける。平衡状態から傾けられた後、各核種はそれ自身の固有の速度で歳差運動をし始める。核が配置される物理的あるいは化学的な環境のごときパラメータの結果として、歳差運動をする核種の位相が異なっている（位相のずれが生じる）。例えば、化学シフトの影響に起因して、脂肪内の核は、水内の核の歳差運動の回転比とは異なる回転比で、歳差運動を行なう。また、磁場内の異質性は、章動された歳差運動をする核の位相をずらす。
【００１２】
水素の核は、容易に認識できるＮＭＲ信号を有しており、人体の最も豊富な同位体である。そのため、人間のＭＲＩは、主に、水素の核からＮＭＲ信号を画像化する。水と脂肪は水素核を含む主要な組織成分である。
【００１３】
画像を形成するためにＭＲ信号の周波数情報内容を使用することに加え、周波数領域内のＭＲ信号の位相は、幾つかの物理量を示す情報を提供するために使用できる。例えば、使用されるパルスシーケンスの形態に依存して、ＭＲ位相は水と脂肪とを区別するために使用できる。また、ＭＲ位相は、主要Ｂ０磁場の異質性を示すことができるとともに、移動するスピンの速度に比例している。
【００１４】
Ｉ．水と脂肪の分離
水と脂肪の両方のＭＲ画像は同一もしくは異なる診断情報を含んでいるが、それらは、ＭＲＩ画像内に重ね合わされた時に、しばしば互いの判断を妨害する。
そのため、合成されたＭＲ画像を適切に判断することが困難となる。
【００１５】
高い磁場強度で、水と脂肪の画像を区別すること或いはこれら２つの成分のうちの１つを抑制することは、選択励起または非励起アプローチを使用して達成できる。中間レベルもしくは低レベルの磁場強度で、化学シフトの精選に基づくアプローチは、不可能でなくても、非実用的となる。異質性が磁場に存在している場合には、全ての磁場強度で水／脂肪画像分離の困難性が更に悪化する。
【００１６】
「スリーポイント・ディクソン」法として知られる技術の１つのグループは、中間レベルもしくは低レベルの磁場強度での適用に関して興味のある特徴を有している。これらの方法では、Ｂ０磁場の異質性の影響を修正して水／脂肪分離のための十分な情報を得るために、３つの画像が要求される。これらの画像は、“Ｔｈｒｅｅ−Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ Ｔｒｕｅ−Ｗａｔｅｒ／ｆａｔ Ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎｓ ｗｉｔｈＢ０Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｃｏｒｒｅｃｔｅｄ”（ｂｙ Ｇｌｏｖｅｒ ｅｔ ａｌ．，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ １８，３７１−３８３（１９９１））に記載されているように、３つの異なる走査で、スピンエコシーケンスおよび磁場エコーシーケンスを使用して取得できる。また、これらの画像は、“Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｒｕｅ Ｆａｔ ａｎｄＷａｔｅｒ Ｉｍａｇｅｓ ｂｙ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｎｇ ＭａｇｎｅｔｉｃＦｉｅｌｄ Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｉｎ Ｓｉｔｕ”（ｂｙ Ｙｅｎｎｇ ｅｔ ａｌ．，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ １５９，７８３−７８６（１９８６））に記載されているように、２つの走査で、スピンエコシーケンスおよび磁場エコーシーケンスを使用して取得できる。また、これらの画像は、“ＴｒｕｅＷａｔｅｒ ａｎｄ Ｆａｔ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｕｓｅ ｏｆ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ−Ｅｃｈｏ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ”（ｂｙ Ｗｉｌｌｉａｍ ｅｔ ａｉ．，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ １７３，２４９−２５３（１９８９））および“Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｗａｔｅｒ ａｎｄ Ｆａｔ ＭＲ Ｉｍａｇｅｓ ｉｎ ａ Ｓｉｎｇｌｅ Ｓｃａｎ ａｔ ０．３５ Ｔ Ｕｓｉｎｇ Ｓａｎｄｗｉｃｈ Ｅｃｈｏｅｓ”（ｂｙ Ｚｈａｎｇ ｅｔ ａｌ．，ＪＭＲＩ ６，９０９−９１７（１９９６））に記載されているように、１つの走査で、スピンエコシーケンスおよび磁場エコーシーケンスを使用して取得できる。
【００１７】
前記スリーポイント・ディクソン法によれば、水画像情報と脂肪画像情報との間の位相差が３つの画像（すなわち、Ｓ−π，Ｓ０，Ｓπ）間で±π（１８０°）だけ変化するように、３つの画像の取得が制御される。その後、磁場異質の影響を除去するため、および、分離された水画像および脂肪画像を最終的に形成するために、３つの画像からのデータが使用される。この方法では、位相アンラッピング（ｐｈａｓｅ ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）のプロセスを通じて３つの画像のうちの２つからの情報を使用することにより、磁場異質が補償される。
【００１８】
複素数の位相角は−πとπの間でのみ明確となるため、ＭＲＩ信号の位相を明確に決定することはできない。そして、−πまたはπを越えるどのような位相値も−πからπの間の値に収められる。このような状況下において、位相アンラッピングは、主要な位相値の測定を与えられる複素信号の絶対的な位相を決定するプロセスである（２つのそのようなプロセスについては後述する）。
【００１９】
緩和の効果を無視すると、スリー・ディクソン画像を構成するＮＭＲ信号データは、以下の式によって表される。
【００２０】
【数２】
【００２１】
この場合、ＷおよびＦは水信号および脂肪信号を示しており、Ψ０はＳ０内で認められる水と脂肪との間の位相差であり、Φ０は磁場異質や他のシステムソースに起因するＳ０内の位相であり、Фは磁場異質によって引き起こされる連続するエコー間の位相変化である。
【００２２】
磁場異質のための修正を行なうために、以下の関係式に従う位相アンラッピング（ｐｈａｓｅ ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）処理を行なうことによってＳおよびＳから補償角Φが決定される。
【００２３】
【数３】
【００２４】
この場合、ａｒｇ（）は複素数の位相角を示しており、＊は複素共役を示している。
【００２５】
水のみの画像Ｗと脂肪のみの画像Ｆは、その後、以下の２つの関係式にしたがって再構成される。
【００２６】
【数４】
【００２７】
また、水信号と脂肪信号とが１８０°の位相差をもっているただ１つの画像Ｓに依存することも可能である。この場合、水信号と脂肪信号は全く分離されないが、画像ピクセルは、以下の関係式を適用することにより画像ピクセルが水によって支配されているのか又は脂肪によって支配されているのかどうかにしたがって、区分され得る。
【００２８】
【数５】
【００２９】
この場合、Ｉｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌは水が支配的なピクセルを示し、Ｉｆａｔ−ｐｉｘｅｌは脂肪が支配的なピクセルを示している。
【００３０】
ＩＩ． 位相アンラッピング（Ｐｈａｓｅ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）
本発明において実行されるような位相アンラッピングの好ましいアルゴリズムは、多項式関数を使用した静磁場の形成と、リジョン・グローイング（ｒｅｇｉｏｎ−ｇｒｏｗｉｎｇ）による誘導位相アンラピングとを伴っている。
