(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲデバイスの検査ボリューム内に置かれた物体のＭＲ撮像の方法であって、
少なくとも１つの励起ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を含む撮像シーケンスに前記物体をさらして、異なるエコー時間において２つのエコー信号、即ち、第１のエコー信号及び第２のエコー信号が生成されるステップと、
バイポーラ読み出し磁場勾配を使用して前記物体から前記エコー信号を収集するステップと、
前記第１のエコー信号から第１の単一エコー画像を再構成し、前記第２のエコー信号から第２の単一エコー画像を再構成するステップと、
それぞれのボクセル位置における前記第１の単一エコー画像と前記第２の単一エコー画像との位相差を使用して、各ボクセル位置における前記第１の単一エコー画像の位相をゼロエコー時間に外挿することによりゼロエコー時間位相画像を計算するステップと、
前記ゼロエコー時間位相画像における局所的な位相変化からフローに起因する位相誤差を特定及び推定するステップと、
推定された前記フローに起因する位相誤差に従って前記第１の単一エコー画像の位相を補正するステップと、
前記エコー信号から水画像及び／又は脂肪画像を再構成するステップと、
を含み、
前記エコー信号への水及び脂肪からの寄与は、位相補正された前記第１の単一エコー画像及び前記第２の単一エコー画像を使用して分離される、方法。
【請求項２】
使用される前記ＭＲデバイスの受信チェーンによって、及び／又は、前記エコー信号の収集中の磁場勾配の切り替えに起因する前記単一エコー画像における位相誤差が、前記ゼロエコー時間位相画像を計算する前に補正される、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記励起ＲＦパルスに起因する位相誤差が、前記ゼロエコー時間位相画像のハイパス空間フィルタリングにより除去される、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記フローに起因する位相誤差は、前記ゼロエコー時間位相画像の位相を所定閾値とボクセル毎に比較することにより、前記ゼロエコー時間位相画像において特定される、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記フローに起因する位相誤差は、前記ゼロエコー時間位相画像の隣接するボクセル間の位相差を所定閾値と比較することにより特定される、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記フローに起因する位相誤差は、前記エコー信号の収集中に印加される前記バイポーラ読み出し磁場勾配の方向に整列したボクセルのセットを見つけ出すことにより、前記ゼロエコー時間位相画像において特定される、請求項４に記載の方法。
【請求項７】
ゼロエコー時間画像の振幅も、前記フローに起因する位相誤差の特定のために考慮される、請求項４に記載の方法。
【請求項８】
血管に起因する画像領域内の位相誤差のみが考慮される、請求項４に記載の方法。
【請求項９】
前記第１の単一エコー画像の位相補正は、前記ゼロエコー時間位相画像において特定及び推定された前記位相誤差をスケーリングし、前記第１の単一エコー画像の位相から減算することにより行われる、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記水画像及び／又は前記脂肪画像は、２ポイントディクソン技術を使用して再構成される、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
検査ボリューム内に均一静磁場を発生させる少なくとも１つの主磁石コイルと、前記検査ボリューム内で様々な空間方向に切り替え磁場勾配を発生させる幾つかの傾斜磁場コイルと、前記検査ボリューム内でＲＦパルスを発生させる及び／又は前記検査ボリューム内に配置される物体からのＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦコイルと、ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配の時間的連続を制御する制御ユニットと、受信した前記ＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットと、を含む、ＭＲデバイスであって、前記ＭＲデバイスは、
