(57)【要約】  水及び脂肪画像は、パルスシーケンスを使用して取得され、その中で、一方の画像データセットのＮＭＲ信号は一方向の分極を有する読み出し勾配を用いて取得され、他方の画像データセットのＮＭＲ信号は反対の分極を有する読み出し勾配を用いて取得される。化学シフトにより生じる脂肪信号の誤整列は、ｋ空間の中の別々の水及び脂肪画像データセットを算出し、その後、実空間画像に変換することで補正される。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを用いる二種のスピン種を有する対象の画像生成方法であり、
ａ）パルスシーケンスを使用した一組のｋ空間画像データセットの取得において、一つのｋ空間画像データセットにおけるＮＭＲ信号（S'0）が一つの分極を有する読み出し勾配を用いて取得され、もう一つのｋ空間画像データセットにおけるＮＭＲ信号（S'1）が反対の分極を有する読み出し勾配を用いて取得される段階と、
ｂ）二つの画像s0及びs1を、それぞれのｋ空間データセットS'0及びS'1から再構成する段階と、
ｃ）前記二つの画像s0及びs1の一方又は両方から位相シフトを除去してそれぞれの画像s'0及びs'1を生成する段階と、
ｄ）前記二つの画像s'0及びs'1をｋ空間にフーリエ変換する段階と、
ｅ）その結果得られるｋ空間データセットS0及びS1から、化学シフト補正された第一のスピン種のｋ空間データセットW及び第二のスピン種のｋ空間データセットFを生成する段階と、
ｆ）前記第一及び第二のスピン種のｋ空間データセットW及びFをフーリエ変換して、第一のスピン種の画像w及び第二のスピン種の画像fを生成する段階と、からなることを特徴とする画像生成方法。
【請求項２】
前記二種のスピン種は、水に含まれる水素原子及び脂肪に含まれる水素原子であることを特徴とする請求項１に記載の画像生成方法。
【請求項３】
パルスシーケンスは、前記スピン種のうち一つのラーモア周波数に調節されたｒｆ励起パルスを生成することを含むことを特徴とする請求項１に記載の画像生成方法。
【請求項４】
段階ｃ）は、前記画像s1又はs0のうち一つの中の各ピクセルにおける位相を、前記一方の画像及び他方の画像の両方の対応するピクセル位相に分けることを特徴とする請求項１に記載の画像生成方法。
【請求項５】
段階e)は、
e)i)前記二つのｋ空間データセットS0及びS1の位相シフトする段階と、
e)ii)段階e)i)で生成された二つの位相シフトデータセットを足し合わせてｋ空間データセットの和S+を生成する段階と、
e)iii)ｋ空間データセットの和S+から第一のスピン種のｋ空間データセットWを生成する段階と、
e)iv)段階e)i)で生成された二つの位相シフトデータセットを差し引いてｋ空間データセットの差S-を生成する段階と、
e)v)ｋ空間データセットの差S-から第二のスピン種のｋ空間データセットFを生成する段階と、を含むことを特徴とする請求項１に記載の画像生成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核磁気共鳴画像法（「ＭＲＩ」）の方法及びシステムに関し、特に、複数の化学シフトしたスピン種の画像の再構成に関する。
【背景技術】
【０００２】
人体組織などの物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ0）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁気モーメントはこの分極磁場に沿って整列しようとし、その人体組織固有のラーモア周波数で分極磁場の周りをランダムに歳差運動する。もしこの物質つまり組織が、ｘｙ平面内にありラーモア周波数に近い周波数をもつ磁場（励起磁場Ｂ1）にさらされると、整列後の正味のモーメントＭzは、ｘｙ平面内に向かって回転し、もしくは「傾き(tipped)」、正味の横磁気モーメントＭtが生じる。励起信号Ｂ1を停止させた後、励起されたスピンにより信号が放出され、この信号を受信し処理して画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を利用して画像を形成する際には、磁場勾配(magnetic field gradients)（Ｇx、Ｇy及びＧz）が用いられる。通常、画像化しようとする領域は、使用する具体的な位置特定方法に従って勾配が変化するような一連の測定サイクルによりスキャンされる。結果として得られるＮＭＲ受信信号の組は、デジタル化されると共に処理され、多くの周知の再構成技法のうちの１つを用いて画像を再構成する。
【０００４】
