JP4657405B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージングシステム - Google Patents

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技術に関するものであり、特に、シングルスキャン・単一点ディクソン法により水画像情報と脂肪画像情報を分離する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：以下、ＭＲＩ）は、広く普及してきている。このＭＲＩは、核磁気共鳴現象（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）の影響を受けやすい原子核の集団を有する対象物（例えば、人体等）の内部構造を、デジタル化された画像にして見るのに、有効な技術である。ＭＲＩにおいては、画像化される人体中の原子核は、強力な静磁場Ｈ_０を印加して整列される。選択された原子核は、特定のＮＭＲ周波数の高周波信号を印加することで励起される。
位置情報が与えられた磁場を空間的に分散させて得られる原子核からのＲＦ応答を適当に解析することで、原子核の位置を示す関数として、相対的なＮＭＲ応答のマップや画像が決定される。そして、フーリエ解析に従えば、空間にＮＭＲ応答を表すデータをＣＲＴに表示することができる。
【０００３】
図１に示すように、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主磁石１０と、三次元直交座標系において空間的に分散された傾斜磁場を生じさせる傾斜磁場コイル１２と、選択した原子核へＲＦ信号を伝送する、或いは当該原子核からＲＦ信号を受信するＲＦコイル１４とを具備している。ＲＦコイル１４によって受信されたＮＭＲ信号は、ＭＲＩシステム制御装置１６に伝送される。このＭＲＩシステム制御装置１６は、受信した信号をコントロールターミナル１８が有するディスプレイに表示する画像処理を行う。こうして得られる磁気共鳴画像は、「ピクセル」と呼ばれる画素で構成されている。このピクセルの強度は、画像化された対象物に対応する体積要素、すなわち「ボクセル」の有するＮＭＲ信号強度に比例している。さらに、ＭＲＩシステム制御装置１６は、ＲＦ増幅器／検出器２０と傾斜磁場アンプ２２とのそれぞれを通して、ＲＦコイル１４と傾斜磁場コイル１２の動作の制御を行う。
【０００４】
人体画像の個々のボクセルは、少なくとも一つ以上の組織を含んでいる。人体の組織は、主に水と脂肪から成っている。脂肪と水は、多くの水素原子核を含んでいる（人体の約６３％は水素原子核である。）。水素原子核は、容易に認識できるＮＭＲ信号を発するから、人体の磁気共鳴イメージングは、主に水素原子核からのＮＭＲ信号を画像化するものである。
【０００５】
ＮＭＲにおいては、強い静磁場が、陽子又は中性子のいづれか一方、若しくは両方を奇数個有する原子核の整列に利用される。この結果、整列される原子核は、スピン角運動量と磁気双極子モーメントをもつ。第１の磁場に対して横方向の単一パルスとして使用される第２のＲＦ磁場は、前記原子核にエネルギを加え励起させる。この励起によって、原子核の偏角配向（ｚ軸と原子核のスピン軸とがなす偏角）は、例えば９０°又は１８０°倒されることになる。この励起の後、原子核は歳差運動し、そして静磁場による元の整列状態へと次第に緩和していく。原子核は、緩和し歳差運動しながら、微小ではあるが検出可能な自由誘導減衰（ＦＩＤ：Ｆｒｅｅ Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｅｃａｙ）としてエネルギを発する。ＮＭＲイメージングシステムによって感知されたこれらのＦＩＤ信号、及び／またはＲＦ、あるいは傾斜磁場によりリフォーカスされたエコー（以下、これらをＭＲ信号と総称する）は、人体の画像を生成するコンピュータにより使用される。
【０００６】
励起周波数（以下、振動数は全部周波数に変える）とＦＩＤ振動数とは、ラーモアの関係によって関係づけられる。この関係は、式（１）に示すように、原子核の歳差運動についての角振動数ω_０は、磁場の強さＢ_０と、いわゆる磁気回転比と呼ばれ原子核の種類ごとの基本的な物理定数γとの積に等しいというものである。
【０００７】
ω₀ = B₀・γ -(1)
線型傾斜磁場Ｂ_ｚ（＝Ｚ・Ｇ_ｚ）を均一な静磁場Ｂ_０に重畳させることにより、（これらは、通常Ｚ軸方向に定義される）、例えば、所定のＸ−Ｙ平面にある原子核は、Ｘ軸又はＹ軸に沿って印加される横方向の励起用のＲＦ磁場の周波数を適当に選択することで励起される。同様に、ＭＲ信号を探知する間、前記Ｘ−Ｙ平面から発せられるＭＲ信号にその周波数と位相、若しくはいずれか一方に従った空間的な位置情報を与えるため、傾斜磁場はＸ−Ｙ平面に印加される。
【０００８】
