(57)【要約】対象物の内部における磁気共鳴映像法の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を、対象物を囲む一様なスピン密度の媒体の測定ＲＦ信号強度から推定する方法が述べられている。この推定は、対象物と、それの測定自体において生じる歪みと共に、映像を得るためのＭＲＩ装置のＲＦレシービングコイルの不均一性に起因するＲＦ強度の空間的変化を是正することにより、磁気共鳴映像のコントラストを向上するために用いることができる。これは、対象物を囲む実質的にスピン密度が一様の媒体の映像を複合して得ることにより実現できる。周囲媒体を解析し、ＲＦ信号受信用の概念的なポイントを設置することにより、対象物の内部のＲＦ信号強度の減衰プロファイルの半経験的な数学的な式は決定される。次に、それが、対象物を囲む媒体から選択された測定ＲＦ信号強度にフィットされ、対象物の内部のＲＦ信号強度における空間的変化が推定される。
2006522619.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象物の内部における、磁気共鳴映像の複数の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を、前記対象物の周囲の、スピン密度が一様な周囲媒体の、複数の測定ＲＦ信号強度から推定する方法であって、
前記方法は、
本質的にスピン密度が一様の媒体に囲われた対象物の磁気共鳴映像を、前記映像の解像度の長さスケールで、取得することと、
前記対象物の内部における、ＲＦ信号強度の前記空間的変化の半経験的な数学的モデルを数式化することと、
前記対象物の内部における、磁気共鳴映像の複数の高周波（ＲＦ）信号強度の前記空間的変化を推定するために、前記モデルを、前記周囲媒体の複数の測定ＲＦ信号強度の選択されたものにフィッティングすることと、を有する、方法。
【請求項２】
請求項１において、前記対象物の内部におけるＲＦ信号強度の前記空間的変化の前記半経験的な数学的モデルを数式化する前記ステップは、
複数のＲＦ信号の見かけ上の複数のレシーバーとして動作すると概念的にみなされる複数のポイント（以下、“複数のＲＦレシーバーポイント”として参照される）を、前記映像の或る面に設置することと、
前記複数のＲＦレシーバーポイントに対して、前記映像の前記或る面の、前記対象物の内部における、ＲＦ信号強度の空間的プロファイルを数式化することと、を含む、方法。
【請求項３】
請求項２において、前記複数のＲＦレシーバーポイントは、前記周囲媒体に設置されている、方法。
【請求項４】
請求項２または３において、前記空間的強度プロファイルは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴うＲＦ信号強度の同心的な減少があるように、数式化される、方法。
【請求項５】
請求項４において、ＲＦ信号強度の前記減少は、すべての前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う信号強度の減衰の割合が同じになるように、数式化される、方法。
【請求項６】
請求項２ないし５のいずれかにおいて、前記空間的プロファイルは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う、信号強度の指数関数的な減衰を持つように、数式化される、方法。
【請求項７】
請求項２ないし５のいずれかにおいて、前記空間的プロファイルは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の累乗の逆数に伴う、信号強度の減衰を持つように、数式化される、方法。
【請求項８】
請求項４ないし７のいずれかにおいて、前記磁気共鳴映像がアキシャル面において得られるときは、前記半経験的な数学的モデルは、以下のように数式化される、方法。
【数１】
2006522619.tif 000006
ここで、ｘおよびｙは、映像座標であり、Ｉ（ｘ，ｙ）は、前記ＲＦ信号の前記空間的強度プロファイルの前記モデルであり、Ｎは、複数のＲＦレシーバーポイントの数であり、Ｉｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントにおいて前記推定された信号強度であって、前記フィッティングの手続きにより決定されるものであり、Ｒは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離とともに信号強度が減衰する割合であって、前記フィッティングの手続きによって決定されるものであり、ｘｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントのｘ位置であり、ｙｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントのｙ位置であり、ｆは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う、ＲＦ信号強度の同心的な減少の楕円率であって、前記フィッティングの手続きによって決定されるものであり、θｎは、コロナル面に対する、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度の減衰の楕円状輪郭線の主軸の角度配列である。
【請求項９】
請求項８において、前記ＲＦ信号強度の減衰の前記の楕円状輪郭線の前記主軸が前記コロナル面に対し平行であり、θｎ＝０度であれば、前記空間的強度プロファイルは、以下のように縮められる、方法。
【数２】
2006522619.tif 000007
【請求項１０】
請求項１ないし９のいずれかにおいて、前記複数の測定ＲＦ信号強度の選択されたものは、前記周囲媒体の映像の、複数のラジアルラインセグメント、または複数の水平および垂直ラインセグメントのそれぞれにおける最大信号強度の複数のピクセル（以下、“複数の選択ピクセル”として参照される）を有する、方法。
【請求項１１】
請求項１０において、ラインにより前記複数の選択ピクセルを繋ぎ、トレースを形成することをさらに有する、方法。
【請求項１２】
請求項１１において、前記方法は、前記トレースから、信号強度の複数の極大を得ることを、さらに有する、方法。
【請求項１３】
請求項１２において、アキシャル面において前記磁気共鳴映像が得られるとき、前記複数のＲＦレシーバーポイントは、前記複数の選択ピクセルの信号強度の前記複数の極大に設置される、方法。
【請求項１４】
請求項１３において、前記アキシャル面において前記磁気共鳴映像が得られるとき、前記複数の選択ピクセルの信号強度の前記複数の極大は、１２ピクセルよりも近接していない、方法。
【請求項１５】
請求項１４において、前記フィッティングの手続きでは、前記複数の選択ピクセルから決定される信号強度の前記複数の極大を、前記複数のＲＦレシーバーポイントの前記信号強度Ｉｎの初期値とする、方法。
【請求項１６】
請求項１５において、前記フィッティングの手続きでは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離により信号強度が減衰する割合Ｒの初期推定値を得ることを含み、以下のように求められる、方法。