【００３１】
ｉ．多項式の磁場形成（Ｐｏｌｙｎｏｍｉｎａｌ Ｆｉｅｌｄ Ｍｏｄｅｌｉｎｇ）
磁場は以下の多項式関数を使用して形成される。
【００３２】
【数６】
【００３３】
係数ａｎ，ｂｎを求めるために、以下のようにして位相値Φの空間的な偏導関数が計算されて多項式関数に一致される。
【００３４】
【数７】
【００３５】
多項式関数への一致は、以下の式によって決定される重み係数をもった加重最小２乗を使用して行なわれる。
【００３６】
【数８】
【００３７】
この場合、Ｓ（ｘ，ｙ）は同位相の画像内のピクセル値であり、Ｓｍａｘはその画像の最大値である。
【００３８】
ｐｎ，ｑｎを使用して、ａｎ，ｂｎが以下の式によって計算される。
【００３９】
【数９】
【００４０】
ｉｉ．誘導リジョン・グローイングによる位相アンラピング（Ｐｈａｓｅ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ ｂｙ Ｇｕｉｄｅｄ Ｒｅｇｉｏｎ Ｇｒｏｗｉｎｇ）位相画像は、以下のような誘導リジョングローイングアルゴリズムを使用してアンラップされる。
【００４１】
（ａ）アンラッピングのためのサブシード（ｓｕｂｓｅｅｄ）として画像内の１つのピクセルが選択され、測定された位相値は、水脂肪画像の再構成のために使用される最後の位相値に割り当てられる。
【００４２】
【数１０】
【００４３】
（ｂ）サブシードに中心が置かれた６×６領域内の全てのピクセルが十分な信号強度をもつようにサブシードが選択される。位相値をサブシード値と比較することによって、サブシードの４つの直ぐ隣合うピクセルが最初にアンラップされる。差異が所定のしきい値よりも大きい場合には、２πアンラッピングが実行される。
【００４４】
【数１１】
【００４５】
（ｃ）その後、既に決定された５つのピクセルに基づいて、サブシードに中心を置かれた３×３ピクセル領域が形成される。ピクセルと既にアンラップされて直ぐ隣合うピクセルとの間の位相差がしきい値よりも大きくなる度に、２π位相アンラッピングが実行される。
【００４６】
（ｄ）その後、３ピクセルプレジクション（ｔｈｒｅｅ−ｐｉｘｅｌ ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ）を用いて３×３領域が４×４領域へと拡大される。
【００４７】
【数１２】
【００４８】
この場合、Φｐは予測されたピクセルの位相値、Φｆ −ｉ（ｉ＝１，２，３）は既にアンラップされた第１（ｉ＝１）、第２（ｉ＝２）、第３（ｉ＝３）の隣り合うピクセルの位相値、ΔΦ−ｉはプレジクションの方向に沿った既にアンラップされた隣り合うピクセルの位相の空間的な導関数である。
【００４９】
アンラッピングは、ΔΦ＝Φ−Φｐがしきい値よりも大きい場合に実行される。
【００５０】
（ｅ）４×４シード領域から引き続き、４ピクセルプレジクションを用いて４列クロス領域（ｆｏｕｒ ｒｏｗｓ ｃｒｏｓｓ ｒｅｇｉｏｎ）による４つのコラムが形成される。
【００５１】
【数１３】
【００５２】
（ｆ）前記クロスを使用すると、同じ４ピクセルプレジクションアプローチを使用して２方向で画像の４つの四分円がアンラップされる。アンラッピングは、２つの方向がアンラッピングのための同じエクセキューション（ｅｘｅｃｕｔｉｏｎ）を示した場合に実行される。他の状態で、予測された値の平均値が使用される。ピクセル値が強度のしきい値を下回ると、位相値が再び予測された平均値にセットされる。
【００５３】
過去において、低レベルおよび中間レベルの磁場強度での水／脂肪分離は、前述したマルチポイントディクソン法を使用して略完全に達成されている。また、前述したように、シングルスキャン・スリーポイント・ディクソン法（水信号および脂肪信号は、インター・エコー時間ΔＴＥの間にπの位相差をもつようになる）は、１つの励起パルスの後に、連続する３つのＮＭＲエコー信号を取得できる。これにより、走査時間を著しく削減することができる。しかしながら、Ｂ０磁場異質の修正を行なって水／脂肪分離を行なうために使用される位相情報に加え、スリーポイント・ディクソンエコー信号はスピン緩和減衰についての情報を有している。したがって、本発明は、データ取得の後にそのような情報を利用して、調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離画像を提供する。
【００５４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、磁気共鳴イメージング方法において、調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得方法の提供にある。
【００５５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得ＭＲＩ技術である。この技術において、水だけの画像内もしくは脂肪だけの画像内における緩和画像コントラストは、オペレータによる制御下で、水だけの画像もしくは脂肪だけの画像を作成する際に使用されるコントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）のための値を選択することによって、調整可能となる。
【００５６】
本発明では、ＮＭＲの未処理の信号データ（ｒａｗ ｓｉｇｎａｌ ｄａｔａ）を得るために、シングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・イメージングが使用される。基本的に、スリーポイント・ディクソン・イメージングにおいて、スライス選択励起パルスは、３つの別個の傾斜磁場再焦点信号エコーの取得を伴う。加えられるリード・アウト傾斜磁場のタイミングや極性（分極）を制御することによって、各信号エコーが取得される。２つの信号がインター・エコー時間中にこれらの間でπ（１８０°）の角度差をもつように、水信号と脂肪信号との間の化学シフトの差にしたがって、信号エコー（Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３）間の時間（ΔＴＥ）が選択される。
【００５７】
前記未処理データ（ｋ−スペースデータ）を「画像領域」と呼ばれる複素の周波数領域データにフーリエ変換した後、誘導リジョン・グローイング位相アンラッピング技術を使用してＳ１およびＳ３から補償位相を得ることによって、バックグラウンド磁場異質が補償される。次に、信号データからＴ２緩和又はＴ２ ＊緩和の影響が測定される。その後、オペレータによって選択された新しいコントラストＴＥ（ｎｅｗＴＥ）値に基づく緩和測定にしたがって、取得された画像データが修正される。最後に、水信号および脂肪信号が修正された画像データから分離され、緩和コントラストが高められた水のみの画像もしくは脂肪のみの画像が形成される。
【００５８】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながら本発明の実施例について説明する。
良く知られているように、核は特定の周波数で且つ特定の位相において歳差運動を行なう。異なった直交する方向で核に傾斜磁場を加えることにより、歳差運動の周波数および位相を使用して核を空間的に符号化できる。１つの直交する方向において、核のスライスが励起される。そのスライス内においては、１方向で核を空間的に符号化するために選択された核の歳差運動の周波数を使用して、また、１または複数の第２の方向（他方向）で核を空間的に符号化するために選択された核の歳差運動の位相を使用して、残存するスライスの２つのディメンションからＭＲ信号が抽出される。結果として生じるＭＲ信号のこれら複素の周波数と位相とを解析することによって、選択されたスライスの核密度に関する情報が得られる。
【００５９】
