JP2000300539A - 磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【課題】本発明の目的は、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。 【解決手段】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方法でオペレータの制御下で水の
み又は脂肪のみの画像内のコントラストが調整可能とな
る。最初に画像データは特定のＭＲ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シ
ーケンスにより取得される。水と脂肪の信号がインター
エコー時間ΔＴＥ中にこれらの間でπの角度をなすよう
に水と脂肪の間の化学シフトの差に従ってＭＲＩスキャ
ンシーケンス時のリードアウト傾斜磁場パルスタイミン
グが選択される。その後コントラストが変化可能な水／
脂肪分離画像は緩和のための修正時にオペレータ選択に
よる異なるコントラストエコー時間ｎｅｗＴＥの値を使
用して取得された画像データの再処理で形成される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、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（ｒｅｌａ
ｘａｔｉｏｎ 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（ＮＭ
Ｒ）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Ｈ_０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ＮＭ
Ｒ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ＮＭ
Ｒ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（ＦＩ
Ｄ）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（ｍａｇｎｅ
ｔｉｃ ｇｒａｄｉｅｎｔ−ｒｅｆｏｃｕｓｅｄ ｆｉ
ｅｌｄ 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Ｇ_{ｓｌｉｃｅ}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 ｐｕｌ
ｓｅ）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Ｇ_ｐｅおよびＧ_{ｓｌｉｃｅ}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Ｇ_ｒｏがＧ_ｐｅ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Ｇ_ｒｏ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Ｂ_０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Ｂ_０磁
場と平行な成分として規定され、横成分はＢ_０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Ｂ_０磁場と一直線になる平衡
状態の大きさＭ_０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Ｔ_１，Ｔ_２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（Ｔ_２）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
Ｔ_２ ^＊は、スピン−スピン緩和およびＢ_０磁場異質（Ｂ
_０ 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Ｂ_０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ω_０が磁場Ｂ_０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Ｂ_０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、Ｂ_０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、“Ｔ
ｈｒｅｅ−Ｐｏｉｎｔ Ｄｉｘｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕ
ｅ ｆｏｒ Ｔｒｕｅ−Ｗａｔｅｒ／ｆａｔ Ｄｅｃｏ
ｍｐｏｓｉｔｉｏｎｓ ｗｉｔｈＢ_０Ｉｎｈｏｍｏｇｅ
ｎｅｉｔｙ Ｃｏｒｒｅｃｔｅｄ”（ｂｙ Ｇｌｏｖｅ
ｒ ｅｔ ａｌ．，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎ
ｃｅ 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 ａ
ｎｄＷａｔｅｒ Ｉｍａｇｅｓ ｂｙ Ｃｏｒｒｅｃｔ
ｉｎｇ ＭａｇｎｅｔｉｃＦｉｅｌｄ Ｉｎｈｏｍｏｇ
ｅｎｅｉｔｙ 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 Ｉｍａ
ｇｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｕｓｅ ｏｆ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ
−Ｅｃｈｏ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ”（ｂｙ Ｗｉｌ
ｌｉａｍ ｅｔ ａｉ．，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ １７
３，２４９−２５３（１９８９））および“Ｓｅｐａｒ
ａｔｉｏｎ ｏｆ Ｗａｔｅｒ ａｎｄ Ｆａｔ ＭＲ
Ｉｍａｇｅｓ ｉｎ ａ Ｓｉｎｇｌｅ Ｓｃａｎ
ａｔ ０．３５ ＴＵｓｉｎｇ Ｓａｎｄｗｉｃｈ Ｅ
ｃｈｏｅｓ”（ｂｙ Ｚｈａｎｇ ｅｔ ａｌ．，ＪＭ
ＲＩ 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，Ｓ_０，Ｓ_π）間で±π（１８
０°）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 ｕｎｗｒ
ａｐｐｉｎｇ）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、Ψ_０はＳ_０内で認められる水と脂肪
との間の位相差であり、Φ_０は磁場異質や他のシステム
ソースに起因するＳ_０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 ｕ
ｎｗｒａｐｐｉｎｇ）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、Ｉ_{ｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌ}は水
が支配的なピクセルを示し、Ｉ_{ｆａ ｔ−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−ｇ