本発明を、周知のフーリエ変換（ＦＴ）イメージング技法の一変法（「スピン・ワープ」とも呼ばれる）に関連させて記載する。スピン・ワープ技法については、非特許文献１で議論されている。スピン・ワープ技法では、ＮＭＲスピンエコー信号の収集に先だって可変振幅の位相エンコード磁場勾配パルス(phase encoding magnetic field gradient pulse)を利用し、空間情報をこの勾配方向に位相エンコードしている。２次元による実現形態（２ＤＦＴ）では例えば、空間情報は、１つの方向に沿って位相エンコード勾配（Ｇy）を適用することにより該方向においてエンコードされ、次いで、位相エンコード方向に直交する方向にある読み出し磁場勾配（Ｇx）の存在下でＮＭＲ信号が取得される。取得中に存在する読み出し磁場勾配は、上述の直交する方向での空間情報をエンコードしている。典型的な２ＤＦＴパルスシーケンスにおいては、位相エンコード磁場勾配Ｇyの大きさは、一連の視野において（ΔＧy）だけ増加し、一連の視野はスキャン時に取得され、全体の画像を再構成することのできる一組のＮＭＲデータを作成する。
【０００５】
ＮＭＲ画像化シーケンスにおいては、均一な磁場Ｂ０がカーテシアン座標系のＺ軸方向に画像化された物体に印加される。磁場Ｂ０を印加することにより、その物体の核スピンはＺ方向に配列する。この磁場内では、下式に従う物体固有のラーモア周波数で原子核が共鳴する。
ω=γB0
ここで、ωはラーモア周波数、γは核種に固有の磁気回転比(gyromagnetic ratio)である。原子核はこの周波数においてＲＦパルスに反応し、その縦方向の磁化が横方向のｘｙ平面に傾く。水は、生物組織に比較的豊富に存在することから、またその陽子の性質から、このような画像法において主な関心の対象である。水の陽子の磁気回転比γの値は４．２６ｋＨｚ／Ｇａｕｓｓであり、従って、１．５テスラの分極磁場Ｂ０における水の陽子のラーモア周波数はおよそ６３．９ＭＨｚである。
【０００６】
水の他、主に脂肪は生物組織内に存在し且つ異なる磁気回転比を有する。脂肪の陽子のラーモア周波数は、１．５テスラの分極磁場Ｂ０における水の陽子よりも約２１０Ｈｚ低い。このような異なる同位体又は同じ原子核の種、つまり陽子、のラーモア周波数の差異は化学シフトと呼ばれ、二種の化学状態の差異を反映している。
【０００７】
周知のスライス選択ＲＦパルスシーケンスにおいては、スライス選択磁場勾配ＧｚをＲＦパルスと同時に印加することで、ｘｙ平面内にある物体のスライス面内の原子核のみが励起される。原子核の励起後、ｘ軸及びｙ軸方向に磁場勾配が印加され、ＮＭＲ信号が得られる。ｘ軸方向の読み出し磁場勾配Ｇｘは、ｘ軸方向の位置に依存した異なる共鳴周波数での原子核の歳差運動を誘起し、つまり、Ｇｘは歳差運動している原子核を、周波数ごとに空間的にエンコードする。水と脂肪は、たとえ同じ位置にあっても異なる周波数にて共鳴するため、再構成された画像においてそれぞれの位置にズレが生じる。この化学シフトは、特に組織や臓器の境界においてぼけを生じたり、縁を何重にもみせたりする原因となり問題となる。
【０００８】
水又は脂肪からの信号を抑制するための技術はこれまでに多数開発されている。信頼性が高く均一な脂肪抑制は、ＭＲＩを用いて行う広範囲における精密診断のために不可欠である。特に、高速スピンエコー法(fast spin-echo)（ＦＳＥ）、定常状態自由歳差運動(steady-state free precession)（ＳＳＦＰ）、グラディエントエコー法（ＧＲＥ）のようなシークエンスにおいては、脂肪が画面上に明るく映るため、その下に隠れた病状を覆い隠してしまう。比較的均一な静磁場Ｂ０下の人体の箇所においては従来の脂肪抑制法で十分であるものの、脂肪抑制がルーチン的に機能しない応用例も存在する。特に、四肢イメージング(extremity imaging)、アイソセンタから逸れたイメージング(off-isocenter imaging)、大きな視野(large field of view)（ＦＯＶ）イメージング、また、腕神経叢や頭蓋底などその他多くの難しい箇所においては脂肪抑制がうまく機能しない。短時間反転回復(Short-TI inversion recovery)（ＳＴＩＲ）イメージングを用いると均一な脂肪抑制がされるが、水の画像やＴ１（縦緩和時間）に依存する画像の混合コントラストの信号雑音比（ＳＮＲ）が犠牲となる（非特許文献２参照）。後者の不利点から、ＳＴＩＲイメージングはＴ２強調画像への応用にのみ制限され、従来のＴ１強調画像への応用には単に従来の脂肪抑制法のみが用いられている。脂肪抑制法の他の技術には、スペクトル空間選択パルス又は水選択パルスを利用するものがあるが、しかしながらこの方法もまた静磁場の不均一性により影響を受けやすい（非特許文献３参照）。
【０００９】
「インフェーズ」及び「アウトオブフェーズ」画像法は、１９８４年にＤｉｘｏｎにより初めて描写され、この方法は水と脂肪の化学シフトに基づき水画像と脂肪画像を分離するために使用される（非特許文献４参照）。１９９１年にＧｌｏｖｅｒらは、被検体の組織により異なる磁気感受率(susceptibility)に起因する静磁場不均一からなる３ポイント法を用いてこのアプローチをさらに精査した（非特許文献５参照）。Ｈａｒｄｙらはこの方法を初めてＦＳＥイメージングへ応用し、スピンエコーの中心で読みだした一枚の画像と、その相対的な前後位置で読みだした続く二枚の画像からなる三枚の画像を取得した（非特許文献７参照）。
【００１０】