図１はＭＲＩシステムを示している。このようなＭＲＩシステムは、大きな分極している磁石構造１０を備えている。この磁石１０は、略均一な均質分極磁場Ｂ０を患者のイメージング領域１１内に形成する。適当な寝台１２、患者１３の人体の所望の部位をイメージング領域１１内に挿入する。磁場勾配コイル１４によって磁場勾配が選択的に形成される。ＲＦコイル１５によってＲＦ核章動パルスがイメージング領域１１内の患者の組織に伝達される。ＭＲ信号を構成するＲＦ応答は、適当なＲＦ検知コイル構造１６によって患者の組織から受け取られる。
【００６０】
ＭＲＩデータを取得するために、ＭＲＩシステムは、プログラムで制御可能なコンピュータ／プロセッサ１９による制御の下、ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ１７，１８によって磁場勾配およびＲＦ章動パルスを形成する。また、プロセッサ１９は、傾斜パルスアンプ２０とＲＦソースアンプ回路２１，２２とを制御する。ＭＲアンプ信号（ＲＦ検知器）回路２２は、シールドされたＭＲＩシステムガントリ内に配置されたＭＲ信号ＲＦコイル１６に適切に接続されている。受けられたＭＲ応答は、デジタイザ２３によってデジタル化されて、プロセッサ１９に送られる。プロセッサ１９は、一般に、画像処理のためのアレー・プロセッサと適当なコンピュータプログラム記憶媒体（図示せず）とを有している。
前記コンピュータプログラム記憶媒体にはプログラムが記憶されており、このプログラムは、ＭＲ信号データを取得して処理する動作を制御するために、また、コントロールターミナル２４のＣＲＴ上に画像を表示するために、選択的に使用される。ＭＲＩシステムにはコントロールターミナル２４が設けられている。このコントロールターミナル２４は、画像シーケンスコントローラ１７，１８にわたってオペレータ制御を及ぼすための適当なキーボードスイッチ等を有している。また、画像は、フィルム上に直接に記録され、あるいは、プリンタ２５によって他の適当な媒体に直接に記録される。
【００６１】
システムコンピュータ／プロセッサ１９を組み合わせると、一般に、オペレータは、ＭＲＩシーケンスおよびデータ処理方法のための選択メニューが与えられる。本発明の実施例において、ＭＲＩシステムのオペレータに利用できるそのような選択メニューの１つは、シングルスキャン・スリーポイント・ディクソンＭＲＩイメージングシーケンスを使用して水／脂肪コンポーネント画像を形成するためのプログラムと、本発明にしたがって選択的に変化可能なコントラストを有する付加的な画像を形成するポストデータ取得方法を実行するためのプログラムである。本発明の記述されたプロセスを実行するためにシステムコンピュータ／画像プロセッサ１９のための適当なコンピュータプログラム又はそのような特定の命令を形成することは、後述する特定のデータ処理方法および本明細書に記載された開示内容全体を考慮すれば、当業者の能力の範囲内であると考えられる。
【００６２】
画像シーケンス
図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、本発明のイメージングシーケンスは、基本的に、スライス選択傾斜磁場パルスＧｓｌｉｃｅの形成に伴うＲＦ核章動（励起）パルス３０と、位相符号化傾斜磁場パルスＧｐｅとから成り、位相符号化傾斜磁場パルスＧｐｅは、適当なタイミングで読み出されるとともに等距離で離間された３つの磁場エコーＳ１，Ｓ２，Ｓ３の取得に関わる３つのリード・アウト傾斜磁場パルスＧｒｅａｄによって伴われる。リード・アウト傾斜磁場パルスＧｒｅａｄのタイミングは水信号と脂肪信号との間の化学シフトの差によって選択され、これにより、インター・エコー時間ΔＴＥの間、２つの信号はこれらの間で角度πをもつようになる。
【００６３】
データ処理方法−変化可能な緩和コントラストを形成するための水／脂肪分離解析
スリーポイント・ディクソンエコー信号は、本質的に、スピン緩和減衰情報を有している。そして、その情報は、調整可能な緩和コントラストの画像を形成するために使用できる。これは、後述するように、スピン−スピン緩和のための信号データを補償する際にオペレータが選択する新しいコントラストＴＥ（ｎｅｗＴＥ）を使用することによって達成される。
【００６４】
Ｔ２，Ｔ２ ＊緩和の影響を考慮に入れると、スリーポイント・ディクソン信号は、以下の式（１）を満たす水信号および脂肪信号として表わすことができる。
【００６５】
【数１４】
【００６６】
この場合、
【数１５】
【００６７】
この場合、Ｗ０およびＦ０は平衡状態における水信号および脂肪信号、ΨおよびΦ０はそれぞれ、水と脂肪との間の位相差およびＳ２の中心における異質位相であり、Фはインター・エコー時間中に引き起こされる異質位相である。
【００６８】
スピン−スピン緩和遅れ時間Ｔ２および見かけの緩和時間Ｔ２ ・はＮＭＲ信号エコーから算出可能である。この場合、ＮＭＲ信号エコーは、以下の式８からスピンエコーを形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・イメージングシーケンスによって得られる。
【００６９】
【数１６】
【００７０】
また、ＮＭＲ信号エコーは、以下の式（９）から磁場エコーを形成するための同様のイメージングシーケンスによって得られる。
【００７１】
【数１７】
【００７２】
スリーポイント・ディクソン信号は、その後、ＭＲＩシステムのオペレータによって選択可能な異なる新しいエコー時間ｎｅｗＴＥに一致するように、その大きさが修正される。信号の大きさの修正は、以下の式にしたがって、コンピュータ画像プロセッサにより実行される。
【００７３】
【数１８】
【００７４】
この場合、Ｓ´ｍは大きさが修正された信号データであり、また、ｎｅｗＴＥは、オペレータによって選択されたコントラストエコー時間値であり、ＮＭＲ信号が本が本来得られるＴＥとは異なる。
【００７５】
前述した方法でＢ０磁場異質のための修正を行なって水信号と脂肪信号とを分離するために、大きさが修正された画像はその後さらに処理される。
【００７６】
画像コントラストの変更の一例
図４および図５に示されるように、人間のスリーポイント・ディクソン画像は、０．３５テスラで操作されるＴｏｓｈｉｂａ ＯＰＡＲＴＴＭ ＭＲＩシステムを使用することによって得られる。オペレータによって選択された異なるコントラストエコー時間値ｎｅｗＴＥにより緩和減衰のための修正が後に行われる画像を形成するために、ｋ−スペースデータが最初にフーリエ変換される。前述したようにＢ０磁場異質のための修正を行なって水信号と脂肪信号とを分離するために、大きさが修正された画像は更に処理される。
【００７７】
図４（ａ）〜図４（ｄ）は、スリーポイント・ディクソンデータを処理することによって得られる人間の膝の水のみのスピンエコー画像を示している。図４（ｂ）に示されるスピンエコー画像はＴＥ＝３６ｍｓで得られ、図４（ａ）に示されるスピンエコー画像はオペレータによって選択される異なるｎｅｗＴＥ値＝２０ｍｓで得られ、図４（ｃ）に示されるスピンエコー画像はｎｅｗＴＥ＝６０ｍｓで得られ、図４Ｄに示されるスピンエコー画像はｎｅｗＴＥ＝８０ｍｓで得られる。同様に、図５（ａ）〜図５（ｄ）は、人間の胸の水のみの磁場エコー画像を示している。図５（ａ）に示される磁場エコー画像はＴＥ＝２０ｍｓで得られ、図５（ｂ）はオペレータによって選択される異なるｎｅｗＴＥ値＝３６ｍｓを使用して本発明にしたがって処理された磁場エコー画像であり、図５（ｃ）はｎｅｗＴＥ＝６０ｍｓで処理された磁場エコー画像であり、図５（ｄ）はｎｅｗＴＥ＝８０ｍｓで処理された磁場エコー画像である。図から明らかなように、ｎｅｗＴＥを慎重に選択すれば、結果として生じる画像内で得られるコントラストが決定されるとともに、所望の様々なコントラストを有する画像を形成することができる。
【００７８】
本発明は現在最も実用的で好ましいとされている実施例を挙げて説明されているが、本発明は、開示された実施例に限定されず、また逆に、更なる解析を必要とすることなく本発明の要旨を明らかにするように意図されている。したがって、現在の知識をもってすれば、他人は、本発明の要旨を逸脱することなく様々な適用をもって本発明に改良を容易に加えることができるとともに、従来技術の観点で技術に即座に寄与できる包括的且つ特別な見地から必須の特徴的構成を形作ることもできる。そして、そのような改良は添付された請求の範囲と等価な範囲内に含まれる。