前記複数の極大の決定と同様に、前記複数の選択ピクセルの中に複数の極小を設置する、
各ＲＦレシーバーポイントについて、最近接の２つの極小を設定し、指数関数的な信号強度の減衰曲線を、前記ＲＦレシーバーポイントからの距離の関数として、前記２つの極小の前記信号強度が、前記ＲＦレシーバーポイントの信号強度から求まるようにフィッティングし、前記ＲＦレシーバーポイントから距離が離れることによる信号強度の減衰の割合Ｒｎの推定値を決定し、
各ＲＦレシーバーポイントからの距離による、信号強度の減衰の割合Ｒｎの前記推定値の平均を求め、初期推定値Ｒとして使用されるようにする。
【請求項１７】
請求項９ないし１６のいずれかにおいて、前記磁気共鳴映像が前記アキシャル面において得られるとき、所定のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線は、前記対象物の前記映像を取得するＭＲＩ装置のＲＦレシーバーコイルエレメントの面に対しほぼ垂直で、前記所定のＲＦレシーバーポイントに非常に近接した短軸を備えている、方法。
【請求項１８】
請求項１１ないし１７のいずれかにおいて、前記磁気共鳴映像が前記アキシャル面において得られるとき、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線のそれぞれの前記角度配列は、前記トレースに対して決定される、方法。
【請求項１９】
請求項１８において、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線の前記主軸の前記角度配列は、前記トレースに対して、以下のように得られる、方法。
各ＲＦレシーバーポイント上にウインドウカーネルをセンタリングし、前記複数の選択ピクセルの前記トレースが前記ウインドウカーネルの境界線を通過する位置であって、前記ＲＦレシーバーポイントから最も遠い２つの位置を見つけ、
前記２つの最も遠い位置により二分するラインの前記コロナル面に対する角度を計算する。
【請求項２０】
請求項１９において、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線の前記角度並列を決定するために前記複数のＲＦレシーバーポイント上にセンタリングされる前記ウインドウカーネルは、幅が少なくとも１３ピクセルの正方形のウインドウカーネルである、方法。
【請求項２１】
請求項８ないし２０のいずれかにおいて、空間的強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）の前記モデルを、Ｉｎ、Ｒおよびｆの最適パラメータ化のために、前記複数の選択ピクセルの映像強度にフィットし、前記対象物全体のＲＦ信号強度の前記空間的変化を推定する、方法。
【請求項２２】
請求項８ないし２０のいずれかにおいて、当該方法は、ＲＦの空間的減衰プロファイルを求め、それにより、前記対象物の内部における前記複数の磁気共鳴映像強度のスケールを変更し、それにより、前記対象物全体のＲＦ信号強度の前記空間的変化を最小にすることをさらに有する、方法。
【請求項２３】
請求項２２において、前記ＲＦの空間的減衰プロファイルは、前記推定されたＲＦ信号強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）を、前記対象物で占められている領域内のＩ（ｘ，ｙ）の最小値または最大値により割ることにより決定される、方法。
【請求項２４】
請求項２３において、前記対象物全体のＲＦ信号強度の前記空間的変化は、前記対象物の内部における前記映像強度を、前記ＲＦの空間的減衰プロファイルにより割ることによって最小化される、方法。
【請求項２５】
請求項１ないし２４のいずれかにおいて、前記磁気共鳴映像がスピンエコー映像であるとき、前記所定のエコータイムの前記対象物の内部における前記推定された信号強度を、前記所定のエコータイムの前記周囲媒体の内部において予測される信号強度の残存パーセンテージにより割り、さらに、その結果を、前記囲んでる媒体において予想される水素プロトンのスピン密度の、前記対象物自体において予想される水素プロトンのスピン密度に対する比により割ることにより、ゼロエコータイムにおける前記対象物の内部における前記映像強度の推定値を得ることを、さらに有する、方法。
【請求項２６】
請求項２５において、前記対象物の内部におけるトランスバース緩和率は、前記対象物および周囲媒体の異なるエコータイムにおいて得られる一連のスピンエコー映像から計算される、方法。
【請求項２７】
請求項２６において、前記磁気共鳴映像がスピンエコー映像であるとき、当該方法は、前記対象物の内部におけるトランスバース緩和率の計算に、ゼロエコータイムにおける前記対象物の内部における前記複数の映像強度の推定値を用いることをさらに有し、前記複数の推定値は、前記一連のスピン映像の中で、経過時間が最短のスピンエコータイムの映像から決定される、方法。
【請求項２８】
請求項１ないし２７のいずれかにおいて、評価する前記対象物が肝臓であるとき、前記周囲媒体は、腹部の周囲の皮下脂肪層である、方法。
【請求項２９】
請求項２８において、前記肝臓の内部において、トランスバース緩和率が、一連のスピンエコー映像から算出されるとき、前記皮下脂肪は、ゼロエコータイムにおける前記肝臓の内部における映像強度の推定に使用され、前記トランスバース緩和率の算出をアシストする、方法。
【請求項３０】
対象物の磁気共鳴（ＭＲ）映像を向上する方法であって、
前記対象物の初期ＭＲＩ映像を獲得することと、
前記対象物の周囲媒体であって、スピン密度が一様の媒体の複数の測定ＲＦ信号強度から、前記対象物の内部における磁気共鳴映像の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を推定することとであって、
本質的にスピン密度が一様の媒体により囲われた対象物の磁気共鳴映像を、前記映像の解像度の長さスケールで、取得し、
前記対象物の内部におけるＲＦ信号強度の前記空間的変化の半経験的な数学的モデルＩ（ｘ，ｙ）を数式化し、
前記モデルを、前記周囲媒体の複数の測定ＲＦ信号強度の選択されたものにフィッティングし、前記対象物の内部における磁気共鳴映像法の複数の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を推定することと、
前記映像の対象物の前記複数の信号強度を、前記ＲＦ信号強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）により割って初期ＭＲＩ映像のスケールを変更する際に、ＲＦ信号強度の前記推定された空間的変化を利用することと、を有する、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ある対象物の内部における磁気共鳴映像の複数の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を、その対象物の周囲のスピン密度が一様な媒体の、例えば、アキシャル映像において、肝臓の周囲の皮下脂肪のようなものの複数の測定ＲＦ信号強度から推定する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
核磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の臨床への応用は、人体の物理学的および化学的な特性および手法による定量的な測定法として革新的に拡大している。定量的な情報は、映像データから抽出されるものであり、機器効果の変動については、映像化される対象物に表れる種々の影響のみならず、測定されたパラメータに対する影響も含めて明らかにすることが重要である。特に重要なのは、不均質性の重畳が、映像内の高周波（ＲＦ）信号強度における空間的変化に対し影響を与えることである。磁気共鳴信号強度における不均一性は、機器および対象物の双方の効果によるものであることは、“Standing-Wave and RF Penetration Artifacts Caused by Elliptic Geometry: An Electrodynamic Analysis of MRI”, IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 17, No. 4, pp. 653-662, 1998  (ref)において、J. G. Sled および G. B. Pikeにより認められている。機器効果は、ＲＦ励起の不均質性、レシービングコイルの感度の不均一性、および傾斜磁場の渦電流を含み、測定対象物の効果は、ＲＦ透過率の変動および定在波による効果を含む。これらの強度の種々の変化により、映像の異なる部分の映像強度を比較することが無意味になってしまい、正確な量的な情報を得るためには補正する必要がある。したがって、量的なＭＲＩの開発において、ＲＦ信号強度勾配の効果（影響）を修正できる方法は、重要な開発分野である。
【０００３】
種々のプレ−またはポスト−プロセッシング技術は、測定される対象物の内部におけるＲＦ信号強度の空間的変化を是正することを中心として開発が進められていることが、“A method of radio-frequency inhomogeneity correction for brain tissue segmentation in MRI”, Computerized Medical Imaging and Graphics, Vol. 25, pp. 379-389, 2001において、L. Q. Zhou, Y. M. Zhu, C. Bergot, A.-M. Laval-Jeantet, V. Bousson, J.-D. Laredo, および M. Laval-Jeantet により述べられている。プレ−プロセッシング技術は、対象物の測定の前に、均質性のファントムを測定することに焦点を合わせており、ＲＦフィールドにおける不均質性を評価することは検討中である。しかしながら、これらの技術は、映像化された対象物に表れるＲＦの透過における不均質性を端的に明らかにし得るものではない。ポスト−プロセッシング技術は、この現象を、対象物のデータセット自体の解析により、対象物の内部におけるＲＦ信号強度の減衰プロファイルを推定することにより、修正しようとしている。これは、ＲＦフィールドのバイアスのような対象物とは独自した効果と、対象物の内部における信号強度の減衰のような対象物に従属した効果との両方の修正を可能にする。ほとんどのポスト−プロセッシング技術の裏にある仮説は、ＲＦ信号強度における不均一性は、映像全体の低空間周波数成分に起因するものであろうということである。したがって、ＲＦの不均質性を推定するための多くのアプローチは、映像をスムージングするための強度修正機構を基にしている。ホモモフィックフィルターは、このシチュエーションでは主に、構造上の境界を変更することなく、その低周波の信号強度成分を明らかにするために使用される。他のポスト−プロセッシング方法は、構造分類技術および強度面の内挿を基にしている。
【０００４】
人間の頭部の内部におけるＲＦ信号強度変化を推定するための一つのポスト−プロセッシング技術は、重要な参考文献である。“Correction of Intensity Variations in MR Images for Computer-Aided Tissue Classification”, IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 12, No. 4, pp. 770-781, 1993に記述されている、B. M. Dawant, A. P. Zijdenbos,および R.A. Margolin による方法は、薄膜のスプライン面を、脳の白質の内部の参照ポイントに内挿し、内挿された面をＲＦコイルプロファイルの評価部分として使用することからなる。映像の周辺部分に有効な参照ポイントがあることは、適当な補正面を得るために重要であり、縁のポイントの強度値が、内部の参照ポイントから外挿される。この技術において、ユーザによって選択された参照ポイントのラベリングミスによる影響を小さくするために、組織分類技術によって参照ポイントの数を増やすことができる。薄膜のスプライン面は、内挿ではなく、最小二乗法により、参照ポイントにフィッティングさせることが望ましい。
【０００５】
上述した強度面補正技術の主たる限界は、頭部の周辺において、外挿された強度参照値の正当性を示す測定データが無いことであり、これら周辺のポイントにおける信号強度の勾配が分からないことを示すだけである。さらに、ＲＦ信号強度の勾配をモデル化するために、薄膜のスプライン面の選択をする物理学上の根拠は無い。このため、薄膜のスプライン面は、映像化された対象物全体のＲＦ減衰の局所的な変化を適切に説明することができないであろう。
【０００６】
ここに、いかなる従来技術の刊行物を参照していても、それらの参照文献がオーストラリアまたは他の国において、当業者の公知の一部となる刊行物であることを認めることではない。
【０００７】
以下のクレームおよび本発明の記述において、文言上または表現上の必要性により、文脈が他の意味を要求する場合を除き、単語“有する”または、“備えている”あるいは“含んでいる”といったバリエーションは、非排他的に使用され、本発明の種々の実施形態において特徴を記述することや、さらに特徴があること、あるいはさらに特徴を追加できることを排除するものではない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明の目的は、対象物の内部の磁気共鳴映像の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を、対象物の周囲にある一定のスピン密度の媒体で測定された強度から推定（評価）する方法を提供することである。一旦、評価が得られると、それは、対象物の内部のＲＦ信号強度の空間的変化を補償する方法や、ＲＦ信号強度変化に伴う映像強度のシミュレーションを行う方法として、さまざまに使用されるだろう。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明においては、対象物の内部における、磁気共鳴映像の複数の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を、前記対象物の周囲の、スピン密度が一様な周囲媒体の複数の測定ＲＦ信号強度から推定する方法であって、
