(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
共鳴周波数が異なる複数の核種の磁化ベクトルを横磁化として励起する第１のプリパルスを印加し、前記複数の核種のうち対象の核種と他の核種との間で所定の位相差が生じる位相発生時間が経過した後に、前記対象の核種の磁化ベクトルを縦磁化に戻す第２のプリパルスを印加するプレップ印加部分を用いて、当該プレップ印加部分によるプリパルスの印加後に所定のデータ収集シーケンスを実行するシーケンス実行部と、
前記データ収集シーケンスにより収集されたデータに基づいて、前記対象の核種の分離画像を生成する画像生成部と
を備え、
前記シーケンス実行部は、前記プレップ印加部分において前記第１のプリパルス及び前記第２のプリパルスの少なくとも一方の送信位相を変えながら前記プレップ印加部分及び前記データ収集シーケンスを繰り返し実行し、
前記画像生成部は、前記データそれぞれから得られた画像を合成することで前記分離画像を生成する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項２】
前記プレップ印加部分は、前記位相発生時間の間隔で配置された前記第１のプリパルス及び前記第２のプリパルスを含むバイノミアルパルスを印加するものであることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項３】
前記プレップ印加部分は、前記第２のプリパルスを印加した後に少なくとも１つの傾斜磁場スポイラーを印加するものであることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項４】
前記第１のプリパルス及び前記第２のプリパルスそれぞれが有するニューテーション角の合計が略１８０°であることを特徴とする請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項５】
前記位相発生時間は、前記対象の核種と前記他の核種との間で１８０°の位相差が生じる時間であることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１つに記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項６】
前記複数の核種には、水及び脂肪が含まれることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項７】
前記画像生成部は、平方和又は最大値投影を用いて合成することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１つに記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項８】
前記データ収集シーケンスは、高速スピンエコー（ＦＳＥ）法、シングルショット高速スピンエコー（ＳＳＦＳＥ）法、高速非対称スピンエコー（ＦＡＳＥ）法、可変フリップ角（ＶＦＡ）法、及び、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）法によるシーケンスのうちの少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項１〜７のいずれか１つに記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項９】
共鳴周波数が異なる複数の核種の磁化ベクトルを横磁化として励起する第１のプリパルスを印加し、前記複数の核種のうち対象の核種と他の核種との間で所定の位相差が生じる位相発生時間が経過した後に、前記対象の核種の磁化ベクトルを縦磁化に戻す第２のプリパルスを印加するプレップ印加部分を用いて、当該プレップ印加部分によるプリパルスの印加後に所定のデータ収集シーケンスを実行するシーケンス実行ステップと、
前記データ収集シーケンスにより収集されたデータに基づいて、前記対象の核種の分離画像を生成する画像生成ステップと
を含み、
前記シーケンス実行ステップでは、前記プレップ印加部分において前記第１のプリパルス及び前記第２のプリパルスの少なくとも一方の送信位相を変えながら前記プレップ印加部分及び前記データ収集シーケンスを繰り返し実行し、
前記画像生成ステップでは、前記データそれぞれから得られた画像を合成することで前記分離画像を生成する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）システム及び方法に関する。好ましくは、以下に記載するＭＲＩシステム及び方法は、異なるＮＭＲ（Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）種（例えば、水分子及び脂肪分子）から発せられるＮＭＲ信号を分離するための機能の拡張を含む。
【背景技術】
【０００２】
従来、ＭＲＩシステムにおいて、脂肪又は水を選択的に抑制した画像を得るための技術として、Ｄｉｘｏｎ法が知られている。Ｄｉｘｏｎ法は、水と脂肪との間でプロトンの共鳴周波数がわずかにずれることを利用して、プロトンから発せられるＭＲ信号をもとに水画像と脂肪画像とを別々に画像化する方法である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【非特許文献１】Ｗ．Ｄｉｘｏｎ、”Ｓｉｍｐｌｅ  Ｐｒｏｔｏｎ  Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ  Ｉｍａｇｉｎｇ”、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．１５３、Ｎｏ．１、Ｐａｇｅｓ  １８９−１９４