【００７９】
【発明の効果】
本発明によれば、調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩシステムの一例を示す概略図である。
【図２】磁場エコーＭＲＩ応答を形成するためのＭＲＩパルスシーケンスの一例を示すＲＦ傾斜磁場波長タイミング図である。
【図３】（ａ）はスピンエコーを形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・シーケンスの一例を示すＲＦ傾斜磁場波長タイミング図であり、（ｂ）はスピンエコーを形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・シーケンスの一例を示すＲＦ傾斜磁場波長タイミング図である。
【図４】本発明にしたがってオペレータにより選択された様々なコントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）を有するスリーポイント・ディクソン画像から処理された人間の膝の水のみのスピンエコー画像に関する中間調画像を示す図である。
【図５】本発明にしたがってオペレータにより選択された様々なコントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）を有するスリーポイント・ディクソン画像から処理された人間の胸の水のみの磁場エコー画像に関する中間調画像を示す図である。
【符号の説明】
１０…磁石構造、
１１…イメージング領域、
１２…寝台、
１３…患者、
１４…磁場勾配コイル、
１５…ＲＦコイル、
１６…ＲＦ検知コイル構造、
１７…ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ、
１８…ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ、
１９…コンピュータ／プロセッサ、
２０…傾斜パルスアンプ、
２１…ＲＦソースアンプ回路、
２２…ＲＦソースアンプ回路、
２３…デジタイザ、
２４…コントロールターミナル。
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般に磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技術に関する。特に、本発明は、水／脂肪コンポーネント画像を形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン（ｓｉｎｇｌｅ−ｓｃａｎ ｔｈｒｅｅ−ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ）法に係わり、より詳細には、緩和コントラスト（ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ ｃｏｎｔｒａｓｔ）が調整可能な水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、広く受け入れられるようになっており、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象に影響され易い数の原子核を有する対象物（人体等）の内部構造を示すデジタル化された視覚画像を得るための商業的に利用できる技術である。ＭＲＩにおいて、画像化される生体内の核は、強い主要磁場Ｈ０が核にかけることによって、分極される。選択された核は、特定のＮＭＲ周波数で高周波（ラジオ波…ＲＦ）信号をかけることによって励起される。局所的な磁場を空間的に分布させ、その結果として生じる核からのＲＦ応答を適当に解析することによって、核の配置分布を示す相関的なＮＭＲ応答のマップもしくは画像が形成される。フーリエ解析を行なうことによって、空間上におけるＮＭＲ応答を示すデータは、ＣＲＴ上に表示可能となる。
【０００３】
図１に示されるように、一般に、ＮＭＲイメージングシステムは、静磁場をかけるための磁石１０と、３つの直交座標に沿って空間的に分布される磁場をかける傾斜磁場コイル１４と、選択された核にＲＦ信号を送るとともに選択された核からＲＦ信号を受けるＲＦコイル１５，１６とを有している。コイル１６によって受けられたＮＭＲ信号は、データをディスプレイ２４上に表示される画像に処理するコンピュータ／イメージプロセッサ１９に送られる。表示された画像は、「ピクセル」と呼ばれる画素から成り、所定数のデータ要素（Ｎ）によって分割される視野（ＦＯＶ）として規定される。ピクセルの強さは、対応する体積要素の量のＮＭＲ信号強度すなわち画像化される対象物の「ボクセル」に比例している。また、コントロールコンピュータ／プロセッサ１９は、ＲＦアンプ２１とＲＦアンプ／検知器２２と傾斜磁場アンプ２０とをそれぞれ介して、ＲＦコイル１５，１６および傾斜磁場コイル１４の動作を制御する。
【０００４】
半端な数のプロトンおよびニュートロンを有する核だけが磁気モーメントを有しており、このような核はＮＭＲ現象に影響され易い。ＭＲＩにおいては、核を整列するために強い静磁場が使用される。このような静磁場は、平衡状態で主要磁場と平行に方向付けられる大きい磁気ベクトルを形成する。単一のＲＦパルスとして第１の磁場に対して横方向に加えられる第２の磁場は核にエネルギを与え、これによって、大きい磁化ベクトルが例えば９０°だけ動かされる。このような励起状態の後、核は、歳差運動を行なって、徐々に緩和状態へと戻り、静磁場と整列するようになる。核が歳差運動を行なって緩和状態に戻ると、核は、自由誘導減衰（ＦＩＤ）として知られるように、周囲コイル内で検知可能な弱い電気エネルギを生起する。本明細書ではＭＲ信号として総称的に名付けられるこれらのＦＩＤ信号（および／または、その磁場勾配再焦点磁場エコー（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｇｒａｄｉｅｎｔ−ｒｅｆｏｃｕｓｅｄ ｆｉｅｌｄ ｅｃｈｏｅｓ）は、その後、空間内において核の画像を形成するために、信号プロセッサ１９によって解析される。
【０００５】
ＭＲ信号を生成して取得するために、種々のコイルによってＲＦ緩和パルスおよび傾斜磁場を形成するという操作は、ＭＲＩ「取得シーケンス」と呼ばれる。
３次元（３Ｄ）ＭＲＩのために使用されるＭＲＩ取得シーケンスの一例を示すグラフが図２に示されている。この例において、ＭＲ信号は再焦点傾斜磁場エコーとして現れるため、加えられるパルスや磁場の所定のタイミングは、磁場エコーシーケンスとして知られている。まず最初に、画像化される生体内の核のスラブが特定のＲＦ応答周波数に対して敏感となるように、傾斜磁場Ｇｓｌｉｃｅが主要磁場に沿って重ね合わされる。その後、平衡状態から磁気を傾けるために、ＲＦ励起磁場またはヌテーションパルス（ｎｕｔａｔｉｏｎ ｐｕｌｓｅ）θが特定の周波数で加えられる。その後、スラブ内の特定の方向に沿う異なった位置内の核間の一時的な周波数差すなわち位相差を引き起こすことによって核の位相の符号化を行なうために、パルスが加えられて大きさが変動した傾斜磁場ＧｐｅおよびＧｓｌｉｃｅが使用される。同時に、歳差運動をする核の位相をまず最初にずらしてその後に位相を戻すリードアウト（ｒｏ）方向で、パルスが加えられた他の傾斜磁場ＧｒｏがＧｐｅの方向と直交する方向に加えられる。これにより、図２にＳで示される磁場エコーＭＲ信号が形成される。章動パルスθの中心から磁場エコーＭＲ信号の中心までの時間がエコー時間ＴＥとして示され、全パルスシーケンス継続時間がＴＲとして示されている。
【０００６】
本質的に、加えられる傾斜磁場Ｇｒｏ周波数は、リードアウト方向で核の選択されたスラブを符号化する。結果として生じるＭＲ信号Ｓ（未処理データ（ｒａｗ ｄａｔａ）またはｋ−スペースデータと呼ばれる）は、その後、読み出され、フーリエ解析によって解析される。その解析の周波数領域プロットは、その後スケールされて、Ｘ−Ｙ−Ｚ位置に対応するフーリエ空間（画像領域という）内の核固体数に関する情報を与える。
