JP2010172356A

JP2010172356A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP2010172356A
Application number: JP2009015130A
Authority: JP
Inventors: Kenji Takiguchi; 賢治滝口
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2009-01-27
Filing date: 2009-01-27
Publication date: 2010-08-12
Anticipated expiration: 2029-01-27
Also published as: JP5308843B2

Abstract

【課題】水信号と脂肪信号とのスペクトルの重複に影響されず、微細な構造部分まで水信号と脂肪信号との化学シフトアーチファクトを除去した良好な画像を得る。
【解決手段】複数のサブコイル各々で得たエコー信号から再構成した各画像における同位置の画素の信号強度と、各サブコイルの周波数エンコード方向の感度分布から得た当該画素の相対感度と、水と脂肪との共鳴周波数の差から算出した距離だけ周波数エンコード方向に離れた位置の相対感度とを用い、演算により水・脂肪分離画像を得る。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を検出し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）技術に関する。特に、水信号と脂肪信号とを分離した水・脂肪分離画像を得る技術に関する。

ＭＲＩ装置では、被検体組織に含まれるプロトン（^１Ｈ）の角スピンをその共鳴周波数と同じ周波数の高周波（ＲＦ）磁場で励起し、発生するＮＭＲ信号を計測する。プロトンは、生体組織の水に含まれるのみならず、脂肪にも多く含まれる。従って、ＭＲＩ装置では、生体組織に含まれる脂肪と水とからの信号が画像化される。ところが、水と脂肪とはその共鳴周波数が異なる（化学シフト）。このため、水と脂肪とが混在する領域を撮影すると、化学シフトによる周波数成分の違いが周波数エンコード方向の位置の変化として現れ、いわゆる化学シフトアーチファクトが発生し、診断の妨げとなる。

これを避けるため、水信号および脂肪信号のいずれか一方を選択的に抑制するプリパルスを印加し、いずれかの信号のみから画像を再構成する手法がある（例えば、特許文献１参照）。また、ＴＥの異なる画像を複数枚取得し、水信号と脂肪信号との位相差を利用し、演算により水・脂肪分離画像を得る方法（ＤＩＸＯＮ法）がある（例えば、非特許文献１参照）。

また、受信コイルを複数のチャンネル（サブコイル）によって構成し、各々のサブコイルの感度分布を画像再構成時に用いるものがある（例えば、非特許文献２参照）。非特許文献２では、感度分布を折り返しアーチファクトを除去するために用いる。

米国特許第４６８０５４６号明細書

Ｗ．ＴｈｏｍａｓＤｉｘｏｎ．ＳｉｍｐｌｅＰｒｏｔｏｎＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃＩｍａｇｉｎｇ．Ｒａｉｏｌｏｇｙ１５３；１８９−１９４（１９８４）ＫｌａｓｓＰ．Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ，ＭａｒｋｕｓＷｅｉｇｅｒ，ＭａｒｋｕｓＢ．Ｓｃｈｅｉｄｅｇｇｅｒ，ａｎｄＰｅｔｅｒＢｏｅｓｉｇｅｒ．ＳＥＮＳＥＳｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙＥｎｃｏｄｉｎｇｆｏｒＦａｓｔＭＲＩ．ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ４２：９５２−９６２（１９９９）

しかし、プリパルスにより脂肪信号（または水信号）を抑制する手法では、水信号と脂肪信号とのスペクトルは一部重複しているため、他方も同時に抑制される。従って、精度のよい画像を得ることができない。また、水信号と脂肪信号との位相差を利用するＤＩＸＯＮ法では、静磁場不均一の影響を受けやすく、信号強度が低い微細な構造部分の信号は分離できない。このため、最も化学シフトによるアーチファクトの影響を受けやすい微細な構造部分について、両信号が良好に分離された画像を得ることができない。このように、水信号と脂肪信号とが混在する領域を撮像する場合、化学シフトアーチファクトを効果的に防ぐことができない。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、水信号と脂肪信号との化学シフトアーチファクトを除去した良好な画像を得る技術を提供することを目的とする。

本発明は、複数のサブコイル各々で得たエコー信号から再構成した各画像における同位置の画素の信号強度と、各サブコイルの周波数エンコード方向の感度分布とを用い、演算により水・脂肪分離画像を得る。