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明が解決しようとする課題は、データ収集シーケンスにおけるパラメータの自由度に対して時間的な制限を加えることなく分離画像を生成することができる磁気共鳴イメージングシステム及び方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
実施形態に係る磁気共鳴イメージングシステムは、シーケンス実行部と、画像生成部とを備える。シーケンス実行部は、共鳴周波数が異なる複数の核種の磁化ベクトルを横磁化として励起する第１のプリパルスを印加し、前記複数の核種のうち対象の核種と他の核種との間で所定の位相差が生じる位相発生時間が経過した後に、前記対象の核種の磁化ベクトルを縦磁化に戻す第２のプリパルスを印加するプレップ印加部分を用いて、当該プレップ印加部分によるプリパルスの印加後に所定のデータ収集シーケンスを実行する。画像生成部は、前記データ収集シーケンスにより収集されたデータに基づいて、前記対象の核種の分離画像を生成する。前記シーケンス実行部は、前記プレップ印加部分において前記第１のプリパルス及び前記第２のプリパルスの少なくとも一方の送信位相を変えながら前記プレップ印加部分及び前記データ収集シーケンスを繰り返し実行する。前記画像生成部は、前記データそれぞれから得られた画像を合成することで前記分離画像を生成する。
【図面の簡単な説明】
【０００６】
【図１】図１は、ＮＭＲ種（例えば、水と脂肪）を分離するための強化された準備的なパルスシーケンス（すなわち、従来のＭＲＩデータ収集シーケンスに先立って行われるパルスシーケンス）を用いるＭＲＩシステムの実施形態を示すブロック図である。
【図２】図２は、従来のＦＳＥ（Ｆａｓｔ  Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ）法によるＭＲＩパルスシーケンスが続く水／脂肪対向位相（Ｗａｔｅｒ／Ｆａｔ  Ｏｐｐｏｓｅｄ  Ｐｈａｓｅ：ＷＦＯＰ）プレップの概略を示すシーケンス図である。
【図３】図３は、３つの比較用の脳組織のＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）画像を示す図である。
【図４】図４は、３つの比較用のＭＲ画像における脂肪、白質及び灰白質を比較するための正規化された棒グラフを示す図である。
【図５】図５は、複数の収集によって得られたデータの合成（本例では、平方和（Ｓｕｍ  ｏｆ  Ｓｑｕａｒｅｓ：ＳＳＱ）を用いた合成）が続くことで、オフレゾナンスのＮＭＲ信号の全てのスペクトルにわたって最大信号となる最終合成画像を生成する位相サイクル準備シーケンス方式を用いた実施形態におけるＮＭＲ信号強度を示す図である。
【図６】図６は、データの合成のために４つの入力画像を提供する他の位相サイクル方式における４つのＮＭＲ信号収集を示す図である。
【図７】図７は、信号極性の交差点付近における不正確な脂肪／水割り当てを示す３つの比較用のＭＲ画像を示す図である。
【図８】図８は、複数の位相オフセットを用いた脂肪／水画像処理におけるＭＲ画像の一例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００７】
図１に示すＭＲＩシステムは、架台１０（概略断面で示す）と、互いに接続され機能する様々な関連するシステム構成要素２０とを含む。少なくとも架台１０は、通常、シールドルームに配置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、静磁場Ｂ０磁石１２、Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚ傾斜磁場コイルセット１４、及び、無線周波数（Ｒａｄｉｏ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ：ＲＦ）コイルアセンブリ１６の実質的に同軸円筒状な配置を含む。この円筒状に配置されたエレメントの水平軸線に沿って、被検体テーブル１１によって支持された被検体９の頭部を実質的に取り囲むように示されたイメージングボリューム１８がある。
【０００８】
ＭＲＩシステム制御部２２は、表示部２４、キーボード／マウス２６、及びプリンタ２８に接続される入力／出力ポートを備える。自明なように、表示部２４は、制御入力もまた備えるような多様性のあるタッチスクリーンであってもよい。
【０００９】
ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０と連動する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚ傾斜磁場コイルドライバ３２、並びにＲＦ送信部３４、及び送信／受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが、送信及び受信の両方に使用されている場合）を制御する。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、特定のシーケンスパラメータを定めるオペレータやシステムからの入力を使用して、予め利用可能になっているＭＲＩシーケンス制御部３０の様々なレパートリーのＭＲＩデータ収集シーケンスを実行するための適切なプログラムコード構造３８にアクセスする。
【００１０】
ＭＲＩシステムは、表示部２４へ送る処理済み画像データを作成するための情報をＭＲＩデータ処理部４２に提供するＲＦ受信部４０を含む。また、ＭＲＩデータ処理部４２（μｐ、Ｉ／Ｏ、記憶装置）は、（例えば、実施形態及び画像再生プログラムコード構造４４に従ったプロセスから得られるＭＲ画像データを格納するために）画像再生プログラムコード構造４４及びＭＲ画像記憶部４６にアクセスできるように構成されている。
【００１１】