少なくとも１つの励起ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を含む撮像シーケンスに前記物体をさらして、異なるエコー時間において２つのエコー信号、即ち、第１のエコー信号及び第２のエコー信号が生成され、
バイポーラ読み出し磁場勾配を使用して前記物体から前記エコー信号を収集し、
前記第１のエコー信号から第１の単一エコー画像を再構成し、前記第２のエコー信号から第２の単一エコー画像を再構成し、
それぞれのボクセル位置における前記第１の単一エコー画像と前記第２の単一エコー画像との位相差を使用して、各ボクセル位置における前記第１の単一エコー画像の位相をゼロエコー時間に外挿することによりゼロエコー時間位相画像を計算し、
前記ゼロエコー時間位相画像における局所的な位相変化からフローに起因する位相誤差を特定及び推定し、
推定された前記フローに起因する位相誤差に従って前記第１の単一エコー画像の位相を補正し、
前記エコー信号から水画像及び／又は脂肪画像を再構成し、
前記エコー信号への水及び脂肪からの寄与は、位相補正された前記第１の単一エコー画像及び前記第２の単一エコー画像を使用して分離される、
ＭＲデバイス。
【請求項１２】
ＭＲデバイスによって実行されたときに、前記ＭＲデバイスによって、
少なくとも１つの励起ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を含む撮像シーケンスに物体をさらさせて、異なるエコー時間において２つのエコー信号、即ち、第１のエコー信号及び第２のエコー信号を生成させ、
バイポーラ読み出し磁場勾配を使用して前記物体から前記エコー信号を収集させ、
前記第１のエコー信号から第１の単一エコー画像を再構成し、前記第２のエコー信号から第２の単一エコー画像を再構成させ、
それぞれのボクセル位置における前記第１の単一エコー画像と前記第２の単一エコー画像との位相差を使用して、各ボクセル位置における前記第１の単一エコー画像の位相をゼロエコー時間に外挿することによりゼロエコー時間位相画像を計算させ、
前記ゼロエコー時間位相画像における局所的な位相変化からフローに起因する位相誤差を特定及び推定させ、
推定された前記フローに起因する位相誤差に従って前記第１の単一エコー画像の位相を補正させ、
前記エコー信号から水画像及び／又は脂肪画像を再構成させ、ここで、前記エコー信号への水及び脂肪からの寄与は、位相補正された前記第１の単一エコー画像及び前記第２の単一エコー画像を使用して分離される、
非一時的コンピュータ可読記憶媒体に記憶された実行可能な命令を含む、
コンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像の分野に関する。本発明は、ＭＲデバイスの検査ボリューム内に置かれた物体のＭＲ撮像方法に関する。本発明はまた、ＭＲデバイス及びＭＲデバイス上で実行されるコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
今日では、２次元又は３次元画像を形成するために磁場と核スピンとの相互作用を利用する画像形成ＭＲ方法は、軟組織の撮像について、他の撮像方法よりも多くの点において優れ、電離放射線を必要とせず、また、通常、侵襲的ではないので、特に医療診断分野において広く使用されている。
【０００３】
一般的なＭＲ方法では、例えば検査される患者の身体は、強力な均一磁場Ｂ０内に配置される。磁場の方向は、同時に、測定のベースになる座標系の軸（通常はＺ軸）を規定する。磁場Ｂ０は、規定された周波数（いわゆるラーモア周波数又はＭＲ周波数）の交流電磁場（ＲＦ磁場）の印加によって励起（スピン共鳴）可能である磁場強度に依存して、個々の核スピンの様々なエネルギーレベルを生成する。巨視的観点から、個々の核スピンの分布が全体的な磁化を生成し、全体的な磁化は、Ｚ軸に垂直に適切な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）を印加することにより平衡状態から外れるように偏向可能であり、これにより、磁化は、Ｚ軸の周りで歳差運動を行う。歳差運動は、円錐体の表面を記述し、その開口角はフリップ角と呼ばれる。フリップ角の大きさは、印加された電磁パルスの強度及び持続時間に依存する。いわゆる９０°パルスの場合、スピンはＺ軸から横断面まで偏向される（フリップ角９０°）。