本質的にスピン密度が一様の媒体により囲われた対象物の磁気共鳴映像を、前記映像の解像度の長さスケールで、取得することと、
前記対象物の内部における、ＲＦ信号強度の前記空間的変化の半経験的な数学的モデルを数式化することと、
前記モデルを、前記周囲媒体の複数の測定ＲＦ信号強度の選択されたものにフィッティングし、前記対象物の内部における、磁気共鳴映像の複数の高周波（ＲＦ）信号強度の前記空間的変化を推定することと、を有する方法が提供される。
【００１０】
前記対象物の内部におけるＲＦ信号強度の前記空間的変化の前記半経験的な数学的モデルを数式化する前記ステップは、
複数のＲＦ信号の見かけ上の複数のレシーバーとして動作すると概念的にみなされる複数のポイント（以下、“複数のＲＦレシーバーポイント”として参照される）を、前記映像の或る面に設置することと、
前記複数のＲＦレシーバーポイントに対して、前記対象物の内部におけるＲＦ信号強度の、前記映像の前記或る面の空間的プロファイルを数式化することと、を含むことが好ましい。
【００１１】
前記複数のＲＦレシーバーポイントは、前記周囲媒体に設置されていることが好ましい。
【００１２】
前記空間的強度プロファイルは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴うＲＦ信号強度の同心的な減少があるように、数式化されることが好ましい。
【００１３】
ＲＦ信号強度の前記減少は、すべての前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う信号強度の減衰の割合が同じになるように、数式化されることが好ましい。
【００１４】
このモデルの一形態において、前記空間的プロファイルは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う、信号強度の指数関数的な減衰を持つように、数式化される。
【００１５】
一方、他の形態においては、前記空間的プロファイルは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の累乗の逆数に伴う、信号強度の減衰を持つように、数式化される。
【００１６】
前記半経験的な数学的モデルは、以下のように数式化されることが好ましい。
【００１７】
【数３】
2006522619.tif 000003
【００１８】
ここで、ｘおよびｙは、映像座標であり、Ｉ（ｘ，ｙ）は、前記ＲＦ信号の前記強度の空間的プロファイルの前記モデルであり、Ｎは、複数のＲＦレシーバーポイントの数であり、Ｉｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントにおいて前記推定された信号強度であって、前記フィッティングの手続きにより決定されるものであり、Ｒは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離とともに信号強度が減衰する割合であって、前記フィッティングの手続きによって決定されるものであり、ｘｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントのｘ位置であり、ｙｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントのｙ位置であり、ｆは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う、ＲＦ信号強度の同心的な減少の楕円率であって、前記フィッティングの手続きによって決定されるものである。
【００１９】
前記複数の測定ＲＦ信号強度の選択されたものは、前記周囲媒体の映像の、複数のラジアルラインセグメント、または複数の水平および垂直ラインセグメントのそれぞれにおける最大信号強度の複数のピクセル（以下、“複数の選択ピクセル”として参照される）を有することが好ましい。
【００２０】
この方法は、ラインにより前記複数の選択ピクセルを繋ぐことをさらに有することが好ましい。
【００２１】
この方法は、前記トレースから、信号強度の複数の極大を得ることをさらに有することが好ましい。
【００２２】
アキシャル面において前記磁気共鳴映像が得られるとき、前記複数のＲＦレシーバーポイントは、前記複数の選択ピクセルの信号強度の前記複数の極大に設置されることが好ましい。
【００２３】
前記アキシャル面において前記磁気共鳴映像が得られるとき、前記複数の選択ピクセルの信号強度の前記複数の極大は、１２ピクセルよりも近接していないことが好ましい。
【００２４】
前記フィッティングの手続きでは、前記複数の選択ピクセルから決定される信号強度の前記複数の極大を、前記複数のＲＦレシーバーポイントの前記信号強度Ｉｎの初期値とすることが好ましい。
【００２５】
前記フィッティングの手続きでは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離により信号強度が減衰する割合Ｒの初期推定値を得ることを含むことが望ましく、それは以下のよう求められる。
【００２６】
前記複数の極大の決定と同様に、前記複数の選択ピクセルの中に複数の極小を設置し、
各ＲＦレシーバーポイントについて、最近接の２つの極小を設定し、指数関数的な信号強度の減衰曲線を、前記ＲＦレシーバーポイントからの距離の関数として、前記２つの極小の前記信号強度が、前記ＲＦレシーバーポイントの信号強度から求まるようにフィッティングし、前記ＲＦレシーバーポイントから距離が離れることによる信号強度の減衰の割合Ｒｎの推定値を決定し、
各ＲＦレシーバーポイントからの距離による、信号強度の減衰の割合Ｒｎの前記推定値の平均を求め、初期推定値Ｒとして使用されるようにする。
【００２７】
前記磁気共鳴映像が前記アキシャル面において得られるとき、所定のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線は、前記対象物の前記映像を取得するＭＲＩ装置のＲＦレシーバーコイルエレメントの面に対しほぼ垂直で、前記所定のＲＦレシーバーポイントに非常に近接した短軸を備えていることが望ましい。
【００２８】
前記磁気共鳴映像が前記アキシャル面において得られるとき、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線のそれぞれの前記角度配列は、前記トレースに対して決定することが好ましい。
【００２９】
前記複数のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線の前記主軸の前記角度配列は、前記トレースに対して、以下のように得ることが好ましい。
【００３０】
各ＲＦレシーバーポイント上にウインドウカーネルをセンタリングし、前記複数の選択ピクセルの前記トレースが前記ウインドウカーネルの境界線を通過する位置であって、前記ＲＦレシーバーポイントから最も遠い２つの位置を見つけ、
