位相インクリメント又は周波数シフトの振幅画像を使ったＳＳＦＰの間に磁場マップを生成する方法及びシステム
【課題】化学シフトの影響をあまり受けないものであって、イメージングシーケンスに関わる磁場マップを生成する方法を提供すること。
【解決手段】ＳＳＦＰのシーケンスの間に磁場マップを生成する磁気共鳴イメージングシステムにおいて、ＲＦコイル１５、１６と傾斜磁場コイル１４に対して関連回路を介して接続され、バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを位相インクリメント又は周波数シフトとともに実行し、ｋ空間上のＳＳＦＰデータセットを収集するプログラムされたコントローラ１７、１８と、補正されたＳＳＦＰデータを処理して、磁場マップを生成するものであって、ｋ空間上のデータを画像に変換し、画像の振幅を分析することにより磁場マップを生成するデータプロセッサ１９とを具備する。
【解決手段】ＳＳＦＰのシーケンスの間に磁場マップを生成する磁気共鳴イメージングシステムにおいて、ＲＦコイル１５、１６と傾斜磁場コイル１４に対して関連回路を介して接続され、バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを位相インクリメント又は周波数シフトとともに実行し、ｋ空間上のＳＳＦＰデータセットを収集するプログラムされたコントローラ１７、１８と、補正されたＳＳＦＰデータを処理して、磁場マップを生成するものであって、ｋ空間上のデータを画像に変換し、画像の振幅を分析することにより磁場マップを生成するデータプロセッサ１９とを具備する。
【発明の詳細な説明】
【背景技術】
【０００１】
従来の磁気共鳴イメージング(MRI)方法は、磁場と、撮影対象の被検体中の核スピンの空間的な位置との間の線形関係を活用している。この関係は、均一性のある磁石と線形性のある傾斜磁場コイルの組合せを使用することによって、実現される。この線形関係が崩れると、画像の歪みやアーチファクトが生じる。
【０００２】
磁場の異常は規定値から磁場が外れることである。異常は、シーケンスに起因する静的である。静的な異常は、例えば静磁場を発生するのに使用される磁石による磁場不均一性に起因する。シーケンスに起因する異常は、例えば渦電流又はマクスウェルフィールドにより起こる。
【０００３】
次の２つの対処法が磁場異常を補正するのに使用される。（ｉ）特別なシミング用ハードウェアを用いて磁場を補正することにより、磁場均一性を最小化する。（ｉｉ）磁場異常の影響を補正するためにデータ収集後に画像を補正する。これらの対処法では、画像データが収集されたときの磁場の空間分布に関する正確な情報が必要とされる。
【０００４】
従来では、磁場マップは、それ専用の磁場マッピングシーケンスを使って生成される。画像は異なるシーケンスを使って収集されるので、磁場マップはイメージングシーケンスに関わる磁場異常に関する情報を全く含まない。バランス定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）のシーケンスのような場合、イメージング用と同一のシーケンスを使って磁場マップを生成することが望ましい。
【０００５】
さらに、磁場マップは画像の位相から得られる。当業者周知の通り、磁気共鳴（ＭＲ）信号の位相は静磁場以外の要因の影響を受ける。この要因としては典型的には化学シフトや高周波（ＲＦ）磁場である。例えば、水脂肪分離ＳＳＦＰのために最近紹介されたシングル・クアドラチュア・ディクソン（ＳＶＤ）法では、複数の磁場マップがエコー画像の位相で得られる。エコー信号の位相では、化学シフトと同様に磁場不均一性の影響を受けるので、磁場マップは、化学シフトの影響下にある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明の目的は、化学シフトの影響をあまり受けないものであって、イメージングシーケンスに関わる磁場マップを生成する方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
システムは、バランス定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）のシーケンスの間に磁場マップを生成するために開発された。磁場マップは、画像生成のための位相インクリメント又は周波数シフトを伴ってＳＳＦＰシーケンスの間に収集されたデータを使って生成される。このシステムは、振幅画像を画素ごとに分析することにより磁場マップを生成する。システムは、位相情報を必要としない。
【０００８】