【０００４】
ＲＦパルスの終了後、磁化は緩和して元の平衡状態に戻る。平衡状態では、Ｚ方向における磁化が、第１の時定数Ｔ１（スピン格子緩和時間又は縦緩和時間）で再び蓄積され、Ｚ方向に垂直な方向における磁化が、第２の時定数Ｔ２（スピンスピン緩和時間又は横緩和時間）で緩和する。磁化の変化は、当該磁化の変化がＺ軸に垂直な方向において測定されるようにＭＲデバイスの検査ボリューム内に配置され、方向付けられている受信ＲＦコイルによって検出することができる。横方向磁化の減衰は、例えば９０°パルスの印加後、（局所的な磁場の不均一性によって引き起こされる）同位相を有する秩序状態からすべての位相角が均一に分布する状態への核スピンの遷移（ディフェージング）が伴う。ディフェージングは、リフォーカシングパルス（例えば１８０°パルス）によって相殺することができる。これは、受信コイルにおいてエコー信号を生成する。
【０００５】
体内における空間分解能を実現するために、３つの主軸に沿って延在する定磁場勾配が均一磁場Ｂ０に重畳され、スピン共鳴周波数の線形空間的依存性につながる。このとき、受信コイルにおいて捕捉される信号は、体内の様々な場所に関連付けられる様々な周波数成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは空間周波数領域に対応し、ｋ空間データと呼ばれる。ｋ空間データは、通常、異なる位相エンコーディングで収集された複数のラインを含む。各ｋ空間ラインは、幾つかのサンプルを収集することによってデジタル化される。ｋ空間データのセットは、例えばフーリエ変換によってＭＲ画像に変換される。
【０００６】
ＭＲ撮像において、信号全体への水及び脂肪の相対的寄与に関する情報を得て、その一方の寄与を抑制するか又は両方の寄与を別々に若しくは一緒に解析することが所望されることが多い。これらの寄与は、異なるエコー時間において収集された２つ以上の対応するエコーからの情報が組み合わされると計算することができる。これは、化学シフトエンコーディングと考えられる。化学シフトエンコーディングでは、追加の次元、即ち、化学シフト次元が規定され、僅かに異なるエコー時間において２つ以上のＭＲ画像を収集することによって符号化される。水／脂肪分離については、これらのタイプの実験は、しばしば、ディクソン（Dixon）型測定と呼ばれる。ディクソンＭＲ撮像又はディクソン水／脂肪ＭＲ撮像によって、異なるエコー時間において収集された２つ以上の対応するエコーから水及び脂肪の寄与を計算することによって、水と脂肪とが分離される。一般に、このような分離は、脂肪及び水において水素の既知の歳差運動周波数差があることによって可能である。その最も単純な形において、「同位相（in phase）」及び「逆位相（out of phase）」データセットの加算又は減算の何れかによって、水画像及び脂肪画像が生成される。
【０００７】
近年、幾つかのディクソン型ＭＲ撮像方法が提案されている。水／脂肪分離の異なる戦略が使用される点を除き、既知の技術は、主に、収集されるエコーの特定の数（即ち、「ポイント」）と、使用されたエコー時間に課される制約とによって特徴付けられる。従来のいわゆる２及び３ポイント法は、水及び脂肪信号がそれぞれ複素平面において平行及び逆平行である同位相及び逆位相エコー時間を必要とする。３ポイント法は、柔軟なエコー時間を許容するように徐々に一般化されてきている。したがって、３ポイント法は、もはやエコー時間における水信号と脂肪信号との間の角度や位相を特定値に制限することはない。このようにして、３ポイント法は、撮像シーケンスデザインにおいてより多くの自由を与え、特に、収集からの信号対雑音比（ＳＮＲ）利得と分離におけるＳＮＲ損失とのトレードオフを可能にする。その一方で、３つのエコーではなく、２つのエコーだけをサンプリングすることは、走査時間の短縮に望ましい。Ｅｇｇｅｒｓ他（Magnetic Resonance in Medicine、６５、９６−１０７、２０１１）は、デュアルエコーフレキシブルディクソン型ＭＲ撮像方法を提案している。柔軟なエコー時間を有するこのようなディクソン型ＭＲ撮像方法を使用すると、同位相画像及び逆位相画像を収集する必要が必ずしもなくなるが、任意選択的に水画像及び脂肪画像から合成される。