前記２つの最も遠い位置により二分するラインの前記コロナル面に対する角度を計算する。
【００３１】
前記複数のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度における前記減衰の前記複数の楕円状輪郭線の前記角度並列を決定するために前記複数のＲＦレシーバーポイント上に中心付けされる前記ウインドウカーネルは、幅が少なくとも１３ピクセルの正方形のウインドウカーネルであることが好ましい。
【００３２】
前記磁気共鳴映像がアキシャル面において得られるときは、前記モデルは、以下のように数式化されることが好ましい。
【００３３】
【数４】
2006522619.tif 000004
【００３４】
ここで、ｘおよびｙは、映像座標であり、Ｉ（ｘ，ｙ）は、前記ＲＦ信号の前記強度の空間的プロファイルの前記モデルであり、Ｎは、複数のＲＦレシーバーポイントの数であり、Ｉｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントにおいて前記推定された信号強度であって、前記フィッティングの手続きにより決定されるものであり、Ｒは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離とともに信号強度が減衰する割合であって、前記フィッティングの手続きによって決定されるものであり、ｘｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントのｘ位置であり、ｙｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントのｙ位置であり、ｆは、前記複数のＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う、ＲＦ信号強度の同心的な減少の楕円率であって、前記フィッティングの手続きによって決定されるものであり、θｎは、コロナル面に対する、ｎ番目のＲＦレシーバーポイントからの前記ＲＦ信号強度の減衰の楕円状輪郭線の主軸の角度配列である。
【００３５】
空間的強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）の前記モデルが、Ｉｎ、Ｒおよびｆの最適パラメータ化のために、前記対象物に接する媒体から前記選択された複数のピクセルの映像強度にフィットされ、前記対象物全体のＲＦ信号強度の前記空間的変化を推定することが好ましい。
【００３６】
この方法は、さらに、ＲＦの空間的減衰プロファイルを求め、それにより、前記対象物の内部における前記複数の磁気共鳴映像強度をリスケール（スケールを変更、再調整）し、それにより、前記対象物全体のＲＦ信号強度の前記空間的変化を最小にすることをさらに有することが好ましい。
【００３７】
前記ＲＦの空間的減衰プロファイルは、前記推定されたＲＦ信号強度プロファイルを、前記対象物で占められている領域内のＩ（ｘ，ｙ）の最小値または最大値により割ることにより決定することが好ましい。
【００３８】
前記対象物全体のＲＦ信号強度の前記空間的変化は、前記対象物の内部における前記映像強度を、前記ＲＦの空間的減衰プロファイルにより割ることによって最小化することが好ましい。
【００３９】
この方法は、前記磁気共鳴映像がスピンエコー映像であるとき、前記所定のエコータイムの前記対象物の内部における前記推定された信号強度を、前記所定のエコータイムの前記周囲媒体の内部において予測される信号強度の残存パーセンテージにより割り、さらに、その結果を、前記囲んでいる媒体において予想される水素プロトンのスピン密度の、前記対象物自体において予想される水素プロトンのスピン密度に対する比により割ることにより、ゼロエコータイムにおける前記対象物の内部における前記映像強度の推定値を得ることをさらに有することが好ましい。
【００４０】
この方法は、前記対象物の内部のトランスバース緩和率を、前記対象物および周囲媒体の異なるエコータイムにおいて得られる一連のスピンエコー映像から計算することをさらに含むことが好ましい。
【００４１】
前記磁気共鳴映像がスピンエコー映像であるとき、当該方法は、前記対象物の内部におけるトランスバース緩和率の計算に、ゼロエコータイムにおける前記対象物の内部における前記複数の映像強度の推定値を用いることをさらに有し、前記複数の推定値は、前記一連のスピン映像の中で、経過時間が最短のスピンエコータイムの映像から決定されることが好ましい。
【００４２】
前記磁気共鳴映像がスピンエコー映像であるとき、前記周囲媒体のトランスバース緩和時間が、画像を取得したときの前記スピンエコータイムより非常に大きく、前記媒体全体の信号強度のゼロエコータイムからの減衰が無視できる程度であることが好ましい。
【００４３】
評価する前記対象物が肝臓であるとき、前記周囲媒体は、腹部の周囲の皮下脂肪層であることが好ましい。
【００４４】
前記肝臓の内部において、トランスバース緩和率が、一連のスピンエコー映像から算出されるとき、前記皮下脂肪は、ゼロエコータイムにおける前記肝臓の内部における映像強度の推定に使用され、前記トランスバース緩和率の算出をアシストすることが好ましい。
【００４５】
本発明によれば、対象物の磁気共鳴（ＭＲ）映像を向上する方法であって、
前記対象物の初期ＭＲＩ映像を獲得することと、
前記対象物の周囲媒体であって、スピン密度が一様の媒体の複数の測定ＲＦ信号強度から、前記対象物の内部における磁気共鳴映像の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を推定することとであって、
本質的にスピン密度が一様の媒体により拘束された対象物の磁気共鳴映像を、前記映像の解像度の長さスケールで取得し、
前記対象物の内部におけるＲＦ信号強度の前記空間的変化の半経験的な数学的モデルＩ（ｘ，ｙ）を数式化し、
前記モデルを、前記周囲媒体の複数の測定ＲＦ信号強度の選択されたものにフィッティングし、前記対象物の内部における磁気共鳴映像の複数の高周波（ＲＦ）信号強度の空間的変化を推定することと、
前記映像の対象物の前記複数の信号強度を、前記ＲＦ信号強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）により割り、初期ＭＲＩ映像をリスケールする際に、ＲＦ信号強度の前記推定された空間的変化を利用することと、を有する方法も提供される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４６】
本発明の一実施形態は、以下に添えられた図面を参照した単なる一例として、以下に説明される。
【００４７】