また、図１には、ＭＲＩシステムの様々なデータ処理コンポーネントにアクセスできるコンピューター読み取り可能な記録媒体にストアドプログラムコード構造（例えば、バイノミアルＲＦ化学シフトの選択的前処理パルスを使用した水／脂肪対向位相シーケンスなどの強化された前処理シーケンスを生成するためのストアドプログラムコード構造）を記録したＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０を一般化した図も示している。なお、当業者には自明であるが、（プログラム格納部５０を普通に格納したり、ＭＲＩシステム制御部２２に直結したりするのではなく、）プログラム格納部５０を分割し、少なくとも一部を、システム構成要素２０の処理コンピューターのうち、通常の動作で、このようなストアドプログラムコード構造を最も早く必要とする処理コンピューターに直結してもよい。
【００１２】
実際には、図１は、当業者には自明であるが、本明細書で後述する実施形態を実行できるように若干の変更を加えた一般的なＭＲＩシステムを非常に高度に簡素化した図である。システムの構成要素は、様々な論理的な「ボックス」の集まりに分割され、通常、多数のデジタル信号処理装置（Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｓｉｇｎａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ：ＤＳＰ）、マイクロプロセッサ、特殊用途向け処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ／Ｄｉｇｉｔａｌ：アナログ／デジタル）変換用の処理回路、高速フーリエ変換用の処理回路、アレイ処理用の処理回路など）を含む。これらの処理装置それぞれは、一般的に、クロックの周期（又は、所定のクロック数の周期）ごとに物理データ処理回路がある物理的状態から他の物理的状態へ進むクロック動作型の「ステートマシン」である。
【００１３】
処理回路（例えば、中央演算処理装置（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ：ＣＰＵ）、レジスタ、バッファ、計算ユニット、など）の物理的状態が、動作中にあるクロック周期から別のクロック周期へ次第に変化するだけでなく、連結されているデータ記録媒体（例えば、磁気記憶媒体のビット格納部）の物理的状態も、そのようなシステムの動作中に、ある状態から別の状態へ変化する。例えば、ＭＲ画像の再構成処理の終了時、物理的な記録媒体におけるコンピューター読み取り可能かつアクセス可能なデータ値の格納場所（例えば、ピクセル値の複数桁２進数表現）のアレイは、いくつかの事前の状態（例えば、全部一律の「ゼロ」値、又は全部「１」値）から新しい状態に変わる。その新しい状態では、そのようなアレイ（例えば、ピクセル値）の物理的場所の物理的状態は、最小値と最大値との間で変動し、実世界の物理的事象及び状況（例えば、撮像体積空間内の被検体の組織）を表現する。当業者には自明であるが、格納されたデータ値のそのようなアレイは、物理的構造を表しかつ構成する。つまり、このようなアレイは、命令レジスタの中に順次読み込まれてＭＲＩシステムの１つ以上のＣＰＵによって実行されたときに動作状態の特定シーケンスを発生させてＭＲＩシステム内で移行させるコンピューター制御プログラムコードの特定構造を構成する。
【００１４】
以下で説明する実施形態は、ＭＲＩデータの収集及び処理の一方又は両方と、ＭＲ画像の生成及び表示との一方又は両方を行うための改良された方法を提供する。
【００１５】
標準的なＤｉｘｏｎ法の技術は、２０年以上の間、脂肪抑制のために使われてきた。Ｄｉｘｏｎのスピンエコー（Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ：ＳＥ）法では、ＴＥ（Ｅｃｈｏ  Ｔｉｍｅ：エコー時間）において、脂肪と水との間で所望の相対位相、望ましくはπラジアンの位相ずれが生じるように、ＲＦリフォーカスパルスの時間がシフトされる。また、ＤｉｘｏｎのＳＥ法は、高速スピンエコー（Ｆａｓｔ  Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ：ＦＳＥ）法に拡大適用できる。ＦＳＥ法では、Ｄｉｘｏｎの効果は、最初のＲＦリフォーカスパルスの位置、又は、エコー信号におけるリードエコー（ｒｅａｄ  ｅｃｈｏ）時間（ｋｘ＝０）の位置での所望の位相ずれに対応する時間のシフトによって奏される。なお、ＲＦリフォーカスパルスをシフトする方法には、各ビューでＲＦエコーのｋｘの位置が交互に入れ替わるため、典型的なＮ／２ゴーストを生じさせるという主な欠点がある。また、エコー間隔内でリードエコーの位置をシフトする他の方法として、エコー間の間隔を全サイクル時間（１．５Ｔ（ｔｅｓｌａ：テスラ）では４．６ｍｓ、３Ｔでは２．３ｍｓ）まで拡げる方法や、エコーを非対称に収集する方法がある。
【００１６】
また、Ｄｉｘｏｎ−ＳＥ法とＤｉｘｏｎ−ＦＳＥ法では、ＲＦエコーとリードエコー（ｋｘ＝０）とが同時に得られない。したがって、この遅延時間の間に、バックグラウンド位相が生じる。水と脂肪の分離を可能にするためには、フィールドマップを算出する際に、このバックグラウンド位相を除去する必要がある。しかし、バックグラウンド位相は簡単に算出することができない。また、エコー間隔を拡げた従来のＤｉｘｏｎ−ＦＳＥ法における他の欠点として、長いエコー間隔によって、フィールドマップの算出におけるロバスト性が低減することが知られている。
【００１７】
水と脂肪を分離するために複数のＤｉｘｏｎ−ＦＳＥ画像が収集される場合には、画像ごとに、エコー間隔内の異なるタイミングでリードエコーが収集される。このとき、各エコーは、時間依存性の位相発生源（すなわち、先行の傾斜磁場による渦電流）のために、わずかに異なる位相で収集される。したがって、説明可能なバックグラウンド位相と違い、データセット全体にわたって不均一なこの位相に対処するためには、特別な考慮が必要になる。
【００１８】