【０００８】
フローは、ディクソン水／脂肪撮像においてアーチファクトの原因であることが知られている。これらのアーチファクトは、水分子を移動することにより、所与のボクセル位置におけるＭＲ信号の位相が生じ、使用される信号モデルによるディクソン再構成アルゴリズムによって誤って解釈され、水画像に現れるべきＭＲ信号の一部が、動く水分子を含むボクセルの脂肪画像に不適切に割り当てられると生じる。
【０００９】
ディクソン撮像では、２つの異なるエコー時間でエコー信号を収集するために様々な戦略を使用することができる。これらの戦略には、（ｉ）正の振幅の読み出し磁場勾配を使用して、励起ＲＦパルスの後に、各エコー信号が個別に収集されるデュアルパス戦略、ｉｉ）正の振幅の読み出し磁場勾配を負の振幅のリワインダー磁場勾配と組み合わせて使用して、同じ励起ＲＦパルスの後に、両方のエコー信号が収集されるフライバック戦略、及び、（ｉｉｉ）両方のエコー信号が同じ励起ＲＦパルスの後に収集され、一方のエコーが正の振幅の読み出し磁場勾配を使用して収集され、もう一方のエコーが負の振幅の読み出し磁場勾配を使用して収集されるバイポーラ戦略が含まれる。
【００１０】
バイポーラ戦略は、優れたサンプリング効率を可能にし、また、比較的長い読み出し時間を可能にするが、幾つかの位相誤差が発生する。具体的には、バイポーラ磁場勾配は、最初のエコー、即ち、一般には奇数エコーにおける読み出し磁場勾配の方向におけるスピン速度に比例する移動スピンのＭＲ信号における位相オフセットにつながるため、フローに対して敏感になることが知られている。ディクソン水／脂肪分離方法では、フロー起因の位相オフセットは、脂肪画像と水画像との間での信号の望ましくない誤った割り当ての原因になる（Ｒａｈｉｍｉ他によるMagnetic Resonance in Medicine、７３、１９２６−１９３１、２０１５を参照）。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
したがって、本発明は、バイポーラ戦略を使用して効率的かつ信頼性の高いディクソン水／脂肪分離を可能にし、フロー起因のリーケージ及びスワッピングアーチファクトを回避する方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明によれば、ＭＲデバイスの検査ボリューム内に置かれた物体のＭＲ撮像方法が開示される。方法は、
少なくとも１つの励起ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を含む撮像シーケンスに物体をさらし、異なるエコー時間において２つのエコー信号、即ち、第１のエコー信号及び第２のエコー信号が生成されるステップと、
バイポーラ読み出し磁場勾配を使用して物体からエコー信号を収集するステップと、
第１のエコー信号から第１の単一エコー画像を再構成し、第２のエコー信号から第２の単一エコー画像を再構成するステップと、
それぞれのボクセル位置における第１の単一エコー画像と第２の単一エコー画像との位相差を使用して、各ボクセル位置における第１の単一エコー画像の位相をゼロエコー時間に外挿することによりゼロエコー時間画像を計算するステップと、
ゼロエコー時間画像におけるフローに起因する位相誤差を特定及び推定するステップと、
推定されたフローに起因する位相誤差に従って第１の単一エコー画像の位相を補正するステップと、
エコー信号から水画像及び／又は脂肪画像を再構成するステップと、
を含み、エコー信号への水及び脂肪からの寄与は、位相補正された第１の単一エコー画像及び第２の単一エコー画像を使用して分離される。
【００１３】
本発明によれば、マルチエコー、例えばデュアルエコーマルチポイントディクソンＭＲ撮像が行われ、このＭＲ撮像では、例えばバイポーラ収集戦略が適用される。２つのエコー信号が、反対の極性を有する時間的に隣接する１対の読み出し磁場勾配を使用して収集される。第１のエコーは、正の振幅の読み出し磁場勾配を使用して第１のエコー時間に収集され、第２のエコーは、負の振幅の読み出し磁場勾配を使用して第２のエコー時間に収集される（又はこの反対も同様である）。本発明はまた、他の読み出しアプローチと併せて使用して、異なるエコー時間においてエコー信号を収集することもできる。それぞれ異なるエコー時間を有する異なるサブシーケンスを使用して、異なるエコー時間においてエコー信号を続いて収集することができる。例えば異なるエコー時間のエコーは、それぞれが異なるエコー時間を有するサブシーケンスで収集される。異なるエコー時間は、スピンエコートレイン又は磁場勾配エコートレインにおいても取得することができる。