添付図面を参照して以下により詳細に説明されるように、本発明の実施形態の概要は、対象物の磁気共鳴映像におけるＲＦ信号強度の空間的変化を推定する方法を提供することであり、それは、その対象物の周囲の本質的にスピン密度が一様の媒体による境界値問題の解決に通じるものである。周囲媒体の分析、および、ＲＦ信号受信の概念的な複数のポイント（以下、単に“複数のＲＦレシーバーポイント”として参照される）の位置から、対象物の内部のＲＦ信号強度の減衰プロファイルの半経験的な数学的な式が決定される。複数のＲＦレシーバーポイントは、対象物のイメージおよび対象物全体のＲＦ透過パターンを生成する磁気共鳴撮像装置における、複数のＲＦ検出コイルエレメントと幾何的に調和するように、対象物の回りに設置される。これらポイントは、概念的な複数のＲＦレシーバーポイントとして考えられ、撮像装置の実際のＲＦ検出コイルエレメントの位置では（たいてい）なく、数学的なモデリングのための位置であり、複数のＲＦ検出コイルエレメントのポジショニングとほぼ同様の出現状態を備えている。これらのＲＦレシーバーポイントの検出感度は、それぞれのポイントからの距離の増加により、同心的に低下すると考えられ、それは対象物を囲む媒体全体の信号強度パターンに合わせた楕円的な傾向を持つ。この結果、これは本発明において本質的なことではないが、複数のＲＦレシーバーポイントは、周囲媒体に設置されるであろう。各レシーバーポイントの感度もまた、囲んでいる媒体全体の信号強度の振幅に対して調整される。対象物全体のＲＦ信号強度の減衰プロファイルの半経験的な数学的な式を得て、次に、対象物に境界を接している媒体から選択された複数の信号強度にフィットされ、対象物の内部におけるＲＦ信号強度の空間的変化の評価（推定）が得られる。
【００４８】
さらに詳細には、以下の説明では、方法は、肝臓１０（図１および図７Ａに図示）のような対象物の内部の磁気共鳴映像強度（図６に図解）を推定し、機器および／または対象物の効果（影響）によって生じる対象物１０の内部におけるＲＦ信号強度（図６）の空間的変化を図示することとして記述される。この方法は、皮下脂肪１２の層により提供されるような、本質的にスピン密度が一様の媒体によって囲まれた対象物１０の磁気共鳴映像を取得することを含む。半経験的な数学的モデルは、周囲媒体１２によって取り囲まれた領域であり、対象物１０を含む領域の内部のＲＦ信号強度の空間的変化を数式化したものである。以下に、２つの特定のモデルを例示するが、一般的には、上記モデルは、周囲媒体１２の内部のＲＦ信号受信１４（“ＲＦレシーバーポイント１４”として参照される）の概念的なポイントからの距離の増加に伴うＲＦ信号強度における減少、特に指数関数的減衰を与えるためのものである。複数のＲＦレシーバーポイント１４は、周囲媒体１２から選択された複数の測定ＲＦ信号強度のうちの複数の極大に設置される。フィッティングする前に、複数のＲＦレシーバーポイントからの信号強度の減衰率の推定値が、周囲媒体１２から選択された複数のピクセルの中の複数の極小１６を参照することにより決められる。このモデルは、その後、周囲媒体１２から選択された複数のピクセルの映像強度にフィットされ、機器および／または対象物の影響によって生じる対象物１０の内部のＲＦ信号強度における空間的変化を推定する。
【００４９】
図１は、本方法のためのインプット映像を図示している。ここでは、図１は、患者の腹部のＴ２−強調磁気共鳴映像を示しており、検討の対象物は肝臓１０である。皮下脂肪１２の層は肝臓１０を囲んでおり、肝臓全体のＲＦ強度の空間的変化を推定する本方法に用いる、本質的にスピン密度が一様の周囲媒体として適したものである。本例においては、図１に示されている映像は、鉄過剰症の肝臓を持った患者を示しており、映像は、スピンエコータイムＴＥが６ｍｓ、反復時間ＴＲが２５００ｍｓの条件で得られたものである。
【００５０】
図２は、患者の皮下脂肪１２の内部における選択された複数のピクセルのトレース１８を示しており、肝臓１０の内部におけるＲＦ信号強度の空間的変化を推定するために用いられる。一実施形態においては、トレース１８を形成するために用いられる選択された複数のピクセルは、皮下脂肪１２の映像のそれぞれのラジアルラインセグメント１７における最大信号強度のピクセル１９である。さらに、これらのピクセル１９は、エッジ検出アルゴリズムによって選択され、そのアルゴリズムは、複数の最大信号強度を、皮下脂肪１２の内部に、患者の周辺を回る１ピクセルの幅で設定する。皮下脂肪１２の内部に最大信号強度のトレース１８が示されている図２の患者の周囲に描かれている注目の領域２０は、エッジ検出アルゴリズムにおいて参照領域として用いられる。本質的には、エッジ検出アルゴリズムは、皮下脂肪１２における各ラジアルラインセグメント１７に沿って最大強度のピクセルを探す。ラジアルラインセグメントを基準とする代わりに、注目の領域２０からボディの中心に向かう水平および垂直ラインセグメントに対して、複数の最大強度を求めることも可能である。
【００５１】
図３は、図２に示されている最大信号強度のトレース１８から決定される皮下脂肪１２の内部の信号強度における複数の極大１４を示している。これらの極大１４は、トレースに沿って、一定の幅のウインドウをスライディングさせることにより設定され、ウインドウの各位置においてウインドウの長さ方向の最大信号強度が確認される。次に、最大が認識された信号のトレースに沿ってウインドウをスライディングし、ウインドウの各位置において、最大が認識された信号のトレースの平均信号強度を計算するという、第２のパスを行う。平均信号強度が、ウインドウの中央において、最大と認識された信号強度と等しければ、１つの信号強度の極大１４が記録される。理想的には、近接した極大が１２ピクセル以下に近づかないように、ウインドウは、少なくとも１２ピクセル幅で選択される。
【００５２】
図３に示されているように、７つの極大１４１−１４７が設けられている。しかしながら、極大の数は、患者および対象物により変わるものである。これらの極大の位置は、肝臓の内部の検出ＲＦ信号の空間強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）の数学的記述のための、概念的な複数のＲＦレシーバーポイントの位置として採用される。囲っている媒体１２の中の複数の極大をＲＦレシーバーポイント１４として用いるが、これらのポイントは必ずしも媒体１２の上に設置されていなくても良い。これらのポイントの位置は、空間強度プロファイルの幾何学的配置を決定するために使用される。空間強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）の数学的モデルを提供するにあたり、信号強度は、ポイント１４からの距離とともに減少または減衰すると仮定される。さらに、この減衰は、指数関数的減衰としてモデル化され、モデルを数式化するにあたっては、ＲＦ信号強度がポイント１４から同心的に減少するとさらに仮定される。これらの仮定をもとにすると、以下のような、空間的信号強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）の２つの数学的モデルが提供可能である。
【００５３】
【数５】
2006522619.tif 000005
【００５４】