ｒｏｗｉｎｇ）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（Ｐｏｌｙｎｏｍｉ
ｎａｌ 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ａ_ｎ，ｂ_ｎ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、Ｓ_ｍａｘはその画像の最大値であ
る。

【００３８】ｐ_ｎ，ｑ_ｎを使用して、ａ_ｎ，ｂ_ｎ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（ＰｈａｓｅＵｎｗｒａｐｐｉｎｇ
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、Φ_ｐは予測されたピクセルの位
相値、Φ_ｆ ^−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−Φ_ｐ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（ｆｏ
ｕｒ 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ＮＭ
Ｒ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、Ｂ_０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（Ｓ_１，Ｓ_２，Ｓ_３）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Ｓ_１およびＳ_３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Ｔ_２緩和又はＴ_２ ^＊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Ｂ_０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Ｍ
Ｒ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Ｍ
ＲＩ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Ｇ_{ｓｌｉｃｅ}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Ｇ_ｐｅとから成
り、位相符号化傾斜磁場パルスＧ_ｐｅ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Ｓ_１，Ｓ_２，Ｓ_３の取得に関わる３つのリー
ド・アウト傾斜磁場パルスＧ_ｒｅａｄによって伴われ
る。リード・アウト傾斜磁場パルスＧ_ｒｅａｄ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】Ｔ_２，Ｔ_２ ^＊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、Ｗ^０およびＦ^０は平衡状態にお
ける水信号および脂肪信号、ΨおよびΦ_０はそれぞれ、
水と脂肪との間の位相差およびＳ_２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Ｔ_２および見
かけの緩和時間Ｔ_２ ^・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、ＮＭ
Ｒ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Ｂ_０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Ｔ
ｏｓｈｉｂａ ＯＰＡＲＴ^ＴＭ 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Ｂ_０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＝２０
ｍｓ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＝３
６ｍｓ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ｎｅｗ
ＴＥ＝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)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 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ＮＭＲ画像デー
   タを取得し、 ｂ）ＮＭＲ画像データの取得時に当初使用されるエコー
   時間（ＴＥ）の値とは異なるコントラストエコー時間
   （ｎｅｗＴＥ）の値を使用して、緩和減衰のため、ステ
   ップ（ａ）で取得されたＮＭＲ画像データを修正する、 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。
2. 【請求項２】 前記コントラストエコー時間（ｎｅｗＴ
   Ｅ）の異なる値が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。
3. 【請求項３】 前記水信号と脂肪信号とがインター・エ
   コー時間（ΔＴＥ）中にこれらの間でπの角度をなすよ
   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、前記イメージングシーケンス時の傾斜磁場パル
   スが選択されることを特徴とする請求項１に記載の方
   法。
4. 【請求項４】 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。
5. 【請求項５】 ＭＲＩシステム水または脂肪のいずれか
   の核種端数データを発達させるための装置において、前
   記装置は記憶装置とＩ／Ｏ装置とを有するコンピュータ
   を備え、前記記憶装置はスリーポイント・ディクソンＮ
   ＭＲ信号解析を行なって緩和減衰のための修正を行なう
   命令をその中に記憶し、 前記コンピュータは、 特定の予め決められたＮＭＲ応答信号エコー時間（Ｔ
   Ｅ）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からＮＭＲ信号データ
   を取得し、 前記ＮＭＲ応答信号エコー時間とは異なるコントラスト
   エコー時間ｎｅｗＴＥの値を使用して緩和減衰のための
   修正を行なうためにＮＭＲ画像データを処理する、 ようにプログラムされていることを特徴とする装置。
6. 【請求項６】 前記コントラストエコー時間（ｎｅｗＴ
   Ｅ）の異なる値が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。
7. 【請求項７】 前記水信号と脂肪信号とがインター・エ
   コー時間（ΔＴＥ）中にこれらの間でπの角度をなすよ
   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、前記イメージングシーケンス時のリードアウト
   傾斜磁場パルスのタイミングが選択されることを特徴と
   する請求項５に記載の装置。