図２の（ａ）は、３−ＤＭＲＩにおいて、種々のコイルがＭＲ信号を作り出す操作の一例を示している。これは、ＭＲＩによって得られる信号系列の一例であって、「フィールドエコー」系列と呼ばれるものをパルスシーケンスとして表現したものである。まず、特定のＲＦ共鳴周波数に対して画像化される人体中の原子核の「スラブ」を敏感に計測するために、傾斜磁場Ｇ_{ｓｌｉｃｅ}は、静静磁場に重畳される。そして、スラブにある原子核のうちの幾つかが、静静磁場に直交する方向に歳差運動をするように、章動（nutation）ＲＦパルスを特定の周波数で印加する。その後、その振幅が変化する傾斜磁場パルスＧ_ｐｅとＧ_{ｓｌｉｃｅ}は、断層面の方向に沿って異なる位置に存在する原子核の周波数の差、そしてそれに伴う位相差を誘導することで、原子核の位相エンコードをするために使用される。「ｒｏ」方向（又はリード方向）にあって、「ｐｅ」方向に直交する方向に印加される傾斜磁場Ｇ_ｒｏは、まず「フィールドエコー」ＭＲ信号を形成するために、原子核に位相ずらしを行った後、再び位相を合わせる。このフィールドエコーの間は、印加された傾斜磁場Ｇ_ｒｏの周波数は、読み出し方向において原子核の選択断層面をエンコードする。こうして得られるＭＲ信号（「生データ」又は「周波数空間（ｋ空間）データ」とも呼ばれる）は、読み出されフーリエ解析によって解析される。この解析の周波数（領域）プロットは、フーリエ空間における原子核集団についての情報を与えるために計測され、この情報はＸ−Ｙ−Ｚの位置に対応している。
【０００９】
図２の（ｂ）は、２−ＤＭＲＩのパルスシーケンスの他の例を示している。この場合における原子核のスライスは、スピンエコーを生成する１８０°ＲＦパルスを従える９０°ＲＦパルスで選択されている。１８０°ＲＦパルスの中心とエコー中心との間の時間が９０°ＲＦパルスの中心と１８０°ＲＦパルスの中心の時間と同じである場合、対称なスピンエコーが生成される。しかしながら、非対称スピンエコーが代わりに作られるように磁場の傾斜を調節することによって、エコー中心を移動することができる。
【００１０】
画像生成のため、ＭＲ信号の中心の周波数情報を使用することに加えて、周波数領域の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利用することができる。例えば、ＭＲ位相は、使用したパルスシーケンスの型に依存しており、静磁場Ｂ_０の不均一性を表すことができ、また、スピンの速度に比例し求めるものである。
【００１１】
上述したように、静磁場は、画像空間のＸ、Ｙ、Ｚ軸に作られる傾斜磁場によって決定される。ＮＭＲにおける原子核現象を記述するとき、記述する数学を簡略化するために、Ｚ´軸の周りにラーモア周波数で回転する、Ｘ´−Ｙ´−Ｚ´回転座標系がよく用いられる。静磁場Ｂ_０によって整列し歳差運動する選択された原子核は、ラーモア周波数のＲＦパルスの垂直磁場によって影響を受ける（章動運動する）。そして、当該原子核の集団が静磁場Ｂ_０の方向から傾く。こうして、所定の原子核は静磁場Ｂ_０によってＺ´軸の方向に整列され始め、当該原子核に印加されたＲＦ信号によりＸ´−Ｙ´平面を回転する。そして、原子核はＸ´−Ｙ´平面を歳差運動する。
【００１２】
もちろん、ＲＦスピン・章動信号は、特定のエリアにおいては標的であるアイソトープの一種以上を倒す。ＭＲＩシーケンス解析においてその記述を簡略化するために、各ＲＦパルスはその中心によって特徴付けることができる。この中心においては、原子核は全て同相にある（in-phase）ものと考えることができ、また、各種原子核は、おのおのの特有のスピードで歳差運動を行う。歳差運動する原子核の位相は、当該原子核が置かれている物理的又は化学的環境のパラメータの結果として、次第にずれていく（ディフェーズ:de-phaseする）ことになる。例えば、脂肪の原子核は、化学シフトの違いから、水原子核の場合と異なった速度で歳差運動をする。磁場の傾きと不均一性も、この位相のずれに寄与する要因である。
【００１３】
ＭＲＩパルスシーケンスは、フィールドエコーを生成する傾斜磁場を反転する、若しくはスピンエコーを生成するＲＦリフォーカスパルスの印加によって、十分にエコー中心にリフォーカスするような傾斜磁場を持つように常に設定されている。静磁場Ｂ_０の不均一性と化学シフトは、対称のスピンエコーにおいてリフォーカスされるが、フィールドエコーと非対称スピンエコーにおいては、そうではない。
【００１４】
一旦スピンが平衡状態からずれると、緩和として知られているプロセスによって、Ｚ´成分を前記平衡状態の大きさＭ_０に復元させようとする。そして、Ｘ´−Y´平面にある磁気モーメントの位相コヒーレント成分は減衰する。通常、この二つのプロセスは指数関数で特徴づけられる。前者の指数関数の時間定数はスピン・格子緩和時間Ｔ_１、後者はスピン・スピン緩和時間Ｔ_２と呼ばれる。磁気共鳴信号が、Ｘ´−Y´平面と共在するある平面上での磁束振動を通じて観測された場合、これらの双方のプロセスによって、時間の関数として信号の強さが減衰する。見かけ上の緩和時間Ｔ_２ ^＊は、スピン・スピン緩和と静磁場Ｂ_０不均一性を原因とする横方向信号の減衰を特徴とするために使用される。
【００１５】
Ａ．（水と脂肪の画素）
水又は脂肪のＭＲ画像は、同一又は異なる診断上の情報を含んでいるにもかかわらず、ＭＲＩ画像が重ねられた場合、互いの解釈の妨害となることがあり、ＭＲ画像成分が適切に判断しずらくなることがある。ある組織の他の組織に対する違いは、脂肪成分のＭＲＩ画像と、水分或いは水を基本成分とする組織のＭＲＩ画とを分離する情報として使用することができる（これらの目的のために、「水を基本成分とする組織」と「水分」は同じ意味として使う。）。
【００１６】
各画素において水と脂肪とが定量的に区別された場合、結果として得られる画像は、それぞれ真に水のみの画像と真に脂肪のみの画像と呼ばれる。あまり用いられないが、一つのアプローチとして、画像を、脂肪よりも水を多く含む画素（以下、水ピクセルと呼ぶ）と、水よりも脂肪を多く含む画素（以下、脂肪ピクセルと呼ぶ）とに分離する手法がある。このような分離は、ある種の診断における評価に対しては、既に十分なものであると言える。
【００１７】