具体的には、均一な磁場空間を生成する静磁場生成手段と、ｘ、ｙ、ｚの３軸方向に沿って磁場強度が線形に変化する傾斜磁場を生成する傾斜磁場生成手段と、被検体内の原子核スピンに磁気共鳴を誘起する高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、前記原子核スピンから放出されるエコー信号を検出する受信手段と、前記受信手段で検出したエコー信号を用いて画像を再構成する信号処理手段と、前記傾斜磁場生成手段、前記高周波磁場送信手段、および前記受信手段の動作を制御する動作制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記受信手段は、複数のサブコイルを備え、前記検出したエコー信号をサブコイル毎に異なるｋ空間に配置し、前記サブコイルは、少なくとも２つが周波数エンコード傾斜磁場印加方向にそれぞれ単調に異なる感度分布を示す位置に配置され、前記信号処理手段は、前記ｋ空間毎に画像を再構成する画像再構成手段と、前記再構成した各画像と、前記２つのサブコイルの周波数エンコード方向の感度分布とを用い、水・脂肪分離画像を得る画像分離手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

本発明によれば、水信号と脂肪信号との化学シフトアーチファクトを除去した良好な画像を得ることができる。

本発明の実施形態のＭＲＩ装置の機器構成および機能ブロック図である。本発明の実施形態で用いられるパルスシーケンスの一例を示す図である。（ａ）は、一般のエコー信号のｋ空間への配置例を示す図である。（ｂ）は、パラレルイメージングにおけるエコー信号のｋ空間への配置例を示す図である。（ａ）はサブコイルの配置と画像の折り返しを説明するための図であり、（ｂ）は、各サブコイルのｙ軸方向の感度分布である。（ａ）は、本発明の実施形態の各サブコイルと被検体の配置および脂肪信号の移動を説明するための図であり、（ｂ）は、本発明の実施形態の各サブコイルのｘ軸方向の感度分布である。（ａ）〜（ｆ）は、本発明の実施形態の水・脂肪分離手法を説明するための図である。本発明の実施形態の画像分離処理の処理フローである。

以下、本発明を適用する実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置）について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の機器構成および機能ブロック図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、均一な磁場空間を発生する超伝導コイルからなる静磁場発生コイル１と、傾斜磁場発生系を構成するｘ、ｙ、ｚの３軸方向に沿って磁場強度が線形に変化する傾斜磁場を発生する３組の傾斜磁場発生コイル２および傾斜磁場電源５と、送信系を構成する被検体１０の磁気共鳴を誘起する高周波磁場発生コイル３および高周波磁場電源６と、受信系を構成する被検体１０から発生する核磁気共鳴信号（エコー信号）を受信する受信コイル４および受信コイル４で受信した信号を検出する信号検出部８と、被検体１０を静磁場発生コイル１内に搬送する寝台７と、シーケンサ９と、制御装置１１と、ユーザインタフェースとして制御装置１１に接続される表示装置１２と、操作装置１３と、を備える。

また、本実施形態の受信コイル４は、少なくとも２つのサブコイル４１を備えた多チャンネル型受信コイルにより構成される。サブコイル４１それぞれに、信号検出部８として増幅器、直交位相検波器、Ａ／Ｄ変換器が接続される。各サブコイル４１で収集されたデータは、シーケンサ９を介して制御装置１１に送られ、それぞれ処理される。

シーケンサ９は、制御装置１１からの指示を受け、予め記憶するパルスシーケンスに従って、傾斜磁場電源５、高周波磁場電源６および信号検出部８の動作を制御する。パルスシーケンスには、これらの各部を動作させるために必要な情報、たとえば、傾斜磁場および高周波磁場の印加強度、印加時間、印加タイミング、エコー信号検出タイミング等が含まれる。

制御装置１１は、シーケンサ９に制御指示を与える動作制御部１１０と、信号検出部８が検出したエコー信号を処理して画像を再構成する信号処理部１２０とを備え、ＭＲＩ装置１００全体の動作を制御する。制御装置１１は、ＣＰＵとメモリと記憶装置とを備え、ＣＰＵが記憶装置に格納されているプログラムをメモリにロードして実行することにより、動作制御部１１０と信号処理部１２０とを実現する。