【００１４】
収集したエコー信号から単一エコー画像が再構成される。第１の単一エコー画像は、第１のエコー時間値に起因する第１のエコー信号から再構成され、第２の単一エコー画像は、第２のエコー時間値に起因する第２のエコー信号から再構成される。２つの単一エコー画像は、水画像及び／又は脂肪画像、即ち、それぞれ水又は脂肪からの信号寄与のみを示すＭＲ画像を再構成するための水／脂肪分離の基礎である。
【００１５】
上記のように、流れる水分子からの信号寄与は、バイポーラ収集において位相オフセットを蓄積し、これはリーケージ及びスワッピングアーチファクトをもたらす可能性があり、つまり、水からの信号寄与が脂肪画像に誤って割り当てられ、また、脂肪からの信号寄与が水画像に誤って割り当てられる。
【００１６】
本発明は、ゼロのエコー時間において「仮想」単一エコー画像が計算されるように、第１の単一エコー画像の位相をゼロエコー時間に外挿することにより、これらのアーチファクトを検出することを提案する。このゼロエコー時間画像の位相における局所的な変化が見つけ出される。本発明の洞察は、これらの局所的な位相変化を、フローに起因する位相オフセットとして容易に特定することができるということである。この結果、対応するフローに起因するアーチファクトは、第１の単一エコー画像の位相を適切に調整することにより抑制される。
【００１７】
最後に、水画像及び／又は脂肪画像は、位相補正された第１の単一エコー画像及び第２の単一エコー画像を使用する従来の２ポイントディクソンアルゴリズムを使用して再構成される。
【００１８】
したがって、本発明は、純粋な後処理によって、バイポーラデュアルエコーディクソン撮像におけるフローに起因するリーケージ及びスワッピングアーチファクトを検出及び補正することを提案する。収集はそのままである。本発明の方法によって、フローによる望ましくない信号スワップや誤った割り当てが大幅に削減される。
【００１９】
本発明の好適な実施形態では、使用されるＭＲデバイスの受信チェーン（ＲＦコイル、増幅器、フィルタ等）及び／又はエコー信号の収集中の磁場勾配の切り替え（渦電流）に起因する単一エコー画像における位相誤差は、ゼロエコー時間画像を計算する前に補正される。このような位相誤差は、よく知られているキャリブレーション技術を使用して決定及び除去することができる。
【００２０】
更に、送信チェーン（ＲＦパルス、増幅器、コイル等）に起因する位相誤差は、滑らかな空間的変動を有すると想定できるため、ゼロエコー時間画像の位相のハイパス空間フィルタリングによって除去することができる。
【００２１】
本発明の方法の単純な実施態様によれば、フローに起因する位相誤差は、ゼロエコー時間画像の（絶対）位相を所定閾値とボクセル毎に比較することにより、ゼロエコー時間画像において特定することができる。閾値を超える位相値は、フローに起因するアーチファクトと見なされ、それに応じて補正される。
【００２２】
別の実施態様では、フローに起因する位相誤差は、ゼロエコー時間画像の隣接するボクセル間の位相差を所定閾値と比較することにより特定される。この実施形態では、ゼロエコー時間画像の位相における局所的な変化が検出される。つまり、ゼロエコー時間画像の絶対位相が注目されるのではなく、ゼロエコー時間画像の隣接するボクセル間の位相差が閾値と比較されて、位相誤差が特定される。
【００２３】
より複雑な実施態様では、フローに起因する位相誤差は、エコー信号の収集中に印加されるバイポーラ読み出し磁場勾配の方向に整列したボクセルのセットを見つけ出すことにより特定することができる。フローに起因する位相誤差は、検査対象患者の血管内にある又は血管を含むボクセルにおいて生じる可能性が高い。フローが生じない静的組織からは、関連する位相誤差は生じない。血管の典型的な幾何学的形状に対応して、バイポーラ読み出し磁場勾配と整列したボクセルのセットにおいて生じる位相誤差は、本発明では、ゼロエコー時間画像におけるフローに起因する位相誤差を特定するために使用することができるフローアーチファクトを強く示すものである。