Ｂ．（三点ディクソン法）
高い強度の磁場では、水画像と脂肪画像の分離、或いは水と脂肪のうちの一方の抑制は、選択的励起や非励起のアプローチによって実現することができる。しかしながら、中程度の強度の磁場、あるいは低い強度の磁場では、化学的シフト選択に基いたアプローチは、不可能ではないが、現実的なものではなくなってしまう。全ての強度の磁場において、水画像と脂肪画像の分離の困難さは、大きな静磁場不均一性のある場合には、更に自体を悪化させる。
【００１８】
見込みのある技術の一つとして、三点ディクソン法と呼ばれるものがある。この方法は、中間又は低い強度の磁場への適用に対して、好ましい特徴を有している。これらの方法は、静磁場Ｂ_０の不均一性の効果を修正して、水と脂肪を分離するための十分な情報をうるために、三つの画像を必要とする。この画像は、フィールドエコー法と同様に、スピンエコー法を使用することによっても得ることができる。例えばGloverらにより「静磁場Ｂ_０の不均一性を補正した真の水―脂肪分解のための三点ディクソン法"Three-point Dixon Technique for True-Water-Fat Decompositions with B₀ Inhomogenity Corrected"」として、「Magnetic Resonance in Medicine 18(1991)」の３７１頁乃至３８３頁に開示されている方法は３回のスキャンを必要とする。また、Yenngらにより「In Situにおける磁場の非同次性の修正による真の水―脂肪分離画像"Separation of True Fat and Water Images by Correcting Magnetic Field Inhomogeneity In Situ"」として、「Ragiology 159(1986)」の７８３頁乃至７８６頁に開示されている方法は２回のスキャンを必要とする。Williamらにより「多重エコー取得による真の水と真の脂肪のＭＲＩ画像"True Water Fat MR Imagings with Use of Multiple-Echo Acuisition"」として、「Radiology 173(1989)」の２４９頁乃至２５３頁に、若しくは、Zhangらにより「‘サンドウィッチ’エコーを使用した０．３５Ｔでのシングルスキャンにおける水ＭＲ画像と脂肪ＭＲ画像の分離"Separation of True Fat and Water MR Images in a Single Scan at 0.35T Using "Sandwich" Echoes"」として、「ＪＭＲＩ６」の９０９頁乃至９１７頁に開示されている方法はシングルスキャンで撮影する。
【００１９】
なお、以上に示す文献は、本発明において参考として取り入れるものとする。
【００２０】
上記三点ディクソン法によれば、三画像の取得は、水画像と脂肪画像の間の位相差が、三画像の間で連続的にπずつ変わるように制御される。この画像データは、以下の様に表すことができる。
【００２１】
S_{- π} = (W - Fe^{-i Ψ})e^{-i( φ} ₀ ^{- φ ) -(2)}
S₀ = (W + Fe^{-i Ψ})e^{-i φ} ₀ ^-(3)
S_π = (W - Fe^{-i Ψ})e^{-i( φ} ₀ ^{+ φ ) -(4)}
ここで、Ｓ_−π、Ｓ_０、Ｓ_πは、三つのＭＲＩ画像を示している。すなわち、ＷとＦはそれぞれ水と脂肪の成分である。Ψは、Ｓ_０についての水信号と脂肪信号の間の位相差である。Φ_０は、静磁場Ｂ_０オフセット及び他のシステムソースにより引き起こされた、Ｓ_０における位相である。Φは、静磁場Ｂ_０オフセットによって引き起こされるＳ_−πとＳ_０、及びＳ_０とＳ_π間の位相変化である。
【００２２】
そして、画像は、静磁場Ｂ_０の不均一性の影響を取り除き、最終的に水と脂肪との画像を分離する情報を得るための処理が施される。静磁場Ｂ_０の不均一性は、以下でさらに詳しく説明する「位相巻き戻し（phase unwrapping)」と呼ばれる処方によって、三画像から決定される。
【００２３】
すなわち、まずΦを以下に示す式（５）のように定義する。
【００２４】
φ = 1/2 unwrap {arg(S_π・S_{- π})} -(5)
ここで、「ａｒｇ」は、複素数の位相の偏角を意味する。
【００２５】
すると、水の画像と脂肪の画像は、次の関係式（６）、（７）に従って再構成される。
【００２６】
W = S_o + 0.5 S_πe^{+i φ} + 0.5 S_{- π}e^{-i φ} -(6)
F = S_o - 0.5 S_πe^{i φ} - 0.5 S_{- π}e^{-i φ} -(7)
Ｃ．（単一点ディクソン法）
単一点ディクソン法とは、本発明の主題となるものであって、水と脂肪との信号の位相が反転している一枚の画像のみを得るものである。この方法による画像Ｓは、以下の式（８）様に表すことができる。
【００２７】
S = (W - F)e^{-i φ} -(8)
一枚の画像だけが利用可能であるけれども、そのねらいは、水と脂肪の画素を分離する前にＢ_０の不均一性を決定できるようにすることである。
【００２８】
Φを式（９）に従って定義する。
【００２９】
φ = 1/2 unwrap {arg(S・S)} -(9)
すると、水の画素（以下、Ｉ_{ｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌ}）と脂肪の画素（以下、Ｉ_{ｆａｔ−ｐｉｘｅｌ}）は、それぞれ次の式（１０）、（１１）ように分離することができる。