次に、本実施形態の動作制御部１１０が、シーケンサ９に実行させるパルスシーケンスの一例を説明する。図２は、本実施形態で用いられるパルスシーケンス２０１である。なお、本実施形態では、以下のパルスシーケンスで選択励起される平面をｘｙ平面とし、それに直交する方向をｚ方向とする。また、図２のＲＦ、Ｇｚ、Ｇｘ，Ｇｙ、ｅｃｈｏは、それぞれ、高周波磁場パルス、ｚ方向の傾斜磁場、ｘ軸方向の傾斜磁場、ｙ軸方向の傾斜磁場の印加およびエコー信号収集のタイミングチャートである。

本図に示すように、まず、高周波磁場２１を印加するとともにｚ方向の傾斜磁場２２を印加し、スライス選択傾斜磁場２２により特定される領域（ｘｙ平面）を選択励起する。次に、ｙ軸方向に位相エンコード傾斜磁場２３を印加する。そして、ｘ軸方向に読み出し傾斜磁場（周波数エンコード傾斜磁場）２４を印加しながら、高周波磁場２１の印加からＴＥ時間後にエコー信号２５をサンプリングする。動作制御部１１０は、このパルスシーケンス２０１を、ＴＲ時間間隔で画像再構成に必要な数の信号を収集するまで、位相エンコード傾斜磁場２３の印加量を変化させながら繰り返す。

信号処理部１２０は、サンプリングしたエコー信号２５をｋ空間に配置し、画像を再構成する。図３（ａ）は、エコー信号２５のｋ空間への配置例を示す図である。本図に示すように、ｋ空間において、周波数エンコード傾斜磁場２４の時間積分値はｋｘ方向に沿って変化するため、パルスシーケンス２０１を１回実行するごとに軌跡３１が得られる。また、位相エンコード傾斜磁場２３の時間積分値はｋｙ方向に沿って変化する。１回目の実行で、軌跡３１を得たとすると、位相エンコード傾斜磁場２３の印加量を変えてパルスシーケンス２０１を繰返すごとに、ｋｙ方向にステップした軌跡３１ａ、３１ｂ、３１ｃ、３１ｄ、３１ｅが順に得られる。

ここで、従来の複数のサブコイルからなる受信コイルを用いた、パラレルイメージングの手法について説明する。図３（ｂ）および図４は、パラレルイメージングの手法を説明するための図である。図３（ｂ）は、パラレルイメージングにおけるｋ空間のサンプリング軌跡（エコー信号のｋ空間への配置例）で、図４（ａ）はサブコイルの配置と画像の折り返しを説明するための図である。なお、ここでは、受信コイルは、２つのサブコイル５１ａ、５２ｂから構成されるものとする。また、各サブコイル５１ａ、５２ｂは、被検体１０（の撮影領域５０）を挟んで位相エンコード傾斜磁場２３の印加方向であるｙ軸方向に所定の間隔を空けて配置される。また、図４（ｂ）は、各サブコイル５１ａおよび５１ｂのｙ軸方向の感度分布５０１ａおよび５０１ｂである。

通常、図３（ａ）に示すように走査するｋ空間を、パラレルイメージングでは、図３（ｂ）に示すように位相エンコード方向に間引いて走査する。従って、サンプリング数が低減し、撮影時間を短縮することができる。しかし、ｋ空間を間引いてサンプリングすると、撮影視野が狭くなる。このため、図４（ａ）に示すように、再構成した画像に折り返しが発生する。そして、撮影対象領域５４が画像の部分５５に折り返される。パラレルイメージングでは、この画像の重なりを、サブコイル５１ａおよび５１ｂの感度分布を用いて分離する。