近年、Ｊｉｎｇｆｅｉ  Ｍａは、Ｄｉｘｏｎにより描写されたオリジナルの２ポイント法の改良技術を発表した（非特許文献８参照）。この方法では、Ｄｉｘｏｎのオリジナルの方法と同じようにインフェーズ及びアウトオブフェーズの二種類のエコーが得られるが、その中で、静磁場不均一性が存在することにより起こる水と脂肪の「入れ替わり(swapping)」を取り除くため、水と脂肪の間の曖昧さをはっきりとさせるアンラッピングアルゴリズム(upwrapping algorithm)が用いられている。この方法はさらに３Ｄ−ＳＰＧＲの取得へも拡張され、これにより反対の分極を有する読み出し勾配を持つ二つの読み出しが、同じパルスシーケンス又は繰り返し時間(ＴＲ)の中で取得される（非特許文献９参照）。
【００１１】
交互の分極を有する読み出し勾配を用いて単一パルスシーケンス又は繰り返し時間(ＴＲ)の中で複数の画像を取得するとき、化学シフトアーティファクトの結果、画像が空間的に互いに整列されないことが観測されている。その結果、上記の方法の一つを用いて画像が合成される際に、例えば、水又は脂肪のスピン密度のみを描写する画像であっても、組織や臓器の境界においてぼけを生じたり縁を二重にしたりするなどのアーティファクトが生じる。このアーティファクトは、特に、強い静磁場Ｂ０を印加することで化学シフトが大きくなる際や、信号雑音比（ＳＮＲ）の向上のために受信機のバンド幅を小さく設定する際に問題となる。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１２】
【非特許文献１】「「スピン・ワープＮＭＲ画像法及び人体全身画像法への応用」、Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ他著、１９８０年、Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ、２５巻  ｐ．７５１−７５６」」
【非特許文献２】「「短時間反転回復シーケンス  腹部のＭＲ画像法へのアプローチ」、Ｂｙｄｄｅｒ  ＧＭ、Ｐｅｎｎｏｃｋ  ＪＭ、Ｓｔｅｉｎｅｒ  ＲＥ、Ｋｈｅｎｉａ  Ｓ、Ｐａｙｎｅ  ＪＡ、Ｙｏｕｎｇ  ＩＲ著、１９８５年、Ｍａｇｎ. Ｒｅｓｏｎ. Ｉｍａｇｉｎｇ、３（３）  ｐ．２５１−２５４」」
【非特許文献３】「「同時に起こる空間的及びスペクトル的選択励起」、Ｍｅｙｅｒ  ＣＨ、Ｐａｅｊｙ  ＪＭ、Ｍａｃｏｖｓｋｉ  Ａ、Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ  ＤＧ著、１９９０年、Ｍａｇｎ. Ｒｅｓｏｎ.  Ｍｅｄ．、１５（２）  ｐ.２８７−３０４」」
【非特許文献４】「「単純陽子分光画像法」、Ｄｉｘｏｎ  Ｗ .著、１９８４年、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ１５３，ｐ．１８９−１９４」」
【非特許文献５】「「静磁場不均一性補正を用いた正しい水及び脂肪構成への３ポイントディクソン法」、Ｇｌｏｖｅｒ  ＧＨ、Ｓｃｈｎｅｉｄｅｒ  Ｅ著、１９９１年、Ｍａｇｎ. Ｒｅｓｏｎ.  Ｍｅｄ．、１８（２）  ｐ．３７１−３８３」」
【非特許文献６】「「水及び脂肪プロトンへのマルチポイントディクソン法及び感受率画像法」、Ｇｌｏｖｅｒ  ＧＨ著、１９９１年、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ、１  ｐ．５２１−５３０」」
【非特許文献７】「「３ポイントディクソン法を用いた高速スピンエコーＭＲ画像法における脂肪及び水の分離」、Ｈａｒｄｙ  ＰＡ、Ｈｉｎｋｓ  ＲＳ、Ｔｋａｃｈ  ＪＡ著、１９９５年、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ、５（２）  ｐ．１８１−１９５」」
【非特許文献８】「「効果的なロバスト位相補正アルゴリズムを適用したデュアルエコー２ポイントディクソン技法を用いた息止め下での水及び脂肪画像法」、Ｍａ  Ｊ著、２００４年、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．、５２（２）  ｐ．４１５−４１９」
【非特許文献９】「「造影増強ＭＲＩにおける脂肪抑制された三次元デュアルエコーディクソン技法」、Ｍａ  Ｊ、Ｖｕ  Ａ、Ｓｏｎ  Ｊ、Ｃｈｏｉ  Ｈ、Ｈａｚｌｅ  Ｊ著、２００６年、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｉｍａｇ．、２３  ｐ．３６−４１」
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
本発明は、反対の分極を有する読み出し勾配から二つの異なるスピン種の画像を取得した時に生じる化学シフトエラーを完全に補正することを目的とする。
【００１４】
本発明は、反対の分極を有する読み出し勾配から二つの画像のＮＭＲ信号を得た時に生じる化学シフトエラーを完全に補正した、水及び脂肪画像を生成することを目的とする。
【００１５】