【００３０】
I_water-pixel = |s| + se^{i φ} -(10)
I_fat-pixel = |s| - se^{i φ} -(11)
Ｄ．（位相の巻き戻し（phase unwrapping)）
基本的に、位相巻き戻しは、複素信号の主位相値が測定された場合、複素信号の絶対位相を決定するプロセスである。
【００３１】
複素数の位相偏角は、−πからπの間に限定すれば、不定なものではなくなるので、ＭＲＩ信号の位相は、その偏角から明確に決定することはできない。−πからπまでの範囲を超えたあらゆる位相は、−πからπの間に巻き込むことができる。
【００３２】
本発明において実行される位相巻き戻し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をモデルとした組み合わせと、領域成長（region growing）法により導かれる位相巻き戻しを取り入れることである。
【００３３】
ｉ 多項式フィッティング
磁場は、次の多項式（１２）を使ってモデル化される。
【００３４】
【数１】

【００３５】
係数ａ_ｎとｂ_ｎを決定するために、位相値Φの空間方向についての偏導関数を計算すると、次に示す多項式（１３）、（１４）を満足する。
【００３６】
∂φ(x, y)/∂x = p₃x² + p₂x + p₁ -(13)
∂φ(x, y)/∂y = q₃y² + q₂y + q₁ -(14)
フィッティングは、次に示す式（１５）に従う重み因子により決定される最小自乗の重みを用いることで、実行できる。
【００３７】
w(x, y) = S(x, y)/S_max -(15)
ここで、Ｓ（ｘ，ｙ）は、同相画像の画素値であり、Ｓｍａｘは、画像の最大値である。
【００３８】
ｐ_ｎとｑ_ｎとから、係数ａ_ｎとｂ_ｎを、次に示す式（１６）、（１７）に従って求めることができる。
【００３９】
a₁ = p₁ + 2p₂x_o + p₃x_o ²
a₂ = 1/2 p₂ + p₃x_o -(16)
a₃ = 1/3 p₃
b₁ = q₁ + 2q₂y_o + q₃y_o ²
b₂ = 1/2 q₂ + q₃y_o -(17)
b₃ = 1/3 q₃
ii 二進法位相巻き戻し
仮に、磁場フィッティングが、例えば±０．２πといった小さな誤差領域において比較的に正確なものであれば、巻き戻しは、単に計測された位相Φと予測された位相Φｐとを比較することで実行できる。
【００４０】
Δφ = φ_p - φ -(18)
仮に｜ΔΦ｜>πであれば、水と脂肪の画像の再構成に使用されるΦｆは、次に示す式（１９）により決定される。
【００４１】
φ_f = φ + integer(Δφ/2π)x 2π. -(19)
ここで、「ｉｎｔｅｇｅｒ」は、上記整数比の整数部分をとるものである。
【００４２】
iii 領域拡張法による巻き戻し解消
しかしながら、磁場のフィッティングは、位相巻き戻しにおいて、累積誤差を引き起こし得る多大の誤差を含んでいることがあり、その結果、最終画像において、水と脂肪との相互の悪影響を招くことがある。更に自動的にできる巻き戻し法として、「領域拡張」アルゴリズムがあり、それは以下の（ａ）〜（ｆ）の手法により実行される。
【００４３】
（ａ）画像のピクセルは、巻き戻しのためのサブシードとして選ばれ、計測された位相値は、次の式（２０）に示すように、水と脂肪画像の再構成のために使用される最終位相値に割り当てられる。
【００４４】
φ_f(x_o, y_o) = φ(x_o, y_o) -(20)
ここで、左辺のΦ_ｆ（ｘ_０，ｙ_０）は最終位相値を表し、右辺のΦ（ｘ_０，ｙ_０）は計測された位相値を表す。
【００４５】
（ｂ）このサブシードは、当該サブシードにおいて中心とされる６×６領域にあるすべてのピクセルが十分な信号強度を持つように選択される。サブシードの近傍にある４つのピクセルは、まず、位相値をサブシード値と比較することで巻き戻しが行われる。例えば、その差ΔΦが、予め設定しておいたしきい値よりも大きい場合には、次の式（２１）、（２２）に示すように２πの巻き戻しを実行する。
【００４６】
φ_f = φ + sign(Δφ)x 2π -(21)
Δφ = φ - φ(x_o, y_o) -(22)
（ｃ）すると、サブシードにおいて中心とされる３×３領域にあるピクセルは、既に決定されている五つのピクセルに基づいて設定される。２πの位相巻き戻しは、一ピクセルと既に巻き戻しされている隣接のピクセルとの位相差が所定のしきい値を上回る場合には、常に実行される。
【００４７】
（ｄ）そして、３×３領域は、次に示す式（２３）の様に、三つのピクセルからの予測によって４×４領域に拡張される。
【００４８】
φ_p = 1/3(φ_f ^-3 + φf^-2 + φ_f ^-1)+ 1/3(3Δφ^-1 + 2Δφ^-2 + Δφ^-3) -(23)
ここで、Φ_ｐは、一ピクセルの予測された位相値である。また、Φ_ｆ ^−ｉ（ｉ＝１，２，３）は既に巻き戻しされた位相値であり、ｉ＝１は第１の、ｉ＝２は第２の、ｉ＝３は第３の近傍のピクセルに対応している。ΔΦ^−ｉは、既に巻き戻しされ、予測する方向に沿った近傍の画素に対する、位相の空間方向の導関数である。
【００４９】
巻き戻しは、ΔΦ（＝Φ−Φ_ｐ）の値がしきい値よりも大きい場合に実行される。
【００５０】
（ｅ）４×４シード領域から連続させれば、縦四つ横四つの「交差した」領域は、四つの画素の予測を使用することで次の式（２４）の様に設定される。