【０００７】
磁気ベクトルは、主要Ｂ０磁場に関して縦成分と横成分とに分解される。一般に、縦成分はＢ０磁場と平行な成分として規定され、横成分はＢ０磁場と垂直な成分として規定される。磁気ベクトルが平衡状態から乱されると、緩和として知られるプロセスによって、縦成分はバックグラウンドＢ０磁場と一直線になる平衡状態の大きさＭ０に回復し、横成分は減衰する。これらの緩和プロセスはそれぞれ、スピン格子緩和およびスピン−スピン緩和と名付けられており、規定される時定数がＴ１，Ｔ２と名付けられる指数関数によって特徴付けられる。スピン−スピン（Ｔ２）緩和と磁場内の異質性（ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｉｅｓ）とによって、横成分は更に減衰される。そのため、見かけ上の緩和時定数Ｔ２ ＊は、スピン−スピン緩和およびＢ０磁場異質（Ｂ０ ｆｉｅｌｄ ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｉｅｓ）の存在に起因する横信号減衰を特徴付けるように規定される。
【０００８】
ＮＭＲ周波数および主要Ｂ０磁場はラーモア関係によって関連付けられる。この関係は、核の歳差運動の角振動数ω０が磁場Ｂ０と磁気回転比γと各核種のための重要な物理定数との積であることを示している。
【０００９】
【数１】
ここで、σは一般に化学シフトと呼ばれているように核の周囲の化学的環境を示すシールド因子である。
【００１１】
無論、ＲＦスピン章動パルスは、１以上の目的の同位体の核種を特定の領域内で傾ける。平衡状態から傾けられた後、各核種はそれ自身の固有の速度で歳差運動をし始める。核が配置される物理的あるいは化学的な環境のごときパラメータの結果として、歳差運動をする核種の位相が異なっている（位相のずれが生じる）。例えば、化学シフトの影響に起因して、脂肪内の核は、水内の核の歳差運動の回転比とは異なる回転比で、歳差運動を行なう。また、磁場内の異質性は、章動された歳差運動をする核の位相をずらす。
【００１２】
水素の核は、容易に認識できるＮＭＲ信号を有しており、人体の最も豊富な同位体である。そのため、人間のＭＲＩは、主に、水素の核からＮＭＲ信号を画像化する。水と脂肪は水素核を含む主要な組織成分である。
【００１３】
画像を形成するためにＭＲ信号の周波数情報内容を使用することに加え、周波数領域内のＭＲ信号の位相は、幾つかの物理量を示す情報を提供するために使用できる。例えば、使用されるパルスシーケンスの形態に依存して、ＭＲ位相は水と脂肪とを区別するために使用できる。また、ＭＲ位相は、主要Ｂ０磁場の異質性を示すことができるとともに、移動するスピンの速度に比例している。
【００１４】
Ｉ．水と脂肪の分離
水と脂肪の両方のＭＲ画像は同一もしくは異なる診断情報を含んでいるが、それらは、ＭＲＩ画像内に重ね合わされた時に、しばしば互いの判断を妨害する。
そのため、合成されたＭＲ画像を適切に判断することが困難となる。
【００１５】
高い磁場強度で、水と脂肪の画像を区別すること或いはこれら２つの成分のうちの１つを抑制することは、選択励起または非励起アプローチを使用して達成できる。中間レベルもしくは低レベルの磁場強度で、化学シフトの精選に基づくアプローチは、不可能でなくても、非実用的となる。異質性が磁場に存在している場合には、全ての磁場強度で水／脂肪画像分離の困難性が更に悪化する。
【００１６】
「スリーポイント・ディクソン」法として知られる技術の１つのグループは、中間レベルもしくは低レベルの磁場強度での適用に関して興味のある特徴を有している。これらの方法では、Ｂ０磁場の異質性の影響を修正して水／脂肪分離のための十分な情報を得るために、３つの画像が要求される。これらの画像は、“Ｔｈｒｅｅ−Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ Ｔｒｕｅ−Ｗａｔｅｒ／ｆａｔ Ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎｓ ｗｉｔｈＢ０Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｃｏｒｒｅｃｔｅｄ”（ｂｙ Ｇｌｏｖｅｒ ｅｔ ａｌ．，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ １８，３７１−３８３（１９９１））に記載されているように、３つの異なる走査で、スピンエコシーケンスおよび磁場エコーシーケンスを使用して取得できる。また、これらの画像は、“Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｒｕｅ Ｆａｔ ａｎｄＷａｔｅｒ Ｉｍａｇｅｓ ｂｙ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｎｇ ＭａｇｎｅｔｉｃＦｉｅｌｄ Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｉｎ Ｓｉｔｕ”（ｂｙ Ｙｅｎｎｇ ｅｔ ａｌ．，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ １５９，７８３−７８６（１９８６））に記載されているように、２つの走査で、スピンエコシーケンスおよび磁場エコーシーケンスを使用して取得できる。また、これらの画像は、“ＴｒｕｅＷａｔｅｒ ａｎｄ Ｆａｔ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｕｓｅ ｏｆ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ−Ｅｃｈｏ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ”（ｂｙ Ｗｉｌｌｉａｍ ｅｔ ａｉ．，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ １７３，２４９−２５３（１９８９））および“Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｗａｔｅｒ ａｎｄ Ｆａｔ ＭＲ Ｉｍａｇｅｓ ｉｎ ａ Ｓｉｎｇｌｅ Ｓｃａｎ ａｔ ０．３５ Ｔ Ｕｓｉｎｇ Ｓａｎｄｗｉｃｈ Ｅｃｈｏｅｓ”（ｂｙ Ｚｈａｎｇ ｅｔ ａｌ．，ＪＭＲＩ ６，９０９−９１７（１９９６））に記載されているように、１つの走査で、スピンエコシーケンスおよび磁場エコーシーケンスを使用して取得できる。
【００１７】
前記スリーポイント・ディクソン法によれば、水画像情報と脂肪画像情報との間の位相差が３つの画像（すなわち、Ｓ−π，Ｓ０，Ｓπ）間で±π（１８０°）だけ変化するように、３つの画像の取得が制御される。その後、磁場異質の影響を除去するため、および、分離された水画像および脂肪画像を最終的に形成するために、３つの画像からのデータが使用される。この方法では、位相アンラッピング（ｐｈａｓｅ ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）のプロセスを通じて３つの画像のうちの２つからの情報を使用することにより、磁場異質が補償される。
【００１８】
複素数の位相角は−πとπの間でのみ明確となるため、ＭＲＩ信号の位相を明確に決定することはできない。そして、−πまたはπを越えるどのような位相値も−πからπの間の値に収められる。このような状況下において、位相アンラッピングは、主要な位相値の測定を与えられる複素信号の絶対的な位相を決定するプロセスである（２つのそのようなプロセスについては後述する）。
【００１９】
緩和の効果を無視すると、スリー・ディクソン画像を構成するＮＭＲ信号データは、以下の式によって表される。
【００２０】
【数２】
この場合、ＷおよびＦは水信号および脂肪信号を示しており、Ψ０はＳ０内で認められる水と脂肪との間の位相差であり、Φ０は磁場異質や他のシステムソースに起因するＳ０内の位相であり、Фは磁場異質によって引き起こされる連続するエコー間の位相変化である。