本発明の前述及び他の目的及び利点については、後述する発明の詳細に記述する。発明の詳細では、符号は詳細の一部を構成する図面を参照しており、また、図面は本発明の好ましい実施形態を描いている。このような実施形態は必ずしも本発明の全ての範囲をカバーするものではないが、符号は請求の範囲でも参照しており、その中で本発明の範囲を説明している。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明は、複数の画像の取得のため交互読み出し勾配が用いられる時に生じる、画像アーティファクトの原因の発見から生まれ、また、画像再構成プロセスに使用される補正ステップを含む。
【００１７】
本発明の重要な一側面は、補正段階をｋ空間内でより簡単に行うことができる点である。第一の画像がインフェーズ、第二の画像がアウトオブフェーズである２ポイント取得法を考える。第一の画像s0(x,y)についてのｋ空間データは左から右への読み出し（つまり正の読み出し勾配）から取得され、第二の画像sl(x,y)についてのｋ空間データは右から左への読み出し（つまり負の読み出し勾配）から取得される。これら二つの再構成された実空間画像は下記のように記述できる。
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及び、
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ここで、w(x,y) 及びf(x,y)は水と脂肪のスピンから生じる信号であり、φ 0はコイル感度や他の原因から生じる位相定数項である。Δφは静磁場不均一性やその他の時間依存する静磁場不均一性が起因する位相の増加分である。さらに、位相シフトΔφにおいて実施された勾配分極の反転やタイミング不整合が原因となって位相シフトが起こる可能性がある。
【００１８】
Δxは化学シフトを表す。もし、スキャナの中心周波数が水に設定された場合、これらの再構成画像内の脂肪はわずかにシフトされ、そのシフトは、読み出し勾配が正のときは読み出し方向に、読み出し勾配が負のときは反対方向に同量シフトされる。二枚の画像内の脂肪の信号間における化学シフト（単位はピクセル）は下記のように記述される。
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ここで、 BWは読み出しバンド幅（通常±２０−１２５ｋＨｚ）、Nxは読み出し行列内のｋ空間サンプルの数、Δfは水と脂肪の間の化学シフトであり、１．５Ｔにおいて約−２１０Ｈｚである。後述の議論の中では、系の中心周波数が水に合わせて設定されているため全ての化学シフトは脂肪に起因するものとする。化学シフトは、ｒｆの中心周波数を変化させることで水にシフトでき、また水と脂肪の間のある値にセットすることができる。
【００１９】
位相φ0は、式（１）及び（２）の両方の信号を式（１）の位相で割ることで消去することができ、下記のように記述できる。
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及び、
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ここでΔxはピクセル単位で測定した化学シフトである。もし、位相分布画像(phase map)eiΔφ(x,y)がわかっていれば、式（５）の二番目の画像から復調することができ、w(x,y)及びf(x,y)を求めることができる。一般的に、Δφ(x,y)は不明であるものの、式（５）の絶対値をとることでその効果を無視することができる。これにより、上記ピクセルが、水支配（w(x,y)＞f(x,y))であるか、もしくは脂肪支配（w(x,y)＜f(x,y)）であるかによって、自然な曖昧さが生じる。
【００２０】
上記のあいまいさを解決するために、上述のＪｉｎｇｆｅｉ  Ｍａの参考文献に記述されたような位相アンラッピングアルゴリズム(phase unwrapping algorithm)が用いられる。画像s'1(x,y)内の各ピクセルの大きさ及び符号の正しい解は下式で与えられる。
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【００２１】
式（４）及び（６）で与えられる二つの画像をフーリエ変換すると、下記のような対応するｋ空間のデータのセットが得られる。
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及び、
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これらのｋ空間のデータのセットを用いて、また、Δx=FOV/Nxがピクセル次元（ｃｍ）であること、及び、ｋ空間が-kxmaxから+kxmax（kxmax＝π/ΔX）の間で抽出されることを考慮すると、別々の水及び脂肪のｋ空間のデータW(kx,ky)及びF(kx,ky)を計算できる。
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及び、
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【００２２】
注意すべきなのは、分母はゼロにはならないので、Δx≠Nx及びkx=Δk(nx+1/2)の時、