例えば、サンプリングを半分に間引いた（サンプリング間隔を倍にした）場合、元のｙ方向の撮影視野をＬとすると、撮影視野Ｌ’はＬ/２となる。また、折り返しによる画素の移動量δはＬ/２である。例えば、視野外の座標（Ｘ、ｙ２）の位置から発生した信号は、画像上では座標（Ｘ、ｙ１）の画素に表示される。座標（Ｘ、ｙ１）の画素５６に着目すると、画素５６の信号は、座標（Ｘ、ｙ２）の位置（画素５７に対応する位置）からの信号Ｉ２と座標（Ｘ、ｙ１）の位置（画素５６に対応する位置）からの信号Ｉ１とが足しあわされたものである。サブコイル５１ａで検出したエコー信号２５から再構成された画像における画素５６の信号強度Ｉｃ１と、サブコイル５１ｂで検出した検出したエコー信号２５から再構成された画像における同位置の画素５６の信号強度Ｉｃ２とは、以下の式（１）で表される。
Ｉｃ１＝Ｉ２×Ｃ１ｙ２＋Ｉ１×Ｃ１ｙ１
Ｉｃ２＝Ｉ２×Ｃ２ｙ２＋Ｉ１×Ｃ２ｙ１（１）

ここで、Ｃ１ｙ１、Ｃ１ｙ２は、それぞれ、サブコイル５１ａの、ｙ軸方向の位置ｙ１およびｙ２における相対感度であり、Ｃ２ｙ１、Ｃ２ｙ２は、それぞれサブコイル５１ｂの、ｙ軸方向の位置ｙ１およびｙ２における相対感度である。なお、相対感度は、ｙ軸方向の基準となる位置の感度に対する感度の大きさの比率で、サブコイル５１ａの相対感度Ｃ１ｙ１、Ｃ１ｙ２、および、サブコイル５１ｂの相対感度Ｃ２ｙ１、Ｃ２ｙ２は、それぞれ、図４（ｂ）に示すサブコイル５１ａおよびサブコイル５１ｂの感度分布５０１ａおよび５０１ｂから得られる。従って、各サブコイルの感度分布と式（１）とから、位置ｙ２からの信号Ｉ２と位置ｙ１からの信号Ｉ１とを求めることができる。このようにして、パラレルイメージングでは、複数のサブコイルの感度分布を用い、画素５６の信号と画素５７の信号とを分離する。

本実施形態では、上記手法を、水信号と脂肪信号との分離に適用する。以下、その原理を説明する。本実施形態では、水信号と脂肪信号とを分離するため、受信コイル４は、少なくとも２つのサブコイル４１（以下、４１ａおよび４１ｂとする。）を備える。図５は、本実施形態の信号分離手法を説明するための図であり、（ａ）は、サブコイル４１ａ、サブコイル４１ｂ、被検体１０の撮影領域４０の配置および脂肪信号の移動を説明するための図であり、（ｂ）は、各サブコイル４１ａよび４１ｂのｘ軸方向の感度分布４０１ａおよび４０１ｂである。

本図に示すように、本実施形態では、２つのサブコイル４１ａおよび４１ｂは、周波数エンコード傾斜磁場２４印加方向（ｘ軸方向）に被検体１０を挟んで対向する位置に配置される。なお、サブコイル４１ａおよび４１ｂの配置はこれに限られない。脂肪信号は水信号の位置から周波数エンコード傾斜磁場２４印加方向（ｘ軸方向）に変位して認識されるため、各サブコイル４１ａおよび４１ｂに関し、エコー信号検出範囲でｘ軸方向に感度分布が単調に変化し、また、両サブコイル４１ａおよび４１ｂがｘ軸方向に関して異なる感度分布を示す位置に配置されていればよい。

本実施形態では、上記パラレルイメージングとは異なり、ｋ空間を間引くことなく走査する。従って、撮影視野が狭くなることはなく、それによる折り返しも発生しない。上記パルスシーケンス２０１を実行することにより、被検体１０の撮影領域４０と、当該撮影領域４０内の脂肪がある領域４２は、高周波磁場２１により励起される。脂肪プロトンは水プロトンよりも歳差運動の周波数が３．５ｐｐｍ程高い。従って、水の共鳴周波数ｆｗ（Ｈｚ）と脂肪の共鳴周波数ｆｓ（Ｈｚ）との差Δｆ（Ｈｚ）は、ｆｗを用いて以下の式（２）で表される。
Δｆ＝（３．５／１．０００．０００）×ｆｗ（２）
共鳴周波数の差Δｆは、画像上で水信号と脂肪信号とを引き離す。周波数エンコード傾斜磁場２４の強度をＢＷ（Ｈｚ）とし、撮影視野をＬ（ｃｍ）とすると、画像上での水信号と脂肪信号との距離δ（ｃｍ）は、以下の式（３）で表される。
δ＝Δｆ×（Ｌ／ＢＷ）（３）