【００２２】
磁場異質のための修正を行なうために、以下の関係式に従う位相アンラッピング（ｐｈａｓｅ ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）処理を行なうことによってＳおよびＳから補償角Φが決定される。
【００２３】
【数３】
この場合、ａｒｇ（）は複素数の位相角を示しており、＊は複素共役を示している。
【００２５】
水のみの画像Ｗと脂肪のみの画像Ｆは、その後、以下の２つの関係式にしたがって再構成される。
【００２６】
【数４】
また、水信号と脂肪信号とが１８０°の位相差をもっているただ１つの画像Ｓに依存することも可能である。この場合、水信号と脂肪信号は全く分離されないが、画像ピクセルは、以下の関係式を適用することにより画像ピクセルが水によって支配されているのか又は脂肪によって支配されているのかどうかにしたがって、区分され得る。
【００２８】
【数５】
この場合、Ｉｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌは水が支配的なピクセルを示し、Ｉｆａｔ−ｐｉｘｅｌは脂肪が支配的なピクセルを示している。
【００３０】
ＩＩ． 位相アンラッピング（Ｐｈａｓｅ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）
本発明において実行されるような位相アンラッピングの好ましいアルゴリズムは、多項式関数を使用した静磁場の形成と、リジョン・グローイング（ｒｅｇｉｏｎ−ｇｒｏｗｉｎｇ）による誘導位相アンラピングとを伴っている。
【００３１】
ｉ．多項式の磁場形成（Ｐｏｌｙｎｏｍｉｎａｌ Ｆｉｅｌｄ Ｍｏｄｅｌｉｎｇ）
磁場は以下の多項式関数を使用して形成される。
【００３２】
【数６】
係数ａｎ，ｂｎを求めるために、以下のようにして位相値Φの空間的な偏導関数が計算されて多項式関数に一致される。
【００３４】
【数７】
多項式関数への一致は、以下の式によって決定される重み係数をもった加重最小２乗を使用して行なわれる。
【００３６】
【数８】
この場合、Ｓ（ｘ，ｙ）は同位相の画像内のピクセル値であり、Ｓｍａｘはその画像の最大値である。
【００３８】
ｐｎ，ｑｎを使用して、ａｎ，ｂｎが以下の式によって計算される。
【００３９】
【数９】
ｉｉ．誘導リジョン・グローイングによる位相アンラピング（Ｐｈａｓｅ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ ｂｙ Ｇｕｉｄｅｄ Ｒｅｇｉｏｎ Ｇｒｏｗｉｎｇ）位相画像は、以下のような誘導リジョングローイングアルゴリズムを使用してアンラップされる。
【００４１】
（ａ）アンラッピングのためのサブシード（ｓｕｂｓｅｅｄ）として画像内の１つのピクセルが選択され、測定された位相値は、水脂肪画像の再構成のために使用される最後の位相値に割り当てられる。
【００４２】
【数１０】
（ｂ）サブシードに中心が置かれた６×６領域内の全てのピクセルが十分な信号強度をもつようにサブシードが選択される。位相値をサブシード値と比較することによって、サブシードの４つの直ぐ隣合うピクセルが最初にアンラップされる。差異が所定のしきい値よりも大きい場合には、２πアンラッピングが実行される。
【００４４】
【数１１】
（ｃ）その後、既に決定された５つのピクセルに基づいて、サブシードに中心を置かれた３×３ピクセル領域が形成される。ピクセルと既にアンラップされて直ぐ隣合うピクセルとの間の位相差がしきい値よりも大きくなる度に、２π位相アンラッピングが実行される。
【００４６】
（ｄ）その後、３ピクセルプレジクション（ｔｈｒｅｅ−ｐｉｘｅｌ ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ）を用いて３×３領域が４×４領域へと拡大される。
【００４７】
【数１２】
この場合、Φｐは予測されたピクセルの位相値、Φｆ −ｉ（ｉ＝１，２，３）は既にアンラップされた第１（ｉ＝１）、第２（ｉ＝２）、第３（ｉ＝３）の隣り合うピクセルの位相値、ΔΦ−ｉはプレジクションの方向に沿った既にアンラップされた隣り合うピクセルの位相の空間的な導関数である。
【００４９】
アンラッピングは、ΔΦ＝Φ−Φｐがしきい値よりも大きい場合に実行される。
【００５０】
（ｅ）４×４シード領域から引き続き、４ピクセルプレジクションを用いて４列クロス領域（ｆｏｕｒ ｒｏｗｓ ｃｒｏｓｓ ｒｅｇｉｏｎ）による４つのコラムが形成される。
【００５１】
【数１３】
（ｆ）前記クロスを使用すると、同じ４ピクセルプレジクションアプローチを使用して２方向で画像の４つの四分円がアンラップされる。アンラッピングは、２つの方向がアンラッピングのための同じエクセキューション（ｅｘｅｃｕｔｉｏｎ）を示した場合に実行される。他の状態で、予測された値の平均値が使用される。ピクセル値が強度のしきい値を下回ると、位相値が再び予測された平均値にセットされる。
【００５３】
過去において、低レベルおよび中間レベルの磁場強度での水／脂肪分離は、前述したマルチポイントディクソン法を使用して略完全に達成されている。また、前述したように、シングルスキャン・スリーポイント・ディクソン法（水信号および脂肪信号は、インター・エコー時間ΔＴＥの間にπの位相差をもつようになる）は、１つの励起パルスの後に、連続する３つのＮＭＲエコー信号を取得できる。これにより、走査時間を著しく削減することができる。しかしながら、Ｂ０磁場異質の修正を行なって水／脂肪分離を行なうために使用される位相情報に加え、スリーポイント・ディクソンエコー信号はスピン緩和減衰についての情報を有している。したがって、本発明は、データ取得の後にそのような情報を利用して、調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離画像を提供する。
【００５４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、磁気共鳴イメージング方法において、調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得方法の提供にある。
【００５５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得ＭＲＩ技術である。この技術において、水だけの画像内もしくは脂肪だけの画像内における緩和画像コントラストは、オペレータによる制御下で、水だけの画像もしくは脂肪だけの画像を作成する際に使用されるコントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）のための値を選択することによって、調整可能となる。
【００５６】
本発明では、ＮＭＲの未処理の信号データ（ｒａｗ ｓｉｇｎａｌ ｄａｔａ）を得るために、シングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・イメージングが使用される。基本的に、スリーポイント・ディクソン・イメージングにおいて、スライス選択励起パルスは、３つの別個の傾斜磁場再焦点信号エコーの取得を伴う。加えられるリード・アウト傾斜磁場のタイミングや極性（分極）を制御することによって、各信号エコーが取得される。２つの信号がインター・エコー時間中にこれらの間でπ（１８０°）の角度差をもつように、水信号と脂肪信号との間の化学シフトの差にしたがって、信号エコー（Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３）間の時間（ΔＴＥ）が選択される。
【００５７】