ここで、ｘおよびｙは、映像座標であり、Ｎは、複数のＲＦレシーバーポイント１４の数であり、Ｉｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイント１４ｎにおける信号強度であって、フィッティングの手続きにより決定されるものであり、Ｒは、複数のＲＦレシーバーポイント１４からの距離とともに検出されるＲＦ信号の強度が減衰する割合であって、フィッティングの手続きによって決定されるものであり、ｘｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイント１４ｎのｘ位置であり、ｙｎは、ｎ番目のＲＦレシーバーポイント１４ｎのｙ位置であり、ｆは、複数のＲＦレシーバーポイント１４からの距離の増加に伴う、ＲＦ信号強度の同心的な減少における楕円率であって、フィッティングの手続きによって決定されるものであり、θｎは、コロナル面に対する、ｎ番目のＲＦレシーバーポイント１４ｎからのＲＦ信号強度の減衰の楕円状輪郭線の主軸の角度である。図３に関しては、複数の極大の強度値は、皮下脂肪全体のＮ個のＲＦレシーバーポイントにおける信号強度Ｉｎの初期推定値として採用される。本例において、Ｎ＝７である。
【００５５】
上記数学的モデル（２）は、数学的モデル（１）の、より一般的なフォームである。両モデルは、ＲＦレシーバーポイントから信号強度（intensity）または強さ（strength）は、楕円状の指数関数的に減衰する。しかしながら、モデル（２）は、各ＲＦレシーバーポイント１４のシグナル強度の楕円状の減衰における主または短軸のオリエンテーションを考慮できるようになっている。もし、楕円状の減衰の輪郭線の主軸がコロナル面１３と並んでいれば、これはθｎが０度であることと等価であり、モデル（２）はモデル（１）のように縮められる。
【００５６】
図４に示されているように、所定のＲＦレシーバーポイント１４からのＲＦ信号強度の減衰の楕円状輪郭線の主軸の角度配列は、コロナル面１３に対し、図２に示した皮下脂肪全体の最大信号強度のトレースから、決定される。ウインドウカーネル１５が、その中央が所定のＲＦレシーバーポイントと一致するように設定され、最大信号強度のトレース１８がウインドウカーネル２１の境界線を通過する、２つの最端の位置が決定される。図４の例では、ウインドウカーネル１５は、幅２５ピクセルの正方形である。図４に示されているように、次に、ウインドウカーネルの境界線上の上記２つの最端の位置により、二分する線の、コロナル面１３に対する角度θが決まる。ｎ番目のＲＦレシーバーポイント１４ｎに対して、この角度はθｎで表され、肝臓の内部の検出ＲＦ信号強度の空間的強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）のモデル（２）において使用される。
【００５７】
図５Ａおよび５Ｂに、ＲＦ信号の強度における、ＲＦレシーバーポイント１４からの距離に伴う、減衰の割合（減衰率）Ｒの初期推定値をどのように決められるかを、１つのＲＦレシーバーポイント１４１を例に示している。図５Ａには、図３から選択されたＲＦレシーバーポイント１４１と、２つの最近隣の極小１６ａおよび１６ｂとが示されており、最近隣の極小１６ａおよび１６ｂは、皮下脂肪１２の中の複数の極大の位置と同様の方法により決定される。図５Ｂは、ＲＦレシーバーポイント１４の極大の強度と、２つの隣り合う極小の強度とを、ＲＦレシーバーポイント１４からピクセルの距離のファンクションとしてプロットしたものを示している。指数関数的減衰曲線は、信号強度の減少の割合Ｒｎが未知のパラメータであるとして、信号強度データの複数のポイントにフィットされており、ＲＦレシーパーポイント１４１から距離がゼロの位置における強度をそのポイントにおける極大の強度に合わせている。この手続きが各ＲＦレシーバーポイント１４に対して繰り返され、それぞれのＲＦレシーバーポイント１４からの距離に伴う信号強度の減衰の割合Ｒｎの推定値が平均され、複数のＲＦレシーバーポイントからの距離による検出ＲＦ信号の強度における減衰の割合Ｒの初期推定値となる。
【００５８】
図６は、皮下脂肪１２から選択された映像強度に空間的強度プロファイルのモデルＩｎをフィッティングし、肝臓１０の全体のＲＦ信号強度による空間的変化を推定した結果を示している。脂肪が存在することと一致しなかったり、その他の間違いと考えられる信号強度を、皮下脂肪１２の全体の最大信号強度のトレース１８から除くことにより、フィッティングの精度が向上する。肝臓の内部の磁気共鳴映像の強度のスケールを変更（リスケール（rescale））するために、投影された信号強度を使用可能であり、図７Ａおよび７Ｂに示されるように、肝臓全体のＲＦ信号強度の空間的変化を最小にできる。図７Ａは、図１のスピンエコー映像であって、映像コントラストを高めて再表示されており、肝臓１０の回りの注目すべき領域が示されている。図７Ｂは、ＲＦ信号強度の変化を低減した状態の肝臓の信号強度を示しており、ここでは、肝臓の信号強度が、フィット済みの空間的強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）から決定されるＲＦ空間減衰プロファイルにより割り算されている。この例では、ＲＦ空間減衰プロファイルは、フィット済みのＲＦ信号強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）を、肝臓で占められた領域内部におけるＩ（ｘ，ｙ）の最小値により割ることにより得られる。
【００５９】
図８は、肝臓の内部におけるＲＦ信号強度の空間的変化を推定したものを用いて、肝臓の内部におけるトランスバース（時間横断方向）緩和率（Ｒ２）を計算する様子を示している。このアプリケーションは、ゼロエコータイムの初期の信号強度の５０％以下に信号強度がなることが顕著な一連の複数のスピンエコー映像から肝臓の内部におけるトランスバース緩和率が決定される場合に、特に有益である。皮下脂肪の内部における複数の最大信号強度にフィットされたＲＦ信号強度プロファイルＩ（ｘ，ｙ）は、ゼロエコータイムの肝臓の内部における複数の画像強度を推定するために変換され、そのために、Ｉ（ｘ，ｙ）は、所定のエコータイムの皮下脂肪の内部において予想される信号強度の残存パーセンテージにより割り算され、さらに、その結果が、皮下脂肪において予測される水素プロトンスピン密度の、肝臓において予測される水素プロトンスピン密度に対する割合により割り算される。ゼロエコータイムの肝臓の内部における複数の映像強度の推定を、さらに、肝臓の内部におけるトランスバース緩和率の計算において、ゼロエコータイムの追加データポイントとして含めることが可能である。これは図８に示されており、この図には、肝臓の内部の位置（ｘｐ，ｙｐ）のピクセルｐにおいて、７つの異なるスピンエコータイムに測定された信号強度がエコータイムに対してプロットされており、さらに、肝臓の内部の位置ｐのピクセルにおけるゼロエコータイムの初期信号強度の推定値（６ｍｓのスピンエコー画像から決定される）が、ゼロエコータイムの追加データとして含まれている。肝臓内部の初期信号強度を決定する際には、図８において示されているように、所定のエコータイムである６ｍｓの皮下脂肪の内部において予測される信号強度の残存パーセンテージは、信号強度軸上にマークされた値ＸをＹにより割り算することにより効率よく得ることができる。皮下脂肪の内部において予測される信号強度の残存パーセンテージの値は、皮下脂肪について予測される信号減衰率(Ｒ2Fat)を用いて、所定のエコータイム（ＴＥ）に対して、ｅｘｐ(−Ｒ2Fat.ＴＥ)という表現により、実際に推定され、ここで、ｅｘｐ( )は、指数関数である。皮下脂肪において予測される水素プロトンスピン密度の、肝臓において予測される水素プロトンスピン密度に対する割合は、図８から分かるように、信号強度軸のＹの値を、Ｚの値により割り算すれば良い。図８の例においては、肝臓の特徴を持つトランスバース緩和率は、これらのデータポイントに対し、二重指数関数（bi-exponential）の信号減衰をフィットすることによって決定された。ゼロエコータイムの予測される信号強度を暗黙に含むことにより、そのポイントにおいて、最短のエコータイムの映像により得られる信号強度よりもさらに前の時間の信号強度に関する有効な情報を含めることができるので、計算されるＲ２の精度を向上できる。この方法は、磁化の二重指数関数的なトランスバース減衰プロセスの正確なモデリングにおいて非常に重要である。