従って、水と脂肪との共鳴周波数の差により、領域４２にある脂肪は、画像上ではδ分ｘ軸方向に移動し、領域４３に表示される。すなわち、領域４２内の座標（ｘ１、Ｙ）の位置（画素４２ｐ）の脂肪信号は、δ分ｘ軸方向に変位した座標（ｘ２、Ｙ）（ここで、ｘ２＝ｘ１＋δ）の位置の画素４３ｐに表示される。

ここで座標（ｘ２、Ｙ）の画素４３ｐに着目すると、画素４３ｐの信号は、座標（ｘ２、Ｙ）の位置の水信号Ｉｗと座標（ｘ１、Ｙ）の位置の脂肪信号Ｉｆとが足しあわされたものである、サブコイル４１ａで検出したエコー信号２５から再構成された画像における同位置（座標（ｘ２、Ｙ））の画素４３ｐａ（不図示）の信号強度Ｉｓ１と、サブコイル４１ｂで検出したエコー信号２５から再構成された画像における同位置の画素４３ｐｂ（座標（ｘ２、Ｙ）：不図示）の信号強度Ｉｓ２とは、サブコイル４１ａの、ｘ軸方向の位置ｘ１およびｘ２における相対感度をそれぞれＳ１ｘ１、Ｓ１ｘ２、サブコイル４１ｂの、ｘ軸方向の位置ｘ１およびｘ２における相対感度をそれぞれＳ２ｘ１、Ｓ２ｘ２とすると、以下の式（４）で表される。
Ｉｓ１＝Ｉｗ×Ｓ１ｘ２＋Ｉｆ×Ｓ１ｘ１
Ｉｓ２＝Ｉｗ×Ｓ２ｘ２＋Ｉｆ×Ｓ２ｘ１（４）

サブコイル４１ａの相対感度Ｓ１ｘ１、Ｓ１ｘ２、および、サブコイル４１ｂの相対感度Ｓ２ｘ１、Ｓ２ｘ２は、それぞれ、図５（ｂ）に示すサブコイル４１ａおよび４１ｂの感度分布４０１ａおよび４０１ｂから得られる。従って、各サブコイルの感度分布と式（４）とから、位置ｘ２からの水信号Ｉｗと位置ｘ１からの水信号Ｉｆとを以下の式（５）のように求めることができる。
Ｉｗ＝（Ｉｓ１×Ｓ１ｘ１−Ｉｓ２×Ｓ２ｘ１）
／（Ｓ１ｘ２×Ｓ１ｘ１−Ｓ２ｘ２×Ｓ２ｘ１）
Ｉｆ＝（Ｉｓ１×Ｓ２ｘ２−Ｉｓ２×Ｓ１ｘ２）
／（Ｓ１ｘ１×Ｓ２ｘ２−Ｓ２ｘ１×Ｓ１ｘ２）（５）

このように、得られた画像において、画素４３ｐの水信号と画素４３ｐの脂肪信号とを分離することができる。なお、脂肪信号が含まれない領域の画素４４ｐ（ｘ軸方向の位置をｘ２とする。）においても、式（４）および式（５）は適用できる。

本実施形態では、信号処理部１２０において、各サブコイル４１ａおよび４１ｂで取得したエコー信号２５から再構成した画像の各画素を上記手法を用いて処理し、水・脂肪分離画像を得る。これを実現するため、本実施形態の信号処理部１２０は、図１に示すように、信号配置部１２１と、画像再構成部１２２と、画像分離部１２３とを備える。

信号配置部１２１は、図６（ａ）、（ｂ）に示すように、各サブコイル４１ａおよび４１ｂで取得したエコー信号２５を、それぞれ、独立したｋ空間４１１ａおよび４１１ｂに配置する。