【００２４】
更に複雑な実施態様では、ゼロエコー時間画像のピクセル毎の振幅も、フローに起因する位相誤差の特定のために考慮される。このようにすると、血管に起因する画像領域内の位相誤差のみが考慮される。それぞれのボクセルは、ＭＲアンギオグラフィから知られている方法により、血管に属していると特定することができる。
【００２５】
本発明の方法の更に好適な実施形態では、第１の単一エコー画像の位相補正は、第１のエコー時間値及び第２のエコー時間値を考慮して、ゼロエコー時間画像において特定及び推定された位相誤差を適切にスケーリングし、それらを第１の単一エコー画像の位相から減算することにより行われる。
【００２６】
これまでに説明した本発明の方法は、検査ボリューム内に本質的に均一な静磁場Ｂ０を発生させる少なくとも１つの主磁石コイルと、検査ボリューム内で様々な空間方向に切り替え磁場勾配を発生させる幾つかの傾斜磁場コイルと、検査ボリューム内でＲＦパルスを発生させる及び／又は検査ボリューム内に配置される患者の身体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つの身体ＲＦコイルと、ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配の時間的連続を制御する制御ユニットと、受信したＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットとを含むＭＲデバイスによって実行することができる。本発明の方法は、ＭＲデバイスの再構成ユニット及び／又は制御ユニットの対応するプログラミングによって実施することができる。
【００２７】
本発明の方法は、現在臨床使用されているほとんどのＭＲデバイスで有利に実行することができる。このために、本発明の上述の方法ステップを実行するようにＭＲデバイスが制御されるコンピュータプログラムを利用するだけでよい。コンピュータプログラムは、ＭＲデバイスの制御ユニットにインストールするためにダウンロードされるように、データ担体上に存在するか、データネットワーク内に存在することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
同封の図面は、本発明の好適な実施形態を開示する。ただし、図面は、本発明の限定の定義としてではなく、例示のみを目的としてデザインされていることを理解されたい。
【００２９】
【図１】図１は、本発明の方法を実行するＭＲデバイスを示す。
【図２】図２は、本発明によるバイポーラ読み出し磁場勾配を使用するディクソン撮像シーケンスの概略（簡略化）パルスシーケンス図を示す。
【図３】図３は、本発明によるゼロエコー時間画像を計算するための位相外挿を説明する図を示す。
【発明を実施するための形態】
【００３０】
図１を参照するに、ＭＲデバイス１をブロック図で示す。デバイスは、実質的に均一で、時間的に一定の主磁場Ｂ０が検査ボリューム内を通るＺ軸に沿って作成されるように、超電導又は抵抗主磁石コイル２を含む。デバイスは更に、（一次、二次及び必要に応じて三次）シミングコイルのセット２’を含み、セット２’の個々のシミングコイルを流れる電流は、検査ボリューム内のＢ０偏差を最小限に抑えるために制御可能である。
【００３１】
磁気共鳴発生及び操作システムが、一連のＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を印加して、核磁気スピンを反転又は励起させ、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴をリフォーカスさせ、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的及び他の方法で符号化し、スピンを飽和させる等して、ＭＲ撮像を行う。
【００３２】
より具体的には、磁場勾配パルス増幅器３が、検査ボリュームのＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸に沿った全身傾斜磁場コイル４、５及び６のうちの選択された傾斜磁場コイルに電流パルスを印加する。デジタルＲＦ周波数送信器７が、送受信スイッチ８を介して、ＲＦパルス又はパルスパケットを身体ＲＦコイル９に送信して、ＲＦパルスを検査ボリューム内に送り込む。典型的なＭＲ撮像シーケンスは、短い持続時間のＲＦパルスセグメントのパケットから構成され、これらは、任意の印加された磁場勾配と共に、核磁気共鳴の選択された操作を達成する。ＲＦパルスを使用して、共鳴を飽和させ、共鳴を励起させ、磁化を反転させ、共鳴をリフォーカスさせ又は共鳴を操作して、検査ボリューム内に配置される身体１０の一部を選択する。ＭＲ信号も身体ＲＦコイル９によって捕捉される。