【００６０】
上記の記述から、磁気共鳴映像の内部のＲＦ信号強度における空間的な不均一性を補正するためのこの方法は、従来の方法を凌駕する様々な長所および利益を備えていることは、関連する技術における種々のスキルのあるものにおいて明白である。特に、この方法により、解明すべき対象物の内部の信号強度減衰のみならず、ＲＦレシービングコイルプロファイルにおける不均一性に対して特に敏感なＲＦ信号強度の修正面を決定できる。これは、対象物に接する本質的に均一なスピン密度の媒体を映像化すると共に、それにより、その対象物の内部のＲＦ信号強度の減衰パターンを推定することを可能とするものである。その対象物の内部におけるＲＦ信号強度の空間的変化の半経験的な数学的モデルは、囲っている媒体に沿って概念的な複数のＲＦレシーバーポイントを設置し、検出されたＲＦ信号強度は、上記複数のポイントからの距離の増加とともに、同心的に減衰すると仮定される。各ＲＦレシーバーポイントからの減衰の同心円をなすパターンは楕円状で与えられ、その楕円状の複数の輪郭線の主軸は、ＲＦコイルとほぼ並んでいる。これらの楕円は、ＲＦコイルの配置と、解明しようとしている対象物の内部減衰効果とのコンボリューションの結果である、ＲＦ信号強度における減衰プロファイルの合理的なモデルである。
【００６１】
ここに、本発明の一実施形態が記述されたが、これについては、発明の基本コンセプトから逸脱しない範囲において、多数の変更やバリエーションが可能であることは、関連の技術におけるスキルがあるものであれば明確であろう。たとえば、複数のＲＦレシーバーポイントは、囲んでいる媒体上の複数の最大信号強度の位置に一致する必要は必ずしもなく、さらに、囲んでいる媒体自身の上にある必要も必ずしもない。さらに、ＲＦレシーバーポイントからの距離の増加に伴う信号強度の減衰（減少）は、指数関数的減衰でなくても良く、また、各ポイントから同一の減衰率で減衰しなくても良い。さらに加えて、解明しようとしている対象物の内部の複数の信号強度をフィット済みの信号強度プロファイルにより直接割り算してスケールを変更（リスケール）し、囲んでいる媒体の強度に対する、対象物の画像強度の強度比の信号を生成しても良い。たとえば、腹部映像においては、肝臓の皮下脂肪に対する信号強度比は、皮下脂肪から決定される投影信号強度を参考に肝臓の内部の全てのポイントにおいて定義できる。最後に、この明細書に記述された方法は、映像の内部の最大信号強度の幾つかのポイントからの距離とともに信号強度が連続的に減少（減衰）するような磁気共鳴映像の強度を推定（評価）することに関して、広範囲に適用できることを述べておきたい。
【００６２】
この分野において通常のスキルを有する人物（当業者）において明確であろう全ての変更およびバリエーションは、本発明の範囲内に含まれ、本発明の本質は、上記の記述および添付されたクレームにより決まるものである。
【図面の簡単な説明】
【００６３】
【図１】鉄過剰症の肝臓を持つ患者の腹部の磁気共鳴スピンエコー映像であり、エコータイム６ｍｓ、反復時間２５００ｍｓで得られた映像である。
【図２】肝臓の周囲の皮下脂肪の層の内部に決められた、複数の最大ピクセル信号強度のトレースを、１ピクセルの幅で、図１の患者について示す図。
【図３】図２の最大ピクセル信号強度のトレースから決定された信号強度の複数の極大を示す図であり、これらは、複数のＲＦレシーバーポイントの位置に対応する。
【図４】所定のＲＦレシーバーポイントからのＲＦ信号強度における減衰についての楕円状輪郭線の主軸の角度θｎを、皮下脂肪全体の最大信号強度のトレースから、コロナル面に対して決定する方法を示す図。
【図５Ａ】図３から選択されたＲＦレシーバーポイントおよび２つの隣接する極小を示す図。
【図５Ｂ】ＲＦレシーバーポイントにおける極大の強度と、２つの隣接する極小の強度とを、ＲＦレシーバーポイントからピクセル単位の距離の関数としてプロットし、それに対し、Ｒｎの決定のために、指数関数的な信号強度の減衰曲線をフィッティングした図。
【図６】皮下脂肪の内部の選択されたピクセルの映像強度に対し、ＲＦレシーバーポイントからの信号強度の減衰の空間的強度プロファイルのモデルをフィッティングして得た、図１の患者の肝臓全体のＲＦ信号強度の空間的変化の評価（推定）の結果を示す図。
【図７Ａ】図１のスピンエコー映像であって、図６の、ＲＦ信号強度における、推定された空間的変化により、肝臓全体について、ＲＦ信号強度の不均一性を差し引く前の状態を示す図（映像の相違を強調するためにコントラストを高めている）。
【図７Ｂ】図１のスピンエコー映像であって、図６の、ＲＦ信号強度における、推定された空間的変化により、肝臓全体について、ＲＦ信号強度の不均一性を差し引いた後の状態を示す図（映像の相違を強調するためにコントラストを高めている）。
【図８】図１の患者の位置(ｘp,ｙp)のピクセルＰにおける肝臓の内部の信号強度（７つの異なるスピンエコー映像測定のためのもの）をスピンエコータイムの関数としてプロットしたものにフィッティングされた磁化の二重指数関数的なトランスバース減衰曲線を示す図であり、肝臓の内部のピクセル位置Ｐにおける、ゼロエコータイムのときの初期信号強度の推定値がフィットにおける追加データとして含まれている。また、ピクセル位置Ｐにおける、ＲＦの空間的強度プロファイル値Ｉ（ｘp,ｙp)に対する、皮下脂肪の内部における、予想信号減衰割合が示されている。
【図１】
2006522619.tif 000008
【図２】
2006522619.tif 000009
【図３】
2006522619.tif 000010
【図４】
2006522619.tif 000011
2006522619.tif 000012
【図６】
2006522619.tif 000013
2006522619.tif 000014
2006522619.tif 000015
【図５Ｂ】
2006522619.tif 000016
【図８】
2006522619.tif 000017
【国際調査報告】
2006522619.tif 000018
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