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である。最終的に、水画像(w(x,y))と脂肪画像(f(x,y))は、式（９）及び（１０）で与えられるｋ空間のデータのセットを逆フーリエ変換することで再構成することができる。但し、Δxがとても小さい（ゼロ）時、式（９）及び（１０）は下記のように簡単にすることができる。
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及び、
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【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】図１は本発明を用いるＭＲＩシステムを示すブロック図である。
【図２】図２は、パルスシーケンスを示す最良の実施形態であり、図１に図示されたＭＲＩシステムの操作を指揮して水及び脂肪画像を得るものである。
【図３】図３は図２に図示されたパルスシーケンスから得られた信号の誤整列を表すグラフ図である。
【図４】図４は図２に図示されたパルスシーケンスを用いて二つの画像を取得するために用いる方法を示すフローチャートである。
【図５】図５は水画像ｋ空間データセット及び脂肪画像ｋ空間データセットの算出のためのフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００２４】
特に図１を参照すると、本発明の好ましい実施形態がＭＲＩシステムに組み込まれている。ＭＲＩシステムは、ディスプレイ１２とキーボード１４を有するワークステーション１０を備える。ワークステーション１０は市販の書き込み可能な機械であり、市販の動作システムを走らせるプロセッサー１６を備える。ワークステーション１０は、ＭＲＩシステムにスキャン命令をインプットすることができる動作インターフェース(operator interface)を設ける。
【００２５】
ワークステーション１０は４つのサーバに接続しており、それらは、パルスシーケンスサーバ１８と、データ取得サーバ２０と、データ処理サーバ２２と、データ格納サーバ２３である。好ましい実施形態においては、データ格納サーバ２３は、ワークステーションプロセッサー１６及び関連するディスクドライブインターフェース回路により実行される。残りの３つのサーバ１８、２０、２２は、１つの匡体に搭載されて６４ビットバックプレーンバスを用いて相互に接続された別々のプロセッサーにより実行される。パルスシーケンスサーバ１８は、市販のマイクロプロセッサー及び市販の４通信コントローラーを使用している。データ取得サーバ２０及びデータ処理サーバ２２の両方は、同じ市販のマイクロプロセッサーを使用しており、さらにデータ処理サーバ２２は、市販の並列ベクトルプロセッサーに基づいた一以上のアレイプロセッサーを備える。
【００２６】
ワークステーション１０と、サーバ１８、２０及び２２の各プロセッサーはシリアル通信ネットワークに接続されている。このシリアルネットワークは、ワークステーション１０からサーバ１８、２０及び２２へダウンロードされるデータを伝達するとともにサーバ間及びワークステーションとサーバ間で通信されるタグデータを伝達する。さらに、データ格納サーバ２３へ画像データを伝達するための高速データリンクがデータ処理サーバ２２とワークステーション間に設けられている。
【００２７】
パルスシーケンスサーバ１８は、ワークステーション１０からダウンロードされるプログラム要素に応答して、勾配システム２４とＲＦシステム２６を動作させるように機能する。指定されたスキャンを実行するために必要な勾配波形が生成され勾配システム２４に与えられ、それにより勾配システム２４はアセンブリ２８の中にある勾配コイルを励起し、ＮＭＲ信号の位置エンコードに使用する磁場勾配Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを生成する。勾配コイルを備えるアセンブリ２８は、分極マグネット３２と全身用ＲＦコイル３４を備えるマグネットアセンブリ３０の一部を形成している。
【００２８】
ＲＦ励起波形はＲＦシステム２６によってＲＦコイル３４に与えられ、指定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行する。それに応答するＮＭＲ信号はＲＦコイル３４により検出されてＲＦシステム２６により受信され、パルスシーケンスサーバ１８が生成するコマンド命令により増幅、復調、フィルター処理、及びデジタル化処理される。ＲＦシステム２６はＭＲパルスシーケンスにて使用される広範囲なＲＦパルスを生成するＲＦ送信機を備える。このＲＦ送信機はスキャン命令及びパルスシーケンスサーバ１８からのコマンド命令に応答して、希望する周波数、位相、及びパルス振幅を有する波形のＲＦパルスを生成する。生成されたＲＦパルスは全身用ＲＦコイル３４、もしくは、一以上の局所コイル又はコイルアレイに与えることができる。
【００２９】