【００３３】
身体１０の限定領域のＭＲ画像の生成のために、局所アレイＲＦコイル１１、１２、１３のセットが、撮像用に選択される領域に隣接して置かれる。アレイコイル１１、１２、１３を使用して、身体ＲＦコイルを介するＲＦ送信によって誘導されるＭＲ信号を受信することができる。
【００３４】
結果として得られるＭＲ信号は、身体ＲＦコイル９及び／又はアレイＲＦコイル１１、１２、１３によって捕捉され、好適には前置増幅器（図示せず）を含む受信器１４によって復調される。受信器１４は、送受信スイッチ８を介して、ＲＦコイル９、１１、１２及び１３に接続される。
【００３５】
ホストコンピュータ１５が、シミングコイル２’だけでなく、磁場勾配パルス増幅器３及び送信器７も制御して、本発明の撮像シーケンスを生成する。選択されたシーケンスについて、受信器１４は、各ＲＦ励起パルスに続いて、単一又は複数のＭＲデータラインを高速連続で受信する。データ収集システム１６が、受信信号のアナログ−デジタル変換を行い、各ＭＲデータラインを、更なる処理に適したデジタル形式に変換する。最新のＭＲデバイスでは、データ収集システム１６は、生画像データの収集に特化した単独のコンピュータである。
【００３６】
最終的に、デジタル生画像データは、再構成プロセッサ１７によって画像表現に再構成される。再構成プロセッサ１７は、フーリエ変換か又はＳＥＮＳＥといった他の適当な再構成アルゴリズムを適用する。ＭＲ画像は、患者の平面スライス、平行平面スライスのアレイ、３次元ボリューム等を表す。その後、ＭＲ画像は画像メモリに保存される。画像メモリは、画像表現のスライス、投影又は他の部分を、例えば結果として得られたＭＲ画像の人間が読み取り可能な表示を提供するビデオモニタ１８を介する視覚化に適した形式に変換するためにアクセスされる。
【００３７】
ホストコンピュータ１５及び再構成プロセッサ１７は、上記及び以下で説明する本発明の方法を実行するようにプログラムされている。
【００３８】
図２に、本発明によるバイポーラ読み出し磁場勾配を使用するディクソン撮像シーケンスの概略パルスシーケンス図を示す。図２は、周波数エンコード方向（Ｍ）、位相エンコード方向（Ｐ）及びスライス選択方向（Ｓ）における切り替え磁場勾配を示す。更に、図２は、ＲＦ励起パルスと、エコー信号が収集される時間間隔（ＡＣＱ１及びＡＣＱ２）とを示す。図２は、１対のエコー信号の収集について示す。多くのエコー信号のこのような対は、ｋ空間の必要な領域を完全にカバーするために、異なる位相エンコーディング（Ｐ）を使用して、示されたシーケンスを複数回繰り返すことによって収集される。エコー信号の各対は、反対の極性を有する対応する読み出し磁場勾配（Ｍ）の対を使用して収集される。バイポーラ読み出し磁場勾配のタイミング及び振幅は、エコー信号の収集ウィンドウＡＣＱ１、ＡＣＱ２をシフトして、これにより、異なるエコー時間ＴＥ１（第１のエコー時間）及びＴＥ２（第２のエコー時間）と、水プロトン及び脂肪プロトンからの信号寄与の対応して異なる位相オフセットとが提供されるように選択される。これらの信号寄与のディクソン型分離は、水画像及び／又は脂肪画像の再構成の最終ステップにおけるこれらの位相オフセットに基づいている。
【００３９】
本発明によれば、収集したエコー信号から単一エコー画像が再構成される。第１のエコー時間ＴＥ１に起因する第１の単一エコー画像は、第１のエコー信号から再構成され、第２のエコー時間ＴＥ２に起因する第２の単一エコー画像は、第２のエコー信号から再構成される。
【００４０】
エコー時間ＴＥ１及びＴＥ２において収集された２つの単一エコー画像の各ボクセルにおける位相は、次の様々な位相寄与の合計であると想定される。
ＲＦ励起関連の位相、
受信チェーンに起因する位相、
化学シフトに起因する位相、
主磁場不均一性に起因する位相、
磁場勾配の切り替えに起因する位相、
フローに起因する位相。
【００４１】