いわゆる「バイノミアル（ｂｉｎｏｍｉａｌ）」ＮＭＲ  ＲＦ励起パルスは、スペクトル（例えば、水）を選択的に励起するためのパルスとして以前より使用されてきた。例えば、バイノミアルパルスは、１：１、１：２：１、１：３：３：１のようなニューテーション角の比率で複数のＲＦニューテーション成分（ＲＦ  ｎｕｔａｔｉｏｎ  ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）を有しており、脂肪分子から発生する磁化は静磁場Ｂ０に沿った縦磁化として残し、水関連のＮＭＲの磁化のみを選択的に横磁化として励起するために用いられてきた。これにより、バイノミアルパルスは、脂肪が抑制された画像を生成する。
【００１９】
以下に示す実施形態では、ＭＲＩシステムは、シーケンス実行部と、画像生成部とを備える。シーケンス実行部は、共鳴周波数が異なる複数の核種の磁化ベクトルを横磁化として励起する第１のプリパルスを印加し、前記複数の核種のうち対象の核種と他の核種との間で所定の位相差が生じる位相発生時間が経過した後に、前記対象の核種の磁化ベクトルを縦磁化に戻す第２のプリパルスを印加するプレップ印加部分を用いて、当該プレップ印加部分によるプリパルスの印加後に所定のデータ収集シーケンスを実行する。画像生成部は、前記データ収集シーケンスにより収集されたデータに基づいて、前記対象の核種の分離画像を生成する。なお、シーケンス実行部は、例えば、図１に示したＭＲＩシーケンス制御部３０であり、画像生成部は、ＭＲＩデータ処理部４２である。
【００２０】
より具体的には、以下に示す実施形態は、少なくとも２つの独立した段階的なＲＦフリップ角成分（ＲＦ  ｆｌｉｐ  ａｎｇｌｅ  ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）を有するバイノミアルＲＦパルスを用いた準備的なＮＭＲシーケンス（プレップ印加部分）を提供する。ここで、ＲＦフリップ角成分は、ＮＭＲ周波数が異なる所定のＮＭＲ種の間で位相差Δθを発生させるために、時間τだけ間隔を開けて配置される。そして、このようなバイノミアルＲＦパルスに続いて、少なくとも１つの傾斜磁場スポイラーパルスが印加された後に、従来の主なＭＲＩデータ収集シーケンスが実行される。この従来のシーケンスの間に収集されたＭＲＩデータは、従来通り、収集されたＭＲＩデータの少なくとも１部が、被検体の組織の画像を生成及び表示するために用いられる。
【００２１】
特に好適な実施形態では、ＲＦフリップ角成分は、略９０°（π／２ラジアン）のニューテーションフリップ角を有し、略１８０°（πラジアン）の相対ＲＦ位相差を有する。さらに、本実施形態では、異なる種の間で発生する位相差は略πラジアンであり、化学的な位相シフトで分離されるＮＭＲ種は、周波数に約３．４ｐｐｍ（ｐａｒｔｓ  ｐｅｒ  ｍｉｌｌｉｏｎ）のずれがある水と脂肪の種である。
【００２２】
より詳細に説明すると、このプレップスキャン／ＭＲＩデータ収集方法は、プレップスキャンのパラメータ（例えば、バイノミアルパルス成分の少なくとも１つのために用いられる相対的なＲＦ位相の位相サイクル）を変えて、繰り返し実行することができる。そして、収集された複数セットのＭＲＩデータを合成することで、オフレゾナンスのＮＭＲ信号のスペクトル全体にわたって、より均一な信号を提供することができる。また、これにより、（例えば、平方和（Ｓｕｍ  ｏｆ  Ｓｑｕａｒｅｓ：ＳＳＱ）又は最大輝度投影（Ｍａｘｉｍｕｍ  Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ  Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：ＭＩＰ）又は類似のデータ合成方法を用いることによって、）より均一な最終画像を提供することができる。
【００２３】
特別な準備的なＮＭＲシーケンスに続いて実行される従来のＭＲＩ収集シーケンスは、例えば、高速スピンエコー（ＦＳＥ）法、シングルショット高速スピンエコー（Ｓｉｎｇｌｅ  Ｓｈｏｔ  Ｆａｓｔ  Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ：ＳＳＦＳＥ）法、高速非対称スピンエコー（Ｆａｓｔ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ：ＦＡＳＥ）法、可変フリップ角（Ｖａｒｉａｂｌｅ  Ｆｌｉｐ  Ａｎｇｌｅ：ＶＦＡ）法、定常状態自由歳差運動（Ｓｔｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ  Ｆｒｅｅ  Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ：ＳＳＦＰ）法などによるデータ収集シーケンスや、他の任意の好適なＭＲＩデータ収集シーケンスを含むことができる。
【００２４】
本実施形態は、ユニークなプリパルスを用いてＤｉｘｏｎ画像を描出する。本実施形態は、Ｄｉｘｏｎの水／脂肪対向位相（Ｗａｔｅｒ／Ｆａｔ  Ｏｏｐｐｏｓｅｄ−Ｐｈａｓｅ：ＷＦＯＰ）脂肪抑制画像を描出できる。より高度な手法では、当該プリパルスは、（ＬＡＶＡ（Ｌｉｖｅｒ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｗｉｔｈ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）、ＩＤＥＡＬ（Ｉｔｅｒａｔｉｖｅ  Ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｗａｔｅｒ  ａｎｄ  Ｆａｔ  ｗｉｔｈ  Ｅｃｈｏ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｙ  ａｎｄ  Ｌｅａｓｔ  Ｓｑｕａｒｅｓ  Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ）などに類似した）脂肪／水分離画像を生成するために用いることができる。