ＲＦシステム２６はまた、一以上のＲＦ受信チャネルも備える。各ＲＦ受信チャネルは、ＮＭＲ信号を受信するコイルに接続されてＮＭＲ信号を増幅する増幅器と、受信したＮＭＲ信号の直角位相成分Ｉ及びＱを検出してデジタル化する直角位相検出器(quadrature detector)を備える。受信されるＮＭＲ信号の大きさは、このようにして、下式のようにＩ成分及びＱ成分の二乗和の平方根によりいずれの抽出ポイントにおいてももとめることができる。
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また、受信されるＮＭＲ信号の位相は下記のように求められる。
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【００３０】
パルスシーケンスサーバ１８はまた、生体的収集コントローラー(physiological acquisition controller)３６から患者のデータを任意で受信することができる。生体的収集コントローラー３６は、患者に接続された数々の異なるセンサから信号を受信し、例えば、電極からのＥＣＧ信号やベローズ(bellows)からの呼吸信号などを受信する。パルスシーケンスサーバ１８は通常、このような信号を使用して、スキャンの実行を患者の呼吸又は心拍に同期、又は「ゲート(gate)」させる。
【００３１】
パルスシーケンスサーバ１８はまた、患者及びマグネットシステムの状態に関連する各種センサから信号を受信するスキャン室インターフェース回路(scan room interface circuit)３８と接続する。さらに、患者位置決めシステム(patient positioning system)４０がスキャン中に患者を希望する位置に移動させるコマンドの受信についても、スキャン室インターフェース回路３８を通す。
【００３２】
パルスシーケンスサーバ１８が、スキャン中にＭＲＩシステム要素のリアルタイム制御を行う、ということは明らかであるべきである。結果、そのハードウェア要素が、ランタイムプログラムにより適時実行されるプログラム命令で動作することが必要となる。スキャン命令の指示要素は、ワークステーション１０からオブジェクトの形でダウンロードされる。パルスシーケンスサーバ１８は、これらのオブジェクトを受信するプログラムを備え、これらオブジェクトをランタイムプログラムに使用されるオブジェクトに変換する。
【００３３】
ＲＦシステム２６により生成されるデジタル化されたＮＭＲ信号サンプルは、データ取得サーバ２０により受信される。データ取得サーバ２０は、ワークステーション１０からダウンロードされる指示要素に応答して動作し、リアルタイムＮＭＲデータを受信し、データオーバーランによりデータが失われないようバッファストレージを提供する。スキャンによっては、データ取得サーバ２０は取得されたＮＭＲデータをデータプロセッササーバ２２に渡すにすぎない。しかし、スキャンのさらなる実行を制御するために、取得したＮＭＲデータから導出された情報必要とするスキャンにおいて、データ取得サーバ２０はこのような情報を生成しパルスシーケンスサーバ１８に伝達するようにプログラムされる。例えば、プレスキャン中、ＮＭＲデータは取得された後、パルスシーケンスサーバ１８により行われるパルスシーケンスを較正するために使われる。また、ナビゲータ信号はスキャン中に取得され、ＲＦシステム又は勾配システムの動作パラメータを調整するために使われ、もしくは、ｋ空間が抽出される視野順序を制御するために使われる。また、データ取得サーバ２０は、ＭＲＡスキャン中に造影剤の到着を検出するために使用されるＮＭＲ信号を処理するために使われる。これら例のすべてにおいて、データ取得サーバ２０はＮＭＲデータを取得し、リアルタイムで処理して、スキャンの制御に使用される情報を生成する。
【００３４】
データ処理サーバ２２は、データ取得サーバ２０からＮＭＲデータを受信して、ワークステーション１０からダウンロードされた指示要素に従って処理する。このような処理は、たとえば、２次元又は３次元画像を生成する生のｋ空間ＮＭＲデータのフーリエ変換、再構成された画像へのフィルター処理の適用、取得されたＮＭＲデータの逆投影画像再構成の実行、機能ＭＲ画像の算出、動き又は流れの画像の算出等を含むことができる。次に記述するように、本発明は、データ処理サーバ２２により実行されるソフトウェアの中で実施される。
【００３５】
データ処理サーバ２２により再構成された画像は、再びワークステーション１０に伝達されて格納される。リアルタイム画像はデータベースメモリキャッシュ（図示せず）に格納され、ここから、マグネットアセンブリ３０付近に配置されたオペレータディスプレイ１２又はディスプレイ４２に出力され、担当医師により使用される。バッチモード画像又は選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ４４上のホストデータベースに格納される。このような画像が再構成されストレージに転送されるとき、データ処理サーバ２２は、ワークステーション１０上のデータ格納サーバ２３に通知する。ワークステーション１０は、オペレーター操作により、画像のアーカイブ、フィルムの生成、又はネットワークを介した他施設への画像の送信を行うことができる。
【００３６】