前記未処理データ（ｋ−スペースデータ）を「画像領域」と呼ばれる複素の周波数領域データにフーリエ変換した後、誘導リジョン・グローイング位相アンラッピング技術を使用してＳ１およびＳ３から補償位相を得ることによって、バックグラウンド磁場異質が補償される。次に、信号データからＴ２緩和又はＴ２ ＊緩和の影響が測定される。その後、オペレータによって選択された新しいコントラストＴＥ（ｎｅｗＴＥ）値に基づく緩和測定にしたがって、取得された画像データが修正される。最後に、水信号および脂肪信号が修正された画像データから分離され、緩和コントラストが高められた水のみの画像もしくは脂肪のみの画像が形成される。
【００５８】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながら本発明の実施例について説明する。
良く知られているように、核は特定の周波数で且つ特定の位相において歳差運動を行なう。異なった直交する方向で核に傾斜磁場を加えることにより、歳差運動の周波数および位相を使用して核を空間的に符号化できる。１つの直交する方向において、核のスライスが励起される。そのスライス内においては、１方向で核を空間的に符号化するために選択された核の歳差運動の周波数を使用して、また、１または複数の第２の方向（他方向）で核を空間的に符号化するために選択された核の歳差運動の位相を使用して、残存するスライスの２つのディメンションからＭＲ信号が抽出される。結果として生じるＭＲ信号のこれら複素の周波数と位相とを解析することによって、選択されたスライスの核密度に関する情報が得られる。
【００５９】
図１はＭＲＩシステムを示している。このようなＭＲＩシステムは、大きな分極している磁石構造１０を備えている。この磁石１０は、略均一な均質分極磁場Ｂ０を患者のイメージング領域１１内に形成する。適当な寝台１２、患者１３の人体の所望の部位をイメージング領域１１内に挿入する。磁場勾配コイル１４によって磁場勾配が選択的に形成される。ＲＦコイル１５によってＲＦ核章動パルスがイメージング領域１１内の患者の組織に伝達される。ＭＲ信号を構成するＲＦ応答は、適当なＲＦ検知コイル構造１６によって患者の組織から受け取られる。
【００６０】
ＭＲＩデータを取得するために、ＭＲＩシステムは、プログラムで制御可能なコンピュータ／プロセッサ１９による制御の下、ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ１７，１８によって磁場勾配およびＲＦ章動パルスを形成する。また、プロセッサ１９は、傾斜パルスアンプ２０とＲＦソースアンプ回路２１，２２とを制御する。ＭＲアンプ信号（ＲＦ検知器）回路２２は、シールドされたＭＲＩシステムガントリ内に配置されたＭＲ信号ＲＦコイル１６に適切に接続されている。受けられたＭＲ応答は、デジタイザ２３によってデジタル化されて、プロセッサ１９に送られる。プロセッサ１９は、一般に、画像処理のためのアレー・プロセッサと適当なコンピュータプログラム記憶媒体（図示せず）とを有している。
前記コンピュータプログラム記憶媒体にはプログラムが記憶されており、このプログラムは、ＭＲ信号データを取得して処理する動作を制御するために、また、コントロールターミナル２４のＣＲＴ上に画像を表示するために、選択的に使用される。ＭＲＩシステムにはコントロールターミナル２４が設けられている。このコントロールターミナル２４は、画像シーケンスコントローラ１７，１８にわたってオペレータ制御を及ぼすための適当なキーボードスイッチ等を有している。また、画像は、フィルム上に直接に記録され、あるいは、プリンタ２５によって他の適当な媒体に直接に記録される。
【００６１】
システムコンピュータ／プロセッサ１９を組み合わせると、一般に、オペレータは、ＭＲＩシーケンスおよびデータ処理方法のための選択メニューが与えられる。本発明の実施例において、ＭＲＩシステムのオペレータに利用できるそのような選択メニューの１つは、シングルスキャン・スリーポイント・ディクソンＭＲＩイメージングシーケンスを使用して水／脂肪コンポーネント画像を形成するためのプログラムと、本発明にしたがって選択的に変化可能なコントラストを有する付加的な画像を形成するポストデータ取得方法を実行するためのプログラムである。本発明の記述されたプロセスを実行するためにシステムコンピュータ／画像プロセッサ１９のための適当なコンピュータプログラム又はそのような特定の命令を形成することは、後述する特定のデータ処理方法および本明細書に記載された開示内容全体を考慮すれば、当業者の能力の範囲内であると考えられる。
【００６２】
画像シーケンス
図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、本発明のイメージングシーケンスは、基本的に、スライス選択傾斜磁場パルスＧｓｌｉｃｅの形成に伴うＲＦ核章動（励起）パルス３０と、位相符号化傾斜磁場パルスＧｐｅとから成り、位相符号化傾斜磁場パルスＧｐｅは、適当なタイミングで読み出されるとともに等距離で離間された３つの磁場エコーＳ１，Ｓ２，Ｓ３の取得に関わる３つのリード・アウト傾斜磁場パルスＧｒｅａｄによって伴われる。リード・アウト傾斜磁場パルスＧｒｅａｄのタイミングは水信号と脂肪信号との間の化学シフトの差によって選択され、これにより、インター・エコー時間ΔＴＥの間、２つの信号はこれらの間で角度πをもつようになる。
【００６３】
データ処理方法−変化可能な緩和コントラストを形成するための水／脂肪分離解析
スリーポイント・ディクソンエコー信号は、本質的に、スピン緩和減衰情報を有している。そして、その情報は、調整可能な緩和コントラストの画像を形成するために使用できる。これは、後述するように、スピン−スピン緩和のための信号データを補償する際にオペレータが選択する新しいコントラストＴＥ（ｎｅｗＴＥ）を使用することによって達成される。
【００６４】
Ｔ２，Ｔ２ ＊緩和の影響を考慮に入れると、スリーポイント・ディクソン信号は、以下の式（１）を満たす水信号および脂肪信号として表わすことができる。
【００６５】
【数１４】
この場合、
【数１５】
この場合、Ｗ０およびＦ０は平衡状態における水信号および脂肪信号、ΨおよびΦ０はそれぞれ、水と脂肪との間の位相差およびＳ２の中心における異質位相であり、Фはインター・エコー時間中に引き起こされる異質位相である。
【００６８】
スピン−スピン緩和遅れ時間Ｔ２および見かけの緩和時間Ｔ２ ・はＮＭＲ信号エコーから算出可能である。この場合、ＮＭＲ信号エコーは、以下の式８からスピンエコーを形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・イメージングシーケンスによって得られる。
【００６９】
【数１６】
また、ＮＭＲ信号エコーは、以下の式（９）から磁場エコーを形成するための同様のイメージングシーケンスによって得られる。
【００７１】
【数１７】
スリーポイント・ディクソン信号は、その後、ＭＲＩシステムのオペレータによって選択可能な異なる新しいエコー時間ｎｅｗＴＥに一致するように、その大きさが修正される。信号の大きさの修正は、以下の式にしたがって、コンピュータ画像プロセッサにより実行される。
【００７３】
【数１８】
この場合、Ｓ´ｍは大きさが修正された信号データであり、また、ｎｅｗＴＥは、オペレータによって選択されたコントラストエコー時間値であり、ＮＭＲ信号が本が本来得られるＴＥとは異なる。
【００７５】
前述した方法でＢ０磁場異質のための修正を行なって水信号と脂肪信号とを分離するために、大きさが修正された画像はその後さらに処理される。
【００７６】
画像コントラストの変更の一例
図４および図５に示されるように、人間のスリーポイント・ディクソン画像は、０．３５テスラで操作されるＴｏｓｈｉｂａ ＯＰＡＲＴＴＭ ＭＲＩシステムを使用することによって得られる。オペレータによって選択された異なるコントラストエコー時間値ｎｅｗＴＥにより緩和減衰のための修正が後に行われる画像を形成するために、ｋ−スペースデータが最初にフーリエ変換される。前述したようにＢ０磁場異質のための修正を行なって水信号と脂肪信号とを分離するために、大きさが修正された画像は更に処理される。
【００７７】