【００５１】
φ_p = 1/4(φ_f ^-4 + φ_f ^-3 + φ_f ^-2 + φ_f ^-1)
+ 1/4(Δφ_f ^-1 + 3Δφ_f ^-2 + 2Δφ_f ^-3 + Δφ_f ^-4) -(24)（ｆ）上記交差した領域により、画像の四つの象限は、同一の四画素の予測によるアプローチにより巻き戻しが行われる。しかし、それは二方向についてのみである。巻き戻しは、巻き戻しに対して二方向で同一のものとなる場合に実行される。その他の設定では、予測した値の平均値が使用される。画素値がしきい値を下回る場合には、位相値は再び予測した平均値に設定される。
【００５２】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、静磁場の不均一性があっても、水と脂肪を簡単に分離できるシングルスキャンの磁気共鳴イメージング方法、および装置を提供することである。
【００５３】
【課題を解決するための手段】
本発明は、シングルデータ収集スキャンにおいて単一点ディクソン法を使用することで、水画像と脂肪画像とを分離して生成するのに必要な情報を得るための方法及び装置を提供するものである。本発明は、水画像と脂肪画像を生成するためのシングルスキャン単一点ディクソン法として使用され、水原子核と脂肪原子核とが位相が反転するようなｋ空間信号を得る、ＭＲ画像パルスシーケンス（例えば２−Ｄや３−Ｄのフィールドエコー法やスピンエコー法等）も使用することができる。また、本発明における位相巻き戻しは、水ピクセルと脂肪ピクセルを生成するシングルスキャン単一点ディクソン画像を解析する際に用いられる。
【００５４】
本願発明と同一の譲渡人に譲渡された上述したZhangeらにより出願中の「サンドウィッチ」スピンエコー法が、実際に水と脂肪とを分離した画像を作り出す一方、本発明に係る一点ディクソン法は、「水ピクセル」と「脂肪ピクセル」との画像を作り出す。ここで、「脂肪ピクセル」とは、純粋な脂肪信号のピクセルに対して、脂肪信号が主成分となるピクセルのことをいう。
【００５５】
本発明に係る好ましい態様によれば、静磁場の不均一性と化学シフトの影響は、複素信号を自乗したものの偏角を求め、複素信号の位相を定量化することにより、ＭＲ信号から取り除かれる。この偏角は、関数の独立変数（本発明では、ＭＲ信号の位相）を返す数学的演算によって得られる。次に、前述したように、多項式モデルによる領域拡張アルゴリズムは、分離画像の生成を目的として、水ピクセルデータと脂肪ピクセルデータとの個々の計算に使用される位相を巻き戻す場合に使用される。本発明に係る後述する実施形態で述べる方法の、特に重要なステップは、図３のフローチャートに示してある。
【００５６】
「サンドウィッチ」スピンエコー法とは反対に、本発明に係るシングルスキャン単一点ディクソン法は、パルスシーケンスの実行においては、何も犠牲になるものはない。このことは、３−Ｄ画像若しくは高速イメージングへの適用においては特に重要である。なぜなら、より短いＴＲ（系列の反復時間）を、スキャン時間を減らすために使用できるからである。更には、リード傾斜磁場の反転を含んでいないので、単一点ディクソン法は、「サンドイッチ」スピンエコー法に備わっている幾何的歪みであるアーチファクトとは関係しなくなる。
【００５７】
以上の様に要約した本発明に係る方法及び装置は、２−Ｄマルチスライスデータ画像と同様に３−Ｄマルチスラブデータ画像についても適用可能である。
【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形態を説明する。
【００５９】
よく知られているように、原子核は、特定の位相をもって特定の周波数での歳差運動をする。傾斜磁場を直交する異なる複数の方向に原子核に印加することで、歳差運動の周波数と位相は、原子核を空間的にエンコードするために使用される。一つの直交方向において、原子核の「スライス」が励起される。このスライスによって、ＭＲ信号はスライスの残りの二次元から導き出され、その結果、一方向の原子核を空間的にエンコードするために選択した原子核の歳差運動の周波数を使用し、そして他方向の原子核を空間的にエンコードするために選択した原子核の歳差運動の位相を使用する。結果として得られるＭＲ信号の複素周波数及び複素位相を解析することで、選択したスライスにおける原子核密度についての情報を判別することができる。
【００６０】
図１は、ＭＲＩシステムを示した図である。このようなシステムの一例として(株)東芝製のＯＰＡＲＴ ＭＲＩシステムがある。例えば、ＭＲＩシステムは、検体（患者）イメージング領域１１内に実質的に均一な静磁場Ｂ_０を生成する、巨大な主磁石１０を具備している。イメージング領域１１内にある患者１５の所望の部位は、移動式架台１３によって所定の位置に挿入される。傾斜磁場は傾斜磁場コイルによって静磁場Ｂ_０内に選択的に作り出される。ＲＦ原子核章動パルス（以下、ＲＦパルスと称する）は、イメージング領域１１内にある患者１５の組織に伝送される。ＭＲ信号を構成するＲＦ応答は、適当なＲＦコイル構造を経由して患者１５の組織から受信される。
【００６１】