図１のＭＲＩシステムは、多数の異なるパルスシーケンスを実行して画像及び分光情報を生成することができる。本発明は、前述のパルスシーケンス及び後の画像処理において、特定の状況下で生じるアーティファクトの除去に関する。その様な状況の一つは、図２に示されるパルスシーケンスにおいて、二つの画像が再構成及び合成されたときに水もしくは脂肪のいずれかの画像が生成される場合に起こる。その他にもアーティファクトを生成する状況は多く存在するが、本発明を用いて補正可能である。
【００３７】
特に図２を参照すると、水と脂肪の画像を分離して取得することを可能とするパルスシーケンスが示されている。ｒｆ励起パルス５０が生成されて縦方向の磁化が横方向の平面に傾けられると、負の位相分散ローブ５２が読み出し勾配軸方向に生成され、続いて、最初のグラディエントエコーであるＮＭＲ信号５６を誘起する、正の読み出し勾配ローブ５４が生成される。この最初のＮＭＲ信号５６のエコー時間Ｔ１が、信号５６の中の水成分及び脂肪成分が１８０°アウトオブフェーズとなる時間ポイントに設定されるように、タイミングが選択される。この時間は１．５Ｔのシステムにおいて２．３ｍｓｅｃである。ＮＭＲ技術において周知のように、信号５６は、読み出し勾配と同方向に配向した直線に沿ってｋ空間の抽出を行う。ｋ空間におけるこの抽出軌道の具体的な位置は、この技術において周知のように、パルスシーケンスの中で印加される位相エンコード勾配及びスライス勾配によって求められる。
【００３８】
読み出し勾配の分極は、その後、逆になり、第二の読み出し勾配ローブ５８が生成され、これは横磁化を再びリフェーズ（位相戻し）し、第二のグラディエントエコーＮＭＲ信号６０を生成する。位相エンコードは不変であるため、第二のＮＭＲ信号６０は、同じ線形ｋ空間抽出軌道に沿っているが、反対方向に向けて抽出を行う。第二のＮＭＲ信号６０のエコー時間ＴＥ２は、脂肪と水のスピンが同位相になるように設定される。この時間は、１．５Ｔにおいて４．６ｍｓｅｃである。図２に示されるパルスシーケンスは、異なる位相エンコードで繰り返され、ｋ空間の至るところで抽出を行い、二つの分離したｋ空間データセットＳ０及びＳ１を生成し、そこから脂肪と水がインフェーズ及び１８０°アウトオブフェーズの画像が再構成される。
【００３９】
ｒｆ励起パルス５２の中心周波数が水のラーモア周波数に設定された場合、読み出し勾配軸方向の再構成画像内の脂肪信号は、化学シフトによってわずかにシフトされる。画像ピクセルを用いて測定されるこの化学シフト（Δx）の量は、下記のように表わされる。
Δx＝NxΔf/2BW
ここで、Δf＝水と脂肪の間の化学シフトであり、１．５Ｔにおいて約−２１０Ｈｚ
Nx＝読み出し中に取得されるｋ空間サンプル数
BW＝読み出しバンド幅で、通常±２０から１２５ｋＨｚ
【００４０】
重要なのは、この脂肪信号の化学シフトは、読み出し勾配が正の時には水信号から一方向に生じ、読み出し勾配が負のときには、脂肪信号は、水信号から反対方向に同量シフトする。結果として、上記のように取得された二つの画像内の脂肪信号は、水信号からΔx化学シフトするだけでなく、お互いから２Δx化学シフトする。
【００４１】
この二つの再構成画像内の脂肪信号の誤整列は図３に描写される。この例の中で、中心ＲＦ励起は水のラーモア周波数に設定され、ある特定の周波数ｆを有する水スピン信号７０ａは、正の読み出し勾配７１が印加されている時、フーリエ変換により読み出し軸ｘ上の補正位置７０ｂの位置に定められる。同様に、信号７０ｃは、同じ大きさを持つ負の読み出し勾配７２が印加されている時、同じ水スピンから生成され、これらのスピンは読み出し軸ｘ上の位置７０ｄの位置に定められる。これにより、水信号は両方の画像内で正しく整列する。
【００４２】
脂肪信号はわずかな周波数の差（１．５Ｔにおいて２１０Ｈｚ、３．０Ｔにおいて５２０Ｈｚ）でオフレゾナンス(off resonance)状態であり、フーリエ変換により定められる読み出し勾配軸上の位置に正しく定められていない。正の勾配７１が印加されると、同じ場所にある脂肪スピンがわずかに低い周波数信号７３ａを生成し、そのため脂肪スピンは、この信号のフーリエ変換により定められる水スピン７０ｂの一方向にΔxシフトした位置７３ｂに、誤って位置定めされる。負の読み出し勾配７２が生成されると、同じ脂肪スピンは、水スピン７０ｄの前記とは反対方向にΔxシフトした位置７３ｄに信号７３ｃを生成する。その結果、二つの再構成画像が合成されると、整列した水スピン７０ｂ及び７０ｄは読み出し軸ｘ上のそれぞれの位置においてスピン密度を正確に示すが、脂肪信号７３ｂ及び７３ｄはお互いから２Δxだけシフトしている。
【００４３】
特に図４を参照すると、処理ブロック１００に示されるとおり、本発明は、図２に示されるパルスシーケンスを用いて二つの画像が取得される水脂肪イメージング処理の中で使用される。ｒｆ励起パルス５２の中心周波数は水の周波数に設定され、二つのｋ空間データセットS'1及びS'0は前述したスキャンパラメータにて取得される。
【００４４】
二つの画像s0及びs1は、これらの取得されたｋ空間データセットを処理ブロック１０２にて示される逆フーリエ変換を実行することで再構成される。
【００４５】