【００２５】
ＷＦＯＰ及び脂肪／水分離画像は、後続する主なＭＲＩデータ収集パルスシーケンスにおけるＴＥ／ＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ  Ｔｉｍｅ）やエコー間隔、読出し帯域幅などの自由度に対して時間的な制限を加えることなく収集できる。この理由から、本実施形態は、主に、短いエコー間隔のＦＳＥ（ＦＡＳＥ又はＶＦＡ）法又はＳＳＦＰ法によるイメージングを含む積極的な読出し方法を用いて脂肪／水分離画像を生成する場合に適用されると思われる。
【００２６】
図２に示す典型的なプレップ印加部分（以下、ＷＦＯＰプレップと呼ぶ）は、２つの９０°フリップパルスを有するバイノミアルＲＦニューテーションパルスを含む。９０°ＲＦ成分は、非選択、スライス選択、又はスラブ選択とすることができる。ＲＦパルス成分の相対送信位相は、水／脂肪の位相の発生に影響を及ぼす設計パラメータである。最も単純で典型的な方式では、ＲＦフリップ成分の送信位相は、正反対（＋ｘ、−ｘ、例えば、＋９０°、−９０°）である。
【００２７】
図２に示す典型的なＷＦＯＰプレップは、従来のＦＳＥ読出しの主要なＭＲＩデータ収集シーケンスと組み合わせて用いられる。なお、パルス間の位相発生時間τは、水／脂肪分離の場合は、３Ｔで１．１５ｍｓとするのが望ましい。シーケンス中の脂肪（黒い矢印）及び水（白い矢印）のイソクロマット（ｉｓｏｃｈｒｏｍａｔ）の発生は、１８０°（例えば、ｘ＝π／２）の相対的なＲＦ成分の位相に対応して表現された、概略９０°の時計回り（ｃｌｏｃｋｗｉｓｅ：ＣＷ）のフリップ角及び概略９０°の反時計回り（ｃｏｕｎｔｅｒｃｌｏｃｋｗｉｓｅ：ＣＣＷ）のフリップ角で示される。なお、ＲＦパルスは、スライス選択又はスラブ選択とすることができるが、図２では、非選択パルスとした場合の例を示している。
【００２８】
典型的なＲＦ成分は、逆位相（ｏｕｔ−ｏｆ−ｐｈａｓｅ）の時間間隔（水／脂肪分離の場合は、３Ｔで１．１５ｍｓ）だけ離される。第１のＲＦパルスは、縦磁化を横断面に倒す。その後、パルス間の時間τの間に、脂肪と水との間で相対位相角が発生する。そして、自由に調節可能な時間τ（水／脂肪の対向位相分離の場合には、望ましくは、１．１５ｍｓに等しい時間）が経過した後に、横磁化が逆に縦軸方向に戻される。これにより、脂肪と水の間で発生した位相角が保存される。その後、パルス／エコーをシフトすることなく、従来の任意のＭＲＩ読出しシーケンスを用いて、対向する位相の縦磁化が読み出される。ＦＳＥの場合は、エコートレインのリフォーカスパルスが、各エコーにおいて、（脂肪／水が対向した）元の相対位相で横磁化を再編成する。
【００２９】
典型的なＷＦＯＰプレップは、スペクトル選択の励起のために従来用いられていたものと若干類似したバイノミアル（１：１）ＲＦ合成パルスを用いる。しかし、新しい典型的なＷＦＯＰプレップは、両方（脂肪及び水）のベクトルを縦軸方向に残すように設計される。従来のバイノミアルスペクトル選択励起では、一方の種（一般的には、水）のベクトルが横断面に倒され、もう一方の種（一般的には、脂肪）のベクトルが縦軸方向に残される。このように、ＷＦＯＰプレップは、バイノミアルスペクトル選択励起パルスとは対照的に、バイノミアルスペクトル選択反転パルスに似ている。つまり、ＷＦＯＰプレップによって、１つのベクトルが選択的に励起されるのとは対照的に、１つのベクトルが選択的に反転される。
【００３０】
ＷＦＯＰプレップのプリパルスは、単純なＤｉｘｏｎ画像の生成に用いることができる。最も一般的には、この典型的な実施形態は、τ＝πのＷＦＯＰプレップを用いて、若干の脂肪消去を行うための単純な脂肪抑制に用いられる。しかしながら、位相発生時間（τ）が異なる複数のＷＦＯＰプレップ画像を合成して、脂肪／水分離画像を生成することもできる。
【００３１】
また、τは自由に設定できるパラメータであるので、ＷＦＯＰプレップは、マルチポイントディクソン法による脂肪／水分離の一部として用いることもできる。この場合は、ＷＦＯＰプレップによって、異なるτで複数の画像セットが得られる。そして、相対位相角は、ＭＲＩ収集や読出しシーケンスではなくＷＦＯＰプレップの中で発生するので、各時間τにおいて、他のシーケンス依存性の位相発生源（例えば、渦電流）及びスティミュレイテッドエコーから同様に影響を受けたデータが収集される。この全てのデータセットにおける均一性によって、結果として得られるマルチポイントＤｉｘｏｎデータの分析を単純化することができる。
【００３２】
ＩＲＢ（Ｉｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ  Ｂｏａｒｄ）の認可を受けた３Ｔ全身用ＭＲＩ研究機システムで男性ボランティアの脳をスキャンして、ＷＦＯＰプレップ有りの場合と無しの場合について、次のパラメータでパーシャルフーリエ３ＤＦＳＥのアキシャル画像を収集した。ＴＥ／ＴＲ＝８０／３０００ｍｓ、エコー間隔＝５．０ｍｓ、２ショット、ＥＴＬ（Ｅｃｈｏ  Ｔｒａｉｎ  Ｌｅｎｇｔｈ）＝８０、マトリックス＝２５６×２５６、パーシャルフーリエ係数＝５／８、ＦＯＶ（ｆｉｅｌｄ  ｏｆ  ｖｉｅｗ）＝２５×２５ｃｍ、１６枚の３ｍｍ厚スライス、及び、読出しＢＷ（Ｂａｎｄｗｉｄｔｈ：帯域幅）＝６５１Ｈｚ／ピクセル。また、比較のために、ＣＨＥＳＳ（Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｓｈｉｆｔ  Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）による脂肪飽和を行った類似画像も収集した。
【００３３】
脂肪抑制の効果を測るため、頭皮の下にある脂肪領域の４箇所、白質（Ｗｈｉｔｅ  Ｍａｔｔｅｒ：ＷＭ）の４箇所、及び灰白質（Ｇｒａｙ  Ｍａｔｔｅｒ：ＧＭ）の４箇所にＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ  ｏｆ  Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）を設定した。