画像再構成部１２２は、図６（ｃ）、（ｄ）に示すように、各ｋ空間４１１ａおよび４１１ｂに配置されたエコー信号２５に対してフーリエ変換を行い、実空間の画像４１２ａおよび４１２ｂを再構成する。具体的には、画像を構成する各画素Ｐ（ｎ、ｍ）（ｎは１からｘ軸方向の画素数までの整数、ｍは１からｙ軸方向の画素数までの整数）に対応する位置の信号強度を得る。

画像分離部１２３は、再構成した画像４１２ａおよび４１２ｂの同位置の各画素Ｐ（ｎ、ｍ）について、当該画素Ｐ（ｎ、ｍ）の信号強度と、サブコイル４１ａおよび４１ｂの感度分布４０１ａおよび４０１ｂとを用い、上記式（５）を用いて当該画素Ｐ（ｎ、ｍ）の水信号の強度およびと脂肪信号の強度をそれぞれ算出し、それぞれ、図６（ｅ）、（ｆ）に示すように、水画像４１３ａおよび脂肪画像４１３ｂを得る。

なお、各サブコイル４１ａおよび４１ｂの感度分布４０１ａおよび４０１ｂは、予め求め、記憶装置などに格納しておく。感度分布を求める際には、空間分解能は低くてもよいため、被検体の動きが影響しないような短時間で画像を取得可能なパルスシーケンスを用いる。本実施形態では、共鳴周波数の差による変位が周波数エンコード傾斜磁場印加方向に発生するため、周波数エンコード傾斜磁場印加方向の感度分布を得ることができればよい。

画像分離部１２３の画像分離処理の詳細について説明する。図７は、本実施形態の画像分離処理の処理フローである。本実施形態では、上述のように動作制御部１１０が、繰り返し時間ＴＲごとにパルスシーケンス２０１に従ってＭＲＩ装置１００を動作させ、エコー信号２５を収集する。各サブコイル４１ａおよび４１ｂで検出したエコー信号２５は、信号配置部１２１により、それぞれ、独立したｋ空間４１１ａおよび４１１ｂに充填される。そして、画像再構成部１２２は、各ｋ空間４１１ａおよび４１１ｂに配置されたエコー信号２５からそれぞれ、画像４１２ａおよび４１２ｂを再構成する。ここでは、上述のように、各画素の信号値を得る。

画像４１２ａおよび４１２ｂが再構成されたら、画像分離部１２３は処理を開始する。画像分離部１２３は、水と脂肪との共鳴周波数の差から、水信号に対する脂肪信号の変位量δを算出する（ステップＳ６０１）。ここで、水と脂肪と共鳴周波数の差は、予め記憶装置等に格納されているものとする。

次に、各サブコイル４１ａおよび４１１ｂで取得したエコー信号２５それぞれから再構成された画像４１２ａおよび４１２ｂの各画素について、以下の処理を行う。以下、処理を行う画素Ｐ（ｎ，ｍ）を処理対象画素と呼ぶ。また、相対感度は、感度分布上のｘ軸の原点における感度に対する感度とする。ｘ軸の原点はどこに設定してもよいが、ここでは、一例として、図５（ｂ）に示すように、サブコイル４１ａおよびサブコイル４１ｂのｘ軸方向の中間点を原点とする。

具体的には、ｘ軸方向の画素数をｎｎ（ｎｎは自然数）、ｙ軸方向の画素数をｍｍ（ｍｍは自然数）とする。まず、画像分離部１２３は、ｎおよびｍを１とする（ステップＳ６０２）。次に、画像分離部１２３は、再構成された結果（画像４１２ａおよび４１２ｂ）から、処理対象画素Ｐ（ｎ，ｍ）の信号強度Ｉｓ１およびＩｓ２をそれぞれ読み出す（ステップＳ６０３）。

そして、画像分離部１２３は、処理対象画素Ｐ（ｎ，ｍ）のｘ軸方向の位置を特定し、特定した位置ｘ２に対応する相対感度Ｓ１ｘ２およびＳ２ｘ２と、処理対象画素Ｐ（ｎ，ｍ）から距離δだけｘ軸方向に離れた位置（ｘ１＝ｘ２−δ）に対応する相対感度Ｓ１ｘ１およびＳ２ｘ１とを、感度分布４０１ａおよび４０１ｂから読み取り、特定する（ステップＳ６０４）。