ＭＲＩシステムは、ＭＲＩデータを得るために、コントロールターミナル１８にあるＭＲＩパルスシーケンスコントローラを制御することにより、傾斜磁場とＲＦパルスとを生成する。加えて、制御装置１６は、傾斜磁場アンプ２２とＲＦ増幅器１９を制御する。ＲＦ増幅器１９とＭＲ信号・ＲＦ検出器２０は、ＭＲＩシステムガントリにある電磁コイルとＲＦコイルに適当に接続される。受信したＭＲ応答は、デジタル装置２１によってデジタル化され、ＭＲＩ画像制御装置１６に送り出される。このＭＲＩ画像制御装置１６は、一般に図示していないアレイプロセッサと適当なコンピュータプログラム記憶媒体（例えば、半導体メモリや磁気記憶媒体）とを備えている。当該媒体には、コントロールターミナル１８のＣＲＴ上にデジタル化された画像を表示するための得られたＭＲ信号データの処理を制御するためのプログラムが記憶され、選択的に利用される。画像は、コンピュータ若しくは制御装置１６により、フィルム２３に直接記録される。そして、コントロールターミナル１８は、ＭＲＩシーケンスコントローラや、連結され一体となっているＭＲ画像制御装置１６を制御し操作するための適当なキーボード等を備えている。
【００６２】
一般に、オペレータは、通常のＭＲＩ制御装置１６の操作において、選択メニューを見せられる。本発明に係る実施形態においては、オペレータにとって有益な選択メニューのうちの一つは、水ピクセルと脂肪ピクセルとが分離されたＭＲＩ画像を生成するためのプログラムである。当該分離されたＭＲＩ画像は、必要とするシングルスキャン単一点のディクソン系列ＭＲ信号データを得て、計測されたＮＭＲ原子核の脂肪ピクセル画像又は水ピクセル画像を生成し表示する、又は生成するか表示することで得られる。本発明において描写処理に影響を及ぼすのに適切な具体的コンピュータプログラムの生成は、図３に示したフローチャート、及びこれに関連した本明細書中の記載により、当業者の能力を持ってすれば十分可能であると思われる。
【００６３】
図２の（ａ）と（ｂ）は、それぞれフィールドエコー法とスピンエコー法のシングルスキャン単一点ディクソン系列の一般的なＭＲＩ画像収集シーケンスを示している。まず、図２の（ａ）について述べると、フィールドエコー法におけるＭＲ信号Ｓは、ＲＦパルスの送信からエコー時間（以下、ＴＥと呼ぶ。）の後に得られる。ＴＥは、水信号と脂肪信号がエコー中心において位相が反転するように制御される。０．３５Ｔの静磁場強度においては、この制御によって、ＴＥは約９．５ｍｓの奇数倍（すなわち、９．５、２８．５、….、ms）に拘束される。また、隣接したＲＦパルスの励起間の反復時間（ＴＲ）も示してある。ＲＦパルスβは、傾斜磁場Ｇ_{ｓｌｉｃｅ}によって同一視されたスラブにある選択された原子核を章動運動させる。傾斜磁場Ｇ_ｐｅとＧ_{ｓｌｉｃｅ}を変化させることによって、位相は、選択されたスラブにおいて原子核をエンコードする。第３の傾斜磁場Ｇ_ｒｏの周波数は、スライス中の原子核をエンコードし、その結果ＭＲ信号Ｓとなる。当該系列は、もう一つのＲＦパルスＴｘについても繰り返される。
【００６４】
図２の（ｂ）において、２−Ｄスピンエコー系列を形成する事象は、同様に描写される。この系列において、ＲＦパルスは、異なるタイミング、振幅で二回発生し、９０°の章動の後、原子核の１８０°リフォーカス回転を引き起こす。結果として得られたエコー信号Ｓのエコー中心は、実際のスピンエコーの位置から、前述したように、水信号と脂肪信号がエコー中心において位相が反転する様な量だけシフトされる。
【００６５】
図３は、シングルスキャン単一点ディクソンＭＲＩ系列から分離画像を再構成するときに使用する、水を主とするＭＲ信号データと、脂肪を主とするＭＲ信号データとを作り出すための各ステップを示したフローチャートである。各ステップは、得られたＭＲ信号データを解析するために、当該技術分野においてよく知られている手法によりプログラムされたＭＲＩシステムの制御装置１６（若しくは、接続されたコンピュータや処理装置）によって実行される。
【００６６】
まず、ステップ３１に従って、位相が反転している水と脂肪が混在した情報から成るシングルスキャン単一点ディクソン系列からのＭＲ信号が得られ、フーリエ変換される。このようにフーリエ変換された水・脂肪混在ＭＲ信号Ｓは、画像周波数領域において次の式（２５）で表すことができる。
【００６７】
S = (W - F)e^{-i φ} -(25)
ここで、ＷとＦはそれぞれ水信号と脂肪信号であり、また、Φは静磁場不均一性と他の系からの影響による信号位相である。
【００６８】
ステップ３２において、信号位相Φは、複素画像領域（例えば、フーリエ解析後等）のＭＲ信号Ｓの自乗の偏角をとることで定量化される。このステップもまた化学シフトの影響を除去する。数学的には、次の式（２６）で表すことができる。
【００６９】
2φ = arg {S²} -(26)
ここで、「ａｒｇ｛ ｝」は、入力信号の位相を返す演算を意味する。
【００７０】
ステップ３３において、位相巻き戻しが必要か否かの判別が行われる。ステップ３４においては、多項式モデルによる領域拡張アルゴリズムが位相巻き戻しのために使用される（信号は−πから＋πの間においてのみ、不確定さを有するからである。）。
【００７１】
ステップ３５に示すように、一旦巻き戻し位相Φが得られると、水の画素（以下、Ｉ_{ｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌ}）と脂肪の画素（以下、Ｉ_{ｆａｔ−ｐｉｘｅｌ}）は、ＭＲＩシステム制御装置１６によりステップ３６において次に示す式（２７）、（２８）に従って計算される。
【００７２】
I_water-pixel = |S| + S exp {iφ} Equ. 1 -(27)
I _fat-pixel = |S| - S exp {iφ} Equ. 2 -(28)