【００３４】
図３において、脂肪飽和無しの画像（図３のＡ）、ＷＦＯＰプレップ有りの画像（図３のＢ）、ＣＨＥＳＳによる脂肪飽和有りの画像（図３のＣ）を示す。図３に示すように、ＷＦＯＰプレップの画像（図３のＢ）では、水信号に悪影響を及ぼすことなく、大部分の脂肪信号が除去された。
【００３５】
この単純な１つの実行可能性の検討のための画像（図３のＢ）は、ＣＨＥＳＳ画像（図３のＣ）ほど良好ではないが、複数の画像を合成することで改善される。そして、ＣＨＥＳＳとは異なり、典型的なＷＦＯＰプレップスキャンを用いれば、正確な水のみの画像及び脂肪のみの画像を得ることができる。
【００３６】
ＷＦＯＰプレップは、従来の短いエコー間隔のＦＳＥ読出しで、Ｄｉｘｏｎ画像の収集を可能にする。ここで、エコー間隔、読出し帯域幅、及び他のシーケンスパラメータは、時間τとは関係なく選択することができる。この自由性により、ＦＳＥベースのＤｉｘｏｎ法を、シングルショットＦＳＥのような短いエコー間隔のアプリケーションと組み合わせて用いることが可能になる。
【００３７】
なお、単一の収集の一部として用いられるとき、ＷＦＯＰプレップは、図４に示す例でＷＭ信号及びＧＭ信号が２０〜２５％減少していることからも明らかなように、信号を損失しやすい。図４は、脂肪飽和無しの画像、ＷＦＯＰプレップ有りの画像、及びＣＨＥＳＳ画像における信号の比較を示す図である。データは、脂肪飽和無しの画像における脂肪信号に正規化された。ＷＦＯＰでは脂肪信号が６３％まで減少し、ＣＨＥＳＳでは脂肪信号が７９％まで減少した。また、ＷＦＯＰプレップでは、ＷＭ信号が２５％減少し、ＧＭ信号が１９％減少した。また、ＣＨＥＳＳデータでは、水信号がごくわずかに減少した。信号損失は、ΔＢ１ＲＦ磁場不均一性によって９０°が不完全になることや、自由な位相発生時間τの間に、バックグラウンドのΔＢ０静磁場不均一性によって位相が発生することで生じうる。これらの理由から、単一の収集では、ＷＦＯＰプレップは、適切なＢ０及びＢ１の均一性を有する領域でのみ適用可能であるといえる。なお、バックグラウンド位相の発生による信号損失は、正弦波である。この信号損失は、以下で説明するように軽減できる。
【００３８】
ＷＦＯＰプレップにおけるＲＦ成分の相対送信ＲＦ位相は、ＷＦＯＰプレップデータを「位相サイクル」させるために交互に入れ替えられる。この位相サイクルは、概念及び設計の面で、ＳＳＦＰ（すなわち、ＣＩＳＳ（Ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｖｅ  Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  Ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ））と同様である。
【００３９】
例えば、最初のＷＦＯＰプレップ収集では、９０＋ｘ−（π時間の遅延）−９０−ｘを用いることができる。この場合には、図５のＡに示すように、π／２のオフレゾナンス（３Ｔでの１１０Ｈｚに相当）で脂肪及び水からの信号が消滅する。しかし、次のＷＦＯＰプレップでは、９０＋ｘ−（π時間の遅延）−９０＋ｙを用いる。この２番目の収集では、図５のＢに示すように、オンレゾナンススピン（脂肪及び水）が同様に消滅するが、π／２のオフレゾナンススピンは最大信号になる。
【００４０】
これらのデータセットそれぞれから得られた画像を（ＭＩＰ、ＳＳＱ、などを用いて）合成することで、図５のＣに示すように、オフレゾナンスのスペクトル全体にわたって、信号がより均一な最終画像を生成することができる。図５のＣにおいて、破線は、図５のＡの二乗データを表し、点線は、図５のＢの二乗データを表し、実線は、破線と点線とを合成したデータを表す。このようにして、最終画像は、ＣＩＳＳ画像と酷似した画像になる。この最終画像は、２つのＳＳＦＰ画像が合成されて、より均一な画像（すなわち、オフレゾナンス核のスペクトル全体にわたって最大信号強度の画像）になる。
【００４１】
図６は、ゼロ交点で信号損失が生じる正弦波信号変調の他の例を示している。すでに説明したように、ＲＦパルスの相対送信位相を調整することで、信号損失が補償される。例えば、送信位相を９０＋ｘ−９０−ｘとした方式（図６のＡ及びＣ）で谷が形成されるところで、送信位相を９０＋ｘ−９０＋ｙとした方式（図６のＢ及びＤ）ではピークが形成される。このように、ＲＦ送信位相をπ／２だけシフトすることは、正弦波応答をπ／２だけシフトすることと同等である。
【００４２】
単純なＤｉｘｏｎ対向位相画像の収集では、（例えば、図６のＡに示した方式を用いて、）ただ１つの画像が収集されなければならない。しかし、上記の信号変調によれば、（例えば、図６のＢに示した方式を用いて、）さらに位相サイクルされた画像が得られ、その結果として生じるデータを（例えば、ＳＳＱ、ＭＩＰなどを用いて）組み合わせることで、実質的に信号損失が無いＤｉｘｏｎ対向位相画像を生成することができる。
【００４３】
脂肪／水分離を行うためには、異なる位相πの時間間隔で複数の画像を得ることが必要である。どのようなＤｉｘｏｎベースの方法でも、ＷＦＯＰプレップを含め、少なくとも２つの個別の画像が必要である。例えば、これらの２つの画像は、図６のＡ及びＣに対応するτ＝π及びτ＝２πで得られる。しかし、正弦波信号変調のために、さらなる画像を収集することが推奨される。最も重要なのは、（図６のＢに対応する）送信位相がτ＝πの周期で変わる画像を収集する必要がある。さらにロバスト性を高めるためには、（図６のＤに対応する）送信位相がτ＝２πの周期で変わる画像も収集するとよい。
【００４４】