ステップＳ６０３およびステップＳ６０４で得た結果を式（５）に代入し、計算を行い、それぞれ、処理対象画素Ｐ（ｎ，ｍ）の水信号強度および脂肪信号強度を算出する（ステップＳ６０５）。以上の処理を、ｎ＝ｎｎ、ｍ＝ｍｍとなるまで繰返す（ステップＳ６０６、Ｓ６０７、Ｓ６０８、Ｓ６０９）。

以上により、画像分離部１２３は、全画素についての水信号強度および脂肪信号強度を得、水画像、脂肪画像を得る。

なお、撮影視野内において、静磁場に不均一な領域がある場合、式（２）のΔｆがその位置の静磁場の強度に応じて変化する。従って、再構成された画像においては、画素によって、脂肪信号と水信号との距離が変化する。これは、式（４）および（５）の計算に影響を与えるため、水信号と脂肪信号とを正しく分離できなくなる。

撮影視野内の静磁場に不均一がある場合、水の共鳴周波数に対する脂肪の共鳴周波数ｆｓ（Ｈｚ）のずれΔｆ’（Ｈｚ）を、以下の式（６）により補正し、静磁場不均一を補正した画像上の水信号と脂肪信号との距離δ’を算出する。
Δｆ＝（３．５／１．０００．０００）×ｆｗ−ｆｕ（６）
ここで、ｆｕは、処理対象の１画素内の周波数に換算した静磁場不均一量（基準の静磁場強度からの強度の差）である。式（６）の結果を式（３）に代入し、画素毎に静磁場不均一の影響を除去した距離δ’を得ることができる。この結果を用い、感度分布から相対感度を特定し、式（５）に従って、各画素の水信号および脂肪信号を得る。

なお、周波数に換算した静磁場不均一量は、静磁場不均一を補正するシミング技術の前処理として周知のものを用い、静磁場の強度分布状態を測定し、測定結果から算出する。すなわち、静磁場不均一の影響がキャンセルされるスピンエコー信号を基準として、静磁場不均一の影響を受けるグラジエントエコー信号の位相回転量を測定し、これを静磁場強度分布に換算する。なお、各画素の位相回転量は、グラジエントエコー法で取得した画像の実部データと虚部データとの比から求める。以上の処理は、例えば、信号処理部１２０に新たな機能として共鳴周波数補正部を備え、実現する。

上記実施形態において、水信号と脂肪信号とを分離するために、２個のコイル、すなわち、２種の感度分布が必要であるのは式（４）に示すとおり、代数方程式の解法に従うところである。しかしながら、３個以上のコイルを配置してより詳細な感度分布を得ることによって、水信号と脂肪信号とを分離することも有効であることは明らかである。

以上説明したように、本実施形態によれば、撮影視野内で異なる感度分布を有する２つのサブコイルで検出したエコー信号から得た同一画素の信号強度と、分離対象物質の共鳴周波数の差から特定される画像上の分離対象物質間の距離と、感度分布から求めた分離対象物質それぞれの感度とを用い、画素毎に分離対象物質毎の強度を算出する。従って、分離対象物質の一方の信号を抑制するといった処理は行わないため、両物質からの信号のスペクトルの重複に影響されることがない。また、ＤＩＸＯＮ法とは異なり、微細な構造部分の信号であっても分離が可能である。さらに、上述のように、静磁場不均一がある場合も対応できる。従って、本実施形態によれば、分離対象の複数の物質からの信号を精度よく分離することができ、良好な画像を得ることができる。

