JP4444413B2

JP4444413B2 - ４重フィールドエコーシーケンスを用いて水と脂肪を定量的にｍｒ撮影する装置

Info

Publication number: JP4444413B2
Application number: JP30724899A
Authority: JP
Inventors: ウェイグオ・ツァン; ジョーゼフ・ダブリュ・カールソン
Original assignee: Toshiba America MRI Inc
Current assignee: Toshiba America MRI Inc
Priority date: 1998-10-28
Filing date: 1999-10-28
Publication date: 2010-03-31
Anticipated expiration: 2019-10-28
Also published as: US6147492A; JP2000135206A

Description

【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１５，１６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（ＦＩＤ）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ＭＲＩ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、ＭＲ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ＮＭＲ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、ＭＲ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 Technique 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、"Separation of True Fat and Water Images by Correcting 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, 224-253(1989)と、"Separation of Water and Fat MR Images in a Single Scan at 0.35 T Using 'Sandwich' Echoes", 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_πｅ^−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）（４Δφ_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 Medicine, 3:881-900(1986)や、"Localized In Vivo Proton Spectroscopy of the Bone Marrow In Patients With Leukkeeeemia", K. E. Jensen et al., Magnetic Resonance 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-phase)；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、"Quantitative Chemical Shift Imaging of Vertebral Bone Marrow In Patients With Gaucher Disease", L. A. Johnson et al., Radiology, 182:451-455(1992)や、"Hematologic 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 Techinique for Measurement of Relative Concentration of Fat and Water Protons and Their Transverse Relaxation Times", J. Ma et al., J. Magn. Reson. 125, 92-101(1987)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ＭＲＩ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ＲＯＩ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ＭＲ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１５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１７，１８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。ＭＲＩシステムはイメージングシーケンスコントローラ１７，１８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、０．３５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_１Ｆ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ＱＷＦＳ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Ｓ１５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＝１０．３ｍｓ、θ＝９０°、ＴＲ^１＝３００ｍｓ、ＴＲ^２＝６００ｍｓ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＝３０．９ｍｓ、（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（ＦＯＶ：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、ＦＯＶ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ＲＯＩ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

Claims

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、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、記録する手段、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させ、記録する手段、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させ、記録する手段、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）前記手段（ｂ）乃至手段（ｈ）の処理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手段と、
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手段と、
を具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
前記手段（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手段と、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手段（ｂ）乃至手段（ｉ）の処理を繰り返し、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手段とを具備することを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
前記手段（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手段と、
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、画像を生成する手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
vi）前記関心領域の信号のＴ_２ ^＊緩和減衰を補正する手段と、
vii）前記関心領域の信号のＴ_１緩和減衰を補正する手段と、
viii）前記第１、第２の核種成分の割合を求める手段と、
ix）すべての関心領域について前記手段ｉ）乃至手段viii）の処理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ＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ装置。
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）乃至手段（ｈ）の処理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ＴＲ（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。
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）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、収集する手段と、
ｂ）種々の位相エンコードにおいて前記手段（ａ）の処理を繰り返し、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、を完成させる手段と、
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手段と、
ｄ）前記生データマトリクスをフーリエ変換し、画像を生成する手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
ｈ）前記手段（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手段と、
ｉ）前記関心領域の信号のＴ_１緩和減衰を補正する手段と、
ｊ）前記第１、第２の核種の平衡磁化を求める手段と、
ｋ）前記第１、第２の核種成分の割合を求める手段と、
ｌ）全ての関心領域について前記手段（ｇ）乃至手段（ｋ）の処理を繰り返す手段と、
ｍ）前記第１、第２の核種の成分画像を生成する手段と、
を具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
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を収集するＭＲＩ装置において、
ＲＦ励起パルスを発生する手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段とを具備し、
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手段を具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
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１４に記載のＭＲＩ装置。
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る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ＭＲＩ装置において、
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手段、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４ＮＭＲ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手段、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）前記手段（ａ）、（ｂ）で収集された前記ＮＭＲ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手段とを具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
前記ＮＭＲフィールドエコー信号を処理する手段（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手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
Ｔ_２ ^＊緩和の影響を補償する手段と、
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を求める手段とを具備することを特徴とする請求項１６に記載のＭＲＩ装置。
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手段は、
ｉ）ＲＦ励起パルスを発生する手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
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手段と、
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１６に記載のＭＲＩ装置。
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１８に記載のＭＲＩ装置。
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ＭＲＩ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。
異なるスキャン時間の４重フィールドエコーＮＭＲイメージングシーケンスを用いて収集され、及び脂肪成分画像、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ＭＲＩ装置において、
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、前記４重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く手段と、
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する手段と、
前記成分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手段と、
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する手段と、
Ｔ_２ ^＊緩和の影響を補償する手段と、
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する手段と、
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る手段と、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、
を具備するＭＲＩ装置。
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ＮＭＲ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。
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ＮＭＲ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。