図６のＡに示すように、９０＋ｘ−９０−ｘ方式で、オフレゾナンスのπスペクトルをわたって発生時間をτ＝π（１．１５ｍｓ）とすると、水（実線）及び脂肪（点線）の信号は、π／２のオフレゾナンスで信号が消滅する。また、図６のＢに示すように、送信位相の方式を（９０＋ｘ−９０＋ｙ）とし、τ＝πとすると、脂肪及び水の信号がシフトされて、π／２オフレゾナンスで脂肪及び水の信号が（対向位相のままで）最大信号になる。また、図６のＣに示すように、送信位相の方式を（９０＋ｘ−９０−ｘ）とし、τ＝２πとすると、脂肪と水は整列するが、オフレゾナンスに起因してサイクルを続ける。また、図６のＤに示すように、送信位相の方式を（９０＋ｘ−９０＋ｙ）とし、τ＝２πとすると、脂肪と水は再び整列する。
【００４５】
水と脂肪の成分を解明するために、線形システムに画像（ここでは、図６に示す時間τ及び送信位相の方式に対応させて、Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤと称する）を入力することとする。ここで、データセットは、水スピン密度をρｗ、脂肪スピン密度をρｆ、背景位相（ΔＢ０と同等）をφとすると、以下に示す簡略化された方程式で表すことができる。
【００４６】
【数１】
0006005948.tif 000002
【００４７】
Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤの入力データは、符号付き振幅（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）データのみで表されるものであり、複素データで表されるものではない。この情報により、Ｂ及びＡ（或いは、Ｄ及びＣ）を用いて単純な位相マップを導出することができる。なお、位相アンラップは不要である。このような位相マップの導出は、複素画像データでは機能せず、符号付き振幅データでしか機能しないので、絶対位相は不要であり、相対位相のみが関係する。または、外部位相マップ（例えば、シミングデータの収集により得られる位相マップ）を用いてもよいし、（ＩＤＥＡＬのように）位相マップを繰り返して解明してもよい。
【００４８】
【数２】
0006005948.tif 000003
【００４９】
式１は、以下に示す式３のように、φの解を用いて行列の形式に書き換えることができ、線形代数法を用いて解くことでρｗ及びρｆを得ることができる。この例では、φの行列の反転するための方法として特異値分解（ｓｉｎｇｕｌａｒ  ｖａｌｕｅ  ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ：ＳＶＤ）を選択したが、自明なように、他にも多くの利用可能な数値法がある。
【００５０】
【数３】
0006005948.tif 000004
【００５１】
上記の数式は、４つの入力画像が用いられる場合の式である。勿論、異なるτや相関送信位相でより多くの画像を得て、行列に加えることも可能である。画像の最小限の数は、２つである。入力画像の理想的な数は、バックグラウンド位相の量及びＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ  Ｒａｔｉｏ）の関数である。
【００５２】
上記の解を用いることで、各ピクセル位置のρｗ及びρｆの推定値が得られる。しかし、その結果は、入力される符合付き振幅の再構成における極性に影響されやすい。正極と負極との間の接点では、脂肪と水との間の割り当てが、いくつかのピクセルにおいて不正確になることがある。図７に、この問題の例を示す。ここでは、極性の交差点（矢印参照）付近における不正確な脂肪／水の割り当ての例を示す。図７のＡは、入力される符号付き振幅の画像であり、灰色＝０、明＝一方の極性、暗＝他方の極性である。この入力データを用いて、図７のＡに示す極性の交差点付近で不正確にピクセルが割り当てられた図７のＢに示す脂肪の画像及び図７のＣに示す水の画像が生成される。
【００５３】
このような敏感性を軽減する１つの方法は、高品質でロバストな符号付き振幅を再構成することであり、そのための多くの方法が文献により公表されている。大部分の方法は、入力データの良好なＳＮＲに依存するものや、ゆっくり空間的に変化する位相で適切に挙動する位相マップを必要とするものである。
【００５４】
しかし、この実施形態の場合は、符号付き振幅自体に配慮する必要はなく、むしろ最終的な水と脂肪の分離画像に配慮する必要がある。したがって、符号付き振幅の極性に対する敏感性を除去するために、単純かつロバストな解決法を実施することができる。
【００５５】
例えば、脂肪／水分離は、位相オフセットを用いて実施することができる。図８に示すように、入力画像データごとに、単純な振幅画像及び位相（θ）画像を生成する。この位相画像を用いて、θ≧０の各ピクセルに正極を割り当て、θ＜０の各ピクセルに負極を割り当てる。そして、式２及び式３を用いて、脂肪／水の分離を行う。全ての処理をＮ回繰り返し、毎回、入力位相画像に一定の位相オフセットを加える。例えば、０°、３０°、６０°、９０°、１２０°の位相オフセットで６回処理を繰り返す。位相オフセットの数及び位相オフセットの増分は、基本的には任意である。そして、図８に示すように、位相オフセットごとに、脂肪画像及び水画像を生成する。位相オフセットの効果は、入力される符号付き振幅データにおける正極／負極の交差点の位置をシフトさせることである。ＳＶＤによる解法における脂肪／水の出力値は、交差点付近の値を除いて、全てのピクセルで同じ値である。全てのセットのうち最も一般的な値（モード）が、最終脂肪画像／最終水画像の値として割り当てられる。図８に、このアルゴリズムの１つの実施例を示す。この例では、３つの位相オフセットが用いられる。各位相オフセットの出力脂肪画像／出力水画像を、モードの操作により結合し、最終の脂肪／水画像を作成する。
【００５６】