ステップ３６に示すように、上述したステップ３１からステップ３６までの処理は、たとえスキャンで全てのピクセルデータが得られないにしても、得られたＭＲスキャンデータの全てが処理される。そして、水ピクセル画像と脂肪ピクセル画像とが、フィルム上への画像若しくは公知の方法でＣＲＴ１８に表示するための画像を生成するために使用される。
【００７３】
図４の（ａ）〜（ｃ）は本発明によるスピンエコー法によるシングルスキャン単一点ディクソンＭＲＩ画像の例を示すもので、水或いは脂肪の位相が反転している混在画像（ａ）を、水ピクセル画像（ｂ）、脂肪ピクセル画像（ｃ）と比較して示す。
【００７４】
図５の（ａ）〜（ｃ）は、本発明によるフィールドエコー法によるシングルスキャン単一点ディクソンＭＲＩ画像の例を示すもので、水或いは脂肪の位相が反転している混在画像（ａ）を、水ピクセル画像（ｂ）、脂肪ピクセル画像（ｃ）と比較して示す。
【００７５】
以上、現在において最も実用的かつ好ましい実施形態に従って本発明を説明したが、本発明は、上記実施形態の内容に限定されるものではなく、その趣旨、内容が同一の範囲において種々の修正、変形が可能である。
【００７６】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、静磁場の不均一性の影響を受けず、水と脂肪を簡単に分離できるシングルスキャンの磁気共鳴イメージング方法、および装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩ装置の概略図。
【図２】ＭＲＩにおける三次元フィールドエコーパルス周波数とスピンエコーパルス周波数の一例を示す図。
【図３】図１のＭＲＩ装置によって、本発明に従った処方を実行する場合のフローチャート。
【図４】スピンエコー法による単一点ディクソンＭＲＩ画像の例を示す図。
【図５】フィールドエコー法による単一点ディクソンＭＲＩ画像の例を示す図。
【符号の説明】
１０…主磁石
１１…イメージング領域
１２…傾斜磁場コイル
１３…移動式架台
１４…ＲＦコイル
１５…患者
１６…ＭＲＩシステム制御装置
１８…コントロールターミナル
１９…ＲＦ増幅回路
２０…ＲＦ検出器
２１…デジタル装置
２２…傾斜磁場アンプ
２３…フィルム

Claims (12)

1. Ｂ_０不均等性、及びＭＲＩの周波数空間データに基づいて脂肪信号を主としたＮＭＲイメージングデータと水信号を主としたＮＭＲイメージングデータとが補正された化学シフトを取得するものであり、水の原子核の位相と脂肪の原子核の位相とが同調しない（out of phase）方法を実行する磁気共鳴イメージング装置であって、
   混在した水／脂肪が同調しない情報を具備する複素画像ドメイン信号Ｓを求めるために、取得されたＮＭＲ周波数空間データ信号をフーリエ変換するものであって、取得されたＮＭＲ周波数空間データ信号を、シーケンス毎にシングルエコーを生成するＭＲＩパルスシーケンスを有するシングルデータ取得スキャンから取得するデータ信号取得ユニットと、
   前記画像ドメイン信号Ｓの自乗を求める自乗計算ユニットと、
   前記画像ドメイン信号Ｓの自乗を具備する位相偏角を求め、
   2φ = arg {S²}
   に基いて前記画像ドメイン信号Ｓについての位相値情報Φを決定する位相値情報決定ユニットと、
   多項式モデルによる領域拡張位相巻き戻し法(region-growing phase unwrapping method)に従って、前記位相値情報Φを巻き戻す情報処理ユニットと、
   I_water-pixel = |S| + S exp {iφ} and I_{fat-pixel =} |S| - S exp {iφ}
   に従って前記巻き戻した位相値情報Φを使用し、水が支配的である画素データＩ_{ｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌ}と脂肪が支配的である画素データＩ_{ｆａｔ−ｐｉｘｅｌ}を求める画素データ取得ユニットと、
   を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記周波数空間のデータは、シングルスキャンの単一点ディクソン磁気共鳴イメージング系列から得られるものであることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. Ｂ_０不均等性、及びＭＲＩのシーケンス生データに基づいて脂肪信号を主としたＮＭＲイメージングデータと水信号を主としたＮＭＲイメージングデータとが補正された化学シフトを取得するものであり、水の原子核の位相と脂肪の原子核の位相とが同調しない（out of phase）を実行する磁気共鳴イメージング装置であって、
   ＮＭＲ生データを、ＭＲＩパルスシーケンスがシーケンス毎のシングルエコーを生成するシングルイメージ取得スキャンから取得する手段と、
   位相が反転している水と脂肪が混在した情報からなる複素画像信号Ｓを求めるために、磁気共鳴生データ信号をフーリエ解析する解析手段と、
   前記フーリエ解析の後、画像信号Ｓの自乗を求める第１の演算手段と、
   前記画像信号Ｓの自乗の位相偏角を求め、
   2φ = arg {S²}
   に基いて前記画像信号Ｓについての位相値情報Φを決定する決定手段と、
   多項式モデルによる領域拡張位相巻き戻し法に従って、前記位相値情報Φを巻き戻す位相巻き戻し手段と、
   I_water-pixel = |S| + S exp {iφ} and I_{fat-pixel =} |S| - S exp {iφ}.