両方の画像は、その後、処理ブロック１０４に示されるように位相補正される。この位相補正は、so(x,y)画像内の各画像ピクセルにおける位相を、それ自身及び第二の画像sl(x,y)内の対応するピクセルで割り、上記の式（４）及び式（５）の中で示される二つの画像s'0(x,y)及びs'1(x,y)を生成することで達成される。処理ブロック１０６にて示されるように、位相補正された画像s'1(x,y)の大きさは、その後、上記の方法で計算され、上記の式（６）で示される画像s''1(x,y)を生成する。
【００４６】
二つの補正された画像は、その後、処理ブロック１０８に示されるようにｋ空間に再び変換される。全ての軸は、変換されて式（７）及び式（８）のｋ空間データセットを生成することができるが、本発明の目的のために、ここでは読み出し勾配軸上のフーリエ変換を行っている。
【００４７】
この時点で化学シフトの補正が行われ、処理ブロック１１０に示されるように、上式（９）に従って最終的な水ｋ空間データセットW(kx,ky)の算出及び、上式（１０）に従って最終的な脂肪ｋ空間データセットF(kx,ky)の算出を行う。これらの二つのデータセットは、その後、処理ブロック１１２に示されるようにフーリエ変換され、最終的な水画像w(x,y)と最終的な脂肪画像f(x,y)が生成される。
【００４８】
図５では、式（９）に従う水画像のｋ空間データセットの算出及び、式（１０）に従う脂肪画像のｋ空間データセットの算出が描写されている。処理ブロック１２０及び１２２に示されるように、最初のステップはｋ空間データセットS0(kx,ky)及びSl(kx,ky)を位相シフトすることである。具体的には、位相シフトされたデータセットS''0は、ｋ空間データの各kyの列に、
2010502301.tif 000018
を掛けて位相シフトすることで生成される。同様に、位相シフトデータセットS''1は、ｋ空間データの各kyの列に、
2010502301.tif 000019
を掛けることで生成される。
【００４９】
処理ブロック１２４に示されるように、二つの位相シフトデータセットS''0 及びS''1は、その後、足し合されてｋ空間データセットS+(kx,ky)を生成し、処理ブロック１２６においてその中の値を2 cos(ΔxΔXkx)で割ることで、水画像のｋ空間データセットW(kx, ky)が生成される。
【００５０】
処理ブロック１３４に示されるように、上記で算出された二つの位相シフトデータセットS''0及びS''1は、その後、S''1の値をS''0の対応する値から引くことでまとめられ、異なるｋ空間データセットS-(kx, ky)が形成される。処理ブロック１３６に示されるように、その後、その中の値を2 cos (ΔxΔXkx)で割ることで、脂肪画像ｋ空間データセットF(kx, ky)が生成される。
【００５１】
二つの化学種の別々の画像を生成するための先行技術とは異なり、二つの取得データセットの合体は画像空間よりもむしろｋ空間の中で実行される、ということは明らかであるべきである。これにより、読み出し勾配の交互の分極に起因する化学シフトアーティファクトの補正が可能になる。
【００５２】
水及び脂肪画像は発明の好ましい実施形態の中で生成されているが、本発明は、反対の分極を有する読み出し勾配を用いて取得される二つ以上の画像が合成される他の臨床応用へ適用可能であることは明らかであるべきである。
【００５３】
上記のアプローチは二つの付加的な考察によって修正可能であることは注意すべきである。第一に、本発明の補正法の詳細はスキャナの中心周波数が水に設定されているという条件の下で描写されている。これは典型的な概要ではあるが、中心周波数は、脂肪又は水と脂肪の中間の周波数を含む他の周波数に設定可能である。これらの場合、二つの勾配分極を使って取得される脂肪画像のシフトの補正に使われる位相シフトは、補正可能であり、またs0及びs1に適切に適用可能であり、水及び脂肪画像の正しい配列を確実なものにする。大きな周波数シフトは上記分析の単純補正である。
【００５４】
同様に、中心周波数の中で効果的な局所的シフトを生み出す局所的オフレゾナンス効果も存在可能である。この効果の原因は、磁気感受率及び画面に渡って「フィールド不均一性マップ(field inhomogeneity map)」を生じさせるようなその他のオフレゾナンス効果である。フィールドマップΨ、単位はＨｚ、は反対の勾配分極を用いて取得される画像において、水と脂肪両方を同等かつ逆に空間シフトさせることのできる時間依存位相シフトを生み出す。多くの化学シフトイメージングは局所的なフィールドマップΨを測定し、これにより、局所的なフィールド不均一性に起因する空間的な歪みによる生じる反対の勾配分極を用いて取得される画像の局所的誤整列が補正される。フィールドマップがわかっているとき、上記と酷似したアプローチにより（数学的にはより複雑になるものの原理的には酷似している）その効果を取り去ることができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【国際調査報告】
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