ＷＦＯＰプレップのプリパルスにおけるＲＦ成分の相対ＲＦ送信位相を調節することで、異なる脂肪／水の正弦波応答を生成することができる。相対ＲＦ送信位相が異なる複数の画像を組み合わせて、ロバストなオフレゾナンス応答のＤｉｘｏｎ画像を生成することができる。
【００５７】
なお、ＲＦ成分が異なる送信位相を有することは、厳密に必須ではない。ＲＦ成分が同じ送信位相（すなわち、＋ｘ、＋ｘ）を有する場合には、負の水と正の脂肪とが生成されることになるが、それでも有効であろう。このように、各成分は独立して段階的に実行され、それぞれ異なっていてもよいが、これは必須ではない。
【００５８】
上記２段落で説明した別の実施形態を組み合わせて、ロバストなオフレゾナンス応答の脂肪／水分離画像を生成することができる。
【００５９】
また、ＷＦＯＰプレップにおけるＲＦパルスやＲＦ成分の数は変更することができる。例えば、１：３：３：１の合成バイノミアルＲＦパルスを用いることができる。異なるバイノミアル方式（１：１、１：２：１、１：３：３：１、など）によって、異なるオフレゾナンス応答の形状が作り出される。一般に、合成バイノミアルパルスの成分が多くなるほど、応答はボックスカーの形状により近付く。１：１の例は、最も単純な応答形状（正弦波）を示す。したがって、これが現在では最適な選択である。
【００６０】
単純な脂肪／水の同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）画像は、ＷＦＯＰプレップを全く用いない１つの画像セット（これは、従来のＭＲ画像である）を収集することによって得ることができる。この同位相画像は、ＷＦＯＰプレップを使用可能な他の脂肪／水分離用スキャンと組み合わせることができる。なお、この組み合わせは可能ではあるものの、この実施形態には、ΔＢ１／ΔＢ０効果を有するデータ（ＷＦＯＰデータ）とこれらの効果を有しないデータ（従来のＭＲ画像）とを混合するという欠点がある。したがって、この実施形態では、脂肪／水分離の品質が損なわれると予想される。
【００６１】
ＷＦＯＰプレップは、パルスシーケンスにおけるパラメータ（ＴＥ／ＴＲ、エコー間隔、読出し帯域幅など）の自由度に対して時間的な制限を加えることなく、Ｄｉｘｏｎイメージングを可能にする。したがって、ＷＦＯＰプレップは、従来はＤｉｘｏｎイメージングのために使うことが難しかった、又は、不可能であった積極的な読出し方法（すなわち、短いエコー間隔のＦＳＥ及び短いＴＥのＳＳＦＰ）とともに用いることができる。
【００６２】
また、ＷＦＯＰプレップは、従来のＤｉｘｏｎ法による脂肪／水分離方法（ＩＤＥＡＬ）を混乱させる渦電流を含む時間依存性のバックグラウンド位相の発生源の影響を受けない。
【００６３】
また、ＷＦＯＰプレップは、単純な振幅画像及び位相画像を入力することで、速く、直接的な処理を用いることができる。また、他の方法とは異なり、複雑な位相アンラップや、バックグラウンド位相の除去、ホモダイン処理が不要である。
【００６４】
また、ＷＦＯＰプレップは、全てのＤｉｘｏｎベースの方法のように、Ｄｉｘｏｎ水画像／Ｄｉｘｏｎ脂肪画像の完全な分離のために、少なくとも２つの入力画像を必要とする。しかし、入力画像は、マルチエコーのグラディエントエコー読出し方法で収集できるほどには、同じ主要なデータ収集シーケンスで収集することはできない。したがって、ＷＦＯＰプレップは、マルチエコーのグラディエントエコーイメージング（すなわち、ＬＡＶＡ）にとっては良い代替法ではないかもしれない。
【００６５】
また、ＷＦＯＰプレップは、オフレゾナンスによる信号損失を生じさせる可能性がある。この信号損失を軽減するためには、ＲＦ送信位相サイクルによる画像の追加が望ましい、又は必要な場合がある。
【００６６】
ＷＦＯＰプレップは、磁化を横断面（位相発生が起きる横断面）に倒したり、横断面から起こしたりするためフリップダウンＲＦパルス及びフリップアップＲＦパルスが必要になる。したがって、ＷＦＯＰプレップは、Ｂ１ＲＦ不均一性に対して敏感であるとよい。また、フリップ角αの最初のフリップダウンＲＦパルスが正確に９０°でなかった場合には、若干の磁化が縦軸方向（ｃｏｓα）に残る。そして、位相発生期間の後に、同じフリップ角αの縦軸方向に、横磁化がフリップアップして戻る場合がある。そのため、最後の縦磁化は、（ｓｉｎ２αの係数で調整される）位相発生した磁化と（ｃｏｓ２αの係数で調整される）位相発生していない磁化との組み合わせになる。位相発生した磁化と位相発生していない磁化とが混在すると、脂肪／水分離の処理が阻害される。ほぼ１００％の脂肪又は水（ρｗ＞０．９又はρｆ＞０．９）のピクセルの場合、大きな偏差（α＜７０°又はα＞１１０°、およそ２０％のΔＢ１）が、脂肪／水ピクセル値の不正確な割り当てを引き起こす場合がある。
【００６７】
本発明の一定の実施形態を記載してきたが、これらの実施形態は、単なる例として提示したのであって、本発明の範囲を限定するものではない。実際、本明細書に記載の新規の方法及びシステムは、様々な別の形式で具体化が可能である。さらに、本明細書に記載の方法及びシステムの形式の様々な省略、置換、及び変更は、本発明の精神を逸脱することなく行うことが可能である。添付の特許請求の範囲及びそれらの同等物は、本発明の範囲及び精神の範囲内に収まると考えられるような形式又は改変を網羅するものである。
【符号の説明】
【００６８】
２２  ＭＲＩシステム制御部
３０  ＭＲＩシーケンス制御部
４２  ＭＲＩデータ処理部（μｐ、Ｉ／Ｏ、記憶装置）
【図１】
0006005948.tif 000005
【図２】
0006005948.tif 000006
【図５】
0006005948.tif 000007
【図６】
0006005948.tif 000008
【図３】
0006005948.tif 000009
【図４】
0006005948.tif 000010
【図７】
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【図８】
0006005948.tif 000012