図４（ａ）〜図４（ｄ）は、スリーポイント・ディクソンデータを処理することによって得られる人間の膝の水のみのスピンエコー画像を示している。図４（ｂ）に示されるスピンエコー画像はＴＥ＝３６ｍｓで得られ、図４（ａ）に示されるスピンエコー画像はオペレータによって選択される異なるｎｅｗＴＥ値＝２０ｍｓで得られ、図４（ｃ）に示されるスピンエコー画像はｎｅｗＴＥ＝６０ｍｓで得られ、図４Ｄに示されるスピンエコー画像はｎｅｗＴＥ＝８０ｍｓで得られる。同様に、図５（ａ）〜図５（ｄ）は、人間の胸の水のみの磁場エコー画像を示している。図５（ａ）に示される磁場エコー画像はＴＥ＝２０ｍｓで得られ、図５（ｂ）はオペレータによって選択される異なるｎｅｗＴＥ値＝３６ｍｓを使用して本発明にしたがって処理された磁場エコー画像であり、図５（ｃ）はｎｅｗＴＥ＝６０ｍｓで処理された磁場エコー画像であり、図５（ｄ）はｎｅｗＴＥ＝８０ｍｓで処理された磁場エコー画像である。図から明らかなように、ｎｅｗＴＥを慎重に選択すれば、結果として生じる画像内で得られるコントラストが決定されるとともに、所望の様々なコントラストを有する画像を形成することができる。
【００７８】
本発明は現在最も実用的で好ましいとされている実施例を挙げて説明されているが、本発明は、開示された実施例に限定されず、また逆に、更なる解析を必要とすることなく本発明の要旨を明らかにするように意図されている。したがって、現在の知識をもってすれば、他人は、本発明の要旨を逸脱することなく様々な適用をもって本発明に改良を容易に加えることができるとともに、従来技術の観点で技術に即座に寄与できる包括的且つ特別な見地から必須の特徴的構成を形作ることもできる。そして、そのような改良は添付された請求の範囲と等価な範囲内に含まれる。
【００７９】
【発明の効果】
本発明によれば、調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するためのポストデータ取得方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩシステムの一例を示す概略図である。
【図２】磁場エコーＭＲＩ応答を形成するためのＭＲＩパルスシーケンスの一例を示すＲＦ傾斜磁場波長タイミング図である。
【図３】（ａ）はスピンエコーを形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・シーケンスの一例を示すＲＦ傾斜磁場波長タイミング図であり、（ｂ）はスピンエコーを形成するためのシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・シーケンスの一例を示すＲＦ傾斜磁場波長タイミング図である。
【図４】本発明にしたがってオペレータにより選択された様々なコントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）を有するスリーポイント・ディクソン画像から処理された人間の膝の水のみのスピンエコー画像に関する中間調画像を示す図である。
【図５】本発明にしたがってオペレータにより選択された様々なコントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）を有するスリーポイント・ディクソン画像から処理された人間の胸の水のみの磁場エコー画像に関する中間調画像を示す図である。
【符号の説明】
１０…磁石構造、
１１…イメージング領域、
１２…寝台、
１３…患者、
１４…磁場勾配コイル、
１５…ＲＦコイル、
１６…ＲＦ検知コイル構造、
１７…ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ、
１８…ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ、
１９…コンピュータ／プロセッサ、
２０…傾斜パルスアンプ、
２１…ＲＦソースアンプ回路、
２２…ＲＦソースアンプ回路、
２３…デジタイザ、
２４…コントロールターミナル。
Claims (7)
- ＭＲＩ装置から得られる水のみのＭＲ画像もしくは脂肪のみのＭＲ画像内の画像コントラストを変化させる方法において、
ａ）特定の予め決められた応答信号エコー時間（ＴＥ）を有するシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・イメージングシーケンスを使用してＲＦ再収束スピンエコー信号Ｓm としての３つのエコー信号Ｓ1,Ｓ2,Ｓ3を順番に収集し、エコー信号Ｓ1,Ｓ3は時間軸上でエコー信号Ｓ2に関して対称に配置され、エコー信号Ｓ1,Ｓ3の絶対値を用いてスピンスピン緩和時定数Ｔ2又は見かけ上のスピンスピン緩和時定数Ｔ2 ＊ を計算し、
ｂ）前記ステップａ）で取得されたエコー信号Ｓm から、振幅補正されたエコー信号Ｓ′m を計算し、前記スリーポイント・ディクソン・シーケンスによる各エコー信号は次式で与えられ、
ｃ）前記ステップｂ）で計算された振幅補正されたエコー信号を、静磁場不均一補正を有するスリーポイント・ディクソン・水脂肪分離技術を用いてさらに処理し、
前記ｎｅｗＴＥは、水のみのＭＲ画像もしくは脂肪のみのＭＲ画像の画像コントラストの変化に影響することを特徴とする調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するための磁気共鳴イメージング方法。 - 前記コントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）はオペレータによって選択可能であることを特徴とする請求項１に記載の方法。
- 前記イメージングシーケンスの読み出し用傾斜磁場パルスのタイミングは、水信号と脂肪信号とがインター・エコー時間（ΔＴＥ）中にπの角度をなすように、前記水信号と脂肪信号との間の化学シフトの差にしたがって選択されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
- 前記エコー時間ＴＥが１０〜１００ｍｓの範囲にあるシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・イメージングシーケンスがＮＭＲ画像データを取得するために使用されることを特徴とする請求項２に記載の方法。
- ＭＲＩシステム上でＮＭＲイメージングシーケンスから水または脂肪のいずれかの核種画像データを生成する装置において、前記装置は記憶メモリとＩ／Ｏデバイスとを有するコンピュータを有し、前記メモリはスリーポイント・ディクソンＮＭＲ信号解析を実行して緩和減衰を補正するためのルールを記憶し、前記コンピュータは、
特定の予め決められたＮＭＲ応答信号のエコー時間（ＴＥ）を有するシングルスキャン・スリーポイント・ディクソン・イメージングシーケンスを使用してＲＦ再収束スピンエコー信号Ｓm としての３つのエコー信号Ｓ1,Ｓ2,Ｓ3を順番に収集し、エコー信号Ｓ1,Ｓ3は時間軸上でエコー信号Ｓ2に関して対称に配置され、エコー信号Ｓ1,Ｓ3の絶対値を用いてスピンスピン緩和時定数Ｔ2又は見かけ上のスピンスピン緩和時定数Ｔ2 ＊ を計算し、
エコー信号Ｓm から、振幅補正されたエコー信号Ｓ′m を計算し、前記スリーポイント・ディクソン・シーケンスによる各エコー信号は次式で与えられ、
前記振幅補正されたエコー信号データを、静磁場不均一補正を有するスリーポイント・ディクソン・水脂肪分離技術を用いてさらに処理し、
前記ｎｅｗＴＥは、水のみのＭＲ画像もしくは脂肪のみのＭＲ画像の画像コントラストの変化に影響することを特徴とする調整可能な緩和コントラストを有する水／脂肪分離ＭＲ画像を形成するようにプログラムされていることを特徴とする装置。 - 前記コントラストエコー時間（ｎｅｗＴＥ）はオペレータによって選択可能であることを特徴とする請求項５に記載の装置。
- 前記イメージングシーケンスの詠み出し用傾斜磁場パルスのタイミングは、水信号と脂肪信号とがインター・エコー時間（ΔＴＥ）中にπの角度をなすように、前記水信号と脂肪信号との間の化学シフトの差にしたがって選択されることを特徴とする請求項５に記載の装置。
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