最初に、適切なシステムキャリブレーションに基づいて、受信チェーン及び磁場勾配の切り替えからの位相寄与が除去される。
【００４２】
第２のステップでは、化学シフトに起因する位相及び主磁場不均一性に起因する位相が、第１の単一エコー画像の位相をゼロのエコー時間（ＴＥ＝０ｍｓ）に外挿することにより、本発明によって除去されて、「仮想」ゼロエコー時間画像が取得される。このために、２つの単一エコー画像間の位相差は、比率ＴＥ１／（ＴＥ２−ＴＥ１）でスケーリングされ、第１の単一エコー画像の位相から差し引かれる。図３は、フローがない（下の×印）及びフローがある（上の×印）状態でのＴＥ１及びＴＥ２での２つの単一エコー画像の単一ボクセルにおける位相を示す。フローはＴＥ１における位相に選択的に影響し、通常、ＴＥ＝０ｍｓで著しく大きい又は異なる（絶対）位相になる。ＴＥ１及びＴＥ２に依存して、２つの単一エコー画像間の位相差のアンラッピングが有利な場合がある。更に、第１の単一エコー画像及び第２の単一エコー画像の振幅を比較すると、かなりの量の水と脂肪との両方を含むボクセルを特定することができる。特にこれらの場合、２つの単一エコー画像間の位相差の単純なスケーリングでは不正確すぎる可能性がある。これらのボクセルに対して代わりにディクソン水／脂肪分離を適用して、ゼロのエコー時間への位相の外挿を向上することができる。
【００４３】
そうすると、計算されたゼロエコー時間画像の位相は、ＲＦ励起及びフローからの位相寄与のみを反映する。
【００４４】
ＲＦ励起からの位相寄与は、ＴＥ＝０ｍｓにおいて静的な寄与であり、これは主に、ラーモア周波数ｆ０、無線周波磁場Ｂ１並びに撮像された組織の誘電率ε及び電気伝導率σに依存する。空間的な滑らかさを仮定すると、この位相寄与はフィルタリングによって、例えば適切な空間ハイパスフィルタを適用することによって除去することができる。或いは又は更に、例えばＢ１を測定するために適切なシステムキャリブレーションを行い、例えば患者モデルに基づいてこの寄与をシミュレートすることができる。ＲＦ励起関連の位相も、例えば電気特性トモグラフィ用に開発された既知の方法のいずれかを使用して個別に測定することができる。
【００４５】
Ｒａｈｉｍｉ他（Magnetic Resonance in Medicine、７３、１９２６−１９３１、２０１５)によって使用されるモデルに従うと、バイポーラ読み出し磁場勾配の最初のモーメントはＴＥ２でのみ消失し、ＴＥ１では消失しないため、フローに起因する位相誤差は第１の単一エコー画像のみに影響する。読み出し方向に沿った一定速度を有するフローの場合、これは２つの単一エコー画像間の位相差の増加又は減少につながり、したがって、隣接する静的組織に対する関心の血管内の（ＴＥ＝０ｍｓにおける）「仮想」ゼロエコー時間画像の位相のオフセットにつながる（図３を参照）。
【００４６】
２つの単一エコー画像間の位相差の局所的な大幅な増加又は減少は、ディクソンアルゴリズムの一部である主磁場不均一性の推定が乱され、主磁場不均一性の空間的な滑らかさの前提が侵害されるため、ディクソン水／脂肪分離においてリーケージ及びスワッピングアーチファクトを引き起こす。
【００４７】
このようなリーケージ及びスワッピングアーチファクトを抑制するために、ゼロエコー時間画像の位相の局所的な変化が検出されて、フローに起因する位相誤差が特定される。上記補正の後、単純な実施態様では、閾値がＴＥ＝０ｍｓでの（絶対）位相のみに適用される。やや複雑な実施態様では、（絶対）位相が閾値を超える読み出し方向に整列したボクセルのセットが見つけ出される。特に造影撮像では、２つの単一エコー画像のボクセルの信号振幅も考慮して、血管内のみのボクセルのセットを選択することが好適である。
【００４８】
最後に、選択されたボクセルにおける位相は、ゼロエコー時間画像における各ボクセルにおける位相がゼロエコー時間画像における隣接する非選択ボクセルにおける位相とほぼ一致するように第１の単一エコー画像において調整される。
【００４９】
第１の単一エコー画像のこの位相補正の後、位相補正された第１の単一エコー画像及び（元の）第２の単一エコー画像を使用して、ディクソン水／脂肪分離が行われて、水画像及び／又は脂肪画像が再構成される。
【図１】
0006912603.tif 000002
【図２】
0006912603.tif 000003
【図３】
0006912603.tif 000004