   に従って前記巻き戻した位相値情報Φを使用し、水が支配的である画素データＩ_{ｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌ}と脂肪が支配的である画素データＩ_{ｆａｔ−ｐｉｘｅｌ}を求める画像データ生成手段と、
   を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記周波数空間のデータは、シングルスキャンの単一点ディクソン磁気共鳴系列から得られた生データであることを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. Ｂ_０不均等性、及びシングルイメージ取得スキャンから取得される生の周波数空間データに基づいて脂肪信号を主としたＮＭＲイメージデータと水信号を主としたＮＭＲイメージデータとが補正された化学シフトを展開する磁気共鳴イメージング装置であって、前記シングルイメージ取得スキャンにおいては、ＭＩパルスシーケンスはシーケンス毎のシングルエコーを生成し且つ水原子核及び脂肪原子核のデータとが同調せず（out of phase）、記憶メモリとＩ／Ｏ装置と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ための規則及び／又は指示を格納する装置であり、
   前記コンピュータは、
   前記メモリは、各磁気共鳴信号解析を実行する規則、構造の少なくとも一方を記憶しており、
   フーリエ変換された周波数領域の磁気共鳴信号Ｓの自乗値を求め、前記磁気共鳴信号Ｓの自乗値の位相偏角を求め、
   2φ = arg {S²}
   に従って磁気共鳴信号Ｓに対する位相値情報Φを求め、多項式モデルによる領域拡張位相巻き戻し法に従って位相値情報を巻き戻し、
   I_water-pixel = |S| + S exp {iφ} and I_{fat-pixel =} |S| - S exp {iφ}
   に従って前記巻き戻した位相値情報Φを使用し、水が支配的である画素データＩ_{ｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌ}と脂肪が支配的である画素データＩ_{ｆａｔ−ｐｉｘｅｌ}を
   求めるためにプログラムされていること、
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記周波数空間のデータは、シングルスキャンの単一点ディクソン磁気共鳴系列から得られた生データであることを特徴とする請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. ＭＲＩパルスシーケンスがシーケンス毎にシングルエコーを生成するシングルイメージ取得スキャンからＭＲＩイメージデータを解析する磁気共鳴イメージングシステムであって、当該磁気共鳴イメージングシステムが有するコンピュータは、記憶メモリとＩ／Ｏ装置とを有するプロセッサを具備し、前記メモリは、周波数ドメインＮＭＲ信号解析を実行するための規則及び／又は指示を格納するものであり、
   前記コンピュータのプロセッサは、
   周波数領域においてフーリエ変換された複素磁気共鳴イメージング信号Ｓの自乗値を求め、
   2φ = arg {S²}
   に従って、前記信号Ｓの自乗値の位相偏角を求め、前記信号Ｓに対する位相値情報を求め、多項式モデルによる領域拡張位相巻き戻しアルゴリズムに従って位相値情報を巻き戻し、
   I_water-pixel = |S| + S exp {iφ} and I_{fat-pixel =} |S| - S exp {iφ}
   に従って水が支配的である画素データＩ_{ｗａｔｅｒ−ｐｉｘｅｌ}と脂肪が支配的である画素データＩ_{ｆａｔ−ｐｉｘｅｌ}を生成し、
   前記ＭＲＩシステムは、水の原子核と脂肪の原子核とが同調していない取得されたＭＲＩシーケンス周波数空間データからフーリエ解析した後、Ｂ_０不均等性、及び脂肪信号を主としたＮＭＲイメージデータと水信号を主としたＮＭＲイメージデータとが補正された化学シフトを展開すること、
   を特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
8. 前記周波数空間のデータは、シングルスキャンの単一点ディクソンＭＲＩシーケンスを用いて得られた生データであることを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージングシステム。
9. 前記周波数空間のデータは、フィールドエコーシーケンスを用いて得られたデータであることを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージングシステム。
10. 前記周波数空間のデータは、スピンエコーシーケンスを用いて得られたデータであることを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージングシステム。
11. 前記周波数空間のデータは、高速イメージングＭＲＩパルスシーケンスを用いて得られたデータであることを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージングシステム。
12. 前記周波数空間のデータは、シングルスキャン単一点ディクソンＮＭＲシーケンスを用いて得られたデータであることを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。

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