１：静磁場発生コイル、２：傾斜磁場発生コイル、３：高周波磁場発生コイル、４：受信コイル、５：傾斜磁場電源、６：高周波磁場電源、７：寝台、８：信号検出部、９：シーケンサ、１０：被検体、１１：制御装置、１２：表示装置、１３：操作装置、２１：高周波磁場、２２：スライス選択傾斜磁場、２３：位相エンコード傾斜磁場、２４：読み出し傾斜磁場（周波数エンコード傾斜磁場）、２５：エコー信号、３１：軌跡、３１ａ：軌跡、３１ｂ：軌跡、３１ｃ：軌跡、３１ｄ：軌跡、３１ｅ：軌跡、４０：撮影領域、４１：サブコイル、４１ａ：サブコイル、４１ｂ：サブコイル、４２：領域、４２ｐ：画素、４３：領域、４３ｐ：画素、４４ｐ：画素、５１ａ：サブコイル、５１ｂ：サブコイル、５４：撮影対象領域、５５：画像部分、５６：画素、５７：画素、１００：ＭＲＩ装置、１１０：動作制御部、１２０：信号処理部、１２１：信号配置部、１２２：画像再構成部、１２３：画像分離部、２０１：パルスシーケンス、４０１ａ：感度分布、４０１ｂ：感度分布、４１１ａ：ｋ空間、４１１ｂ：ｋ空間、４１２ａ：画像、４１２ｂ：画像、５０１ａ：感度分布、５０１ｂ：感度分布

Claims

均一な磁場空間を生成する静磁場生成手段と、ｘ、ｙ、ｚの３軸方向に沿って磁場強度が線形に変化する傾斜磁場を生成する傾斜磁場生成手段と、被検体内の原子核スピンに磁気共鳴を誘起する高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、前記原子核スピンから放出されるエコー信号を検出する受信手段と、前記受信手段で検出したエコー信号を用いて画像を再構成する信号処理手段と、前記傾斜磁場生成手段、前記高周波磁場送信手段、および前記受信手段の動作を制御する動作制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記受信手段は、複数のサブコイルを備え、前記検出したエコー信号をサブコイル毎に異なるｋ空間に配置し、
前記サブコイルは、少なくとも２つが周波数エンコード傾斜磁場印加方向にそれぞれ異なる感度分布を示す位置に配置され、
前記信号処理手段は、
前記ｋ空間毎に画像を再構成する画像再構成手段と、
前記再構成した各画像と、前記２つのサブコイルの周波数エンコード方向の感度分布とを用い、水・脂肪分離画像を得る画像分離手段と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記画像分離手段は、
水と脂肪との共鳴周波数の差から水信号に対する脂肪信号の画像上の変位量を算出する変位量算出手段と、
前記再構成された各画像の同位置の画素について、当該画素の位置における感度と当該画素から前記変位量分周波数エンコード傾斜磁場印加方向に変位した位置における感度とを前記各サブコイルの感度分布からそれぞれ特定し、当該画素の信号強度および前記特定した両感度を用いて、当該位置の画素の水信号の強度と脂肪信号の強度とを算出することを全画素について行う信号強度算出手段と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記信号強度算出手段は、
前記変位量をδとし、前記２つのサブコイルで検出したエコー信号から再構成された一方の画像の処理対象画素における信号強度をＩｓ１、他方の画像の前記処理対象画素と同位置の画素における信号強度をＩｓ２、前記一方の画像の処理対象画素における感度をＳ１ｘ１、当該画像の前記処理対象画素から周波数エンコード傾斜磁場印加方向にδ離れた位置の感度をＳ１ｘ２、前記他方の画像の前記処理対象画素と同位置の画素における感度をＳ２ｘ１、当該画像の当該画素からδ周波数エンコード傾斜磁場方向にδ離れた位置の感度をＳ２ｘ２、前記処理対象画素のおける水信号の強度をＩｗ、当該画素の脂肪信号の強度をＩｆとすると、式（７）を計算することにより、水信号の強度と脂肪信号の強度とを算出すること
Ｉｓ１＝Ｉｗ×Ｓ１ｘ１＋Ｉｆ×Ｓ１ｘ１
Ｉｓ２＝Ｉｗ×Ｓ２ｘ２＋Ｉｆ×Ｓ２ｘ１（７）
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項２または３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記高周波磁場パルスと前記傾斜磁場とにより選択される撮影断面の静磁場分布を、当該撮影断面の周波数分布に変換し、前記水と脂肪との共鳴周波数の差を、当該周波数分布を用いて補正する共鳴周波数補正手段をさらに備え、
前記変位量算出手段は、前記補正後の共鳴周波数の差を用いて前記変位量を算出すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。