磁場マップは、位相インクリメント又は周波数シフトを伴うバランスＳＳＦＰのシーケンスで収集された振幅画像を分析することにより生成される。画素値は、データ収集の間に用いられる位相インクリメント又は周波数シフトの関数として調べられる。繰り返し期間（ＴＲ）の各時点の核スピンの歳差角は、最小が素強度を生じさせる高周波（ＲＦ）の位相インクリメント又は周波数シフトから画素毎に決定される。歳差角のマップは、磁場のマップを形成するために、折り返り除去される。
【０００９】
この磁場マップは、静磁場の不均一性と、シーケンスに起因する磁場変化の影響とに関する情報を含んでいる。磁場マップを使って磁場を自動的に補正（シミング）を行って、静磁場不均一を補正し、またＳＳＦＰの間にシーケンスに起因する磁場異常を補正することができる。磁場マップを、水脂肪信号の分離処理のような後処理に用いて、磁場異常の影響を補正することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
図１に示すように、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムは、典型的には、静磁場（Ｂ０）を発生する大きな磁石１０と、直交３軸座標系に関して空間的に変化する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１４と、被検体の対象原子核に対してＲＦ信号を送受信するＲＦコイル１５、１６とを有する。被検体１３は、移動可能な天板１２上に載置される。それにより被検体の撮影対象部位を、磁石１０とコイル１４、１５、１６の間の３次元の撮影空間１１内で移動することができる。撮影空間１１は、撮影視野ＦＯＶと称される。
【００１１】
ＭＲＩデータを収集するために、ＭＲＩシステムは、ワークステーションコンピュータ２４等のプログラマブルプロセッサ１９の制御下にあるＭＲＩパルスシーケンスコントローラ１７、１９を介して磁場傾斜とＲＦ章動パルスを発生させる。さらに、プロセッサ１９は、傾斜磁場アンプ２０、ＲＦ発生回路２１、ＲＦアンプ回路２２を制御する。ＭＲ信号回路（ＲＦ検出器）２５は、シールドされたＭＲシステムガントリ内に配置されたＲＦコイル１５、１６を介してＭＲ信号を受信する。受信されたＭＲ ＲＦエコー信号レスポンスは、デジタイザ２３によりディジタル化され、プロセッサ１９に供給される。プロセッサ１９は、アレイプロセッサ又はそれと同様の画像処理部と、ＭＲ信号データの収集やその処理の制御、またコントロール端末２４のディスプレイ上に画像を表示するための複数のプログラムが選択的に使用可能に書き込まれたコンピュータプログラム記憶媒体（図示しない）とを有する。ＭＲシステムコントロール端末２４は、適当なキーボード、タッチスクリーン、操作者が操作できる他の入力デバイスを有する。画像はフィルムに直接記録され、電気的に記憶され、または適当な媒体に印刷機で印刷される。
【００１２】
図２は、リフォーカスされる定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）を伴う３次元（３Ｄ）磁気共鳴イメージングシーケンスを示している。高周波（ＲＦ）励起パルス３０は、スキャン対象の被検体に印加される。ＲＦパルス３０は繰り返し時間（ＴＲ）で繰り返し印加される。ＲＦエコー信号（Ｓ）は、データ収集（ＡＤＣ）期間３２に受信される。受信エコー信号は、エコー時間（ＴＥ）の後に生じる。傾斜磁場は、ｘ，ｙ，ｚの方向に印加される。スライス傾斜磁場（Ｇslice）はスライスを選択し、またスライスごとにエンコードをかける。また位相エンコード傾斜磁場（Ｇphase）は、選択されたスライス内の励起された原子核に対して空間的な位相エンコードをかける。リードアウト傾斜磁場（Ｇreadout）はＡＤＣ期間に印加され、受信エコー信号に周波数エンコードをかける。
【００１３】
定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）は、完全に熱平衡状態に戻すことなく、歳差運動をする水素原子核からＭＲＩ信号を発生させるのに使われる技術である。ＳＳＦＰシーケンスは、被検体内の水素原子核のスピン格子緩和時間（Ｔ１）とスピンスピン緩和時間（Ｔ２）より短い繰り返し時間（ＴＲ）で印加されるＲＦ励起パルスと傾斜磁場パルスの系列を用いる。完全なリフォーカスＳＳＦＰシーケンスでは、傾斜磁場パルスは完全に釣り合いがとれている。例えば各ＴＲ期間の全傾斜磁場パルスの合計（傾斜磁場モーメント）は各傾斜磁場チャンネルに関してゼロである。
【００１４】
ＳＳＦＰ間で磁場マップを生成する原理：
ＳＳＦＰシーケンスのＴＲ期間の間、核スピンは歳差運動をして、歳差角（φ）は磁場オフセットに応じて累積していく。
【数３】
【００１５】
ＳＳＦＰ信号（Ｓ）の振幅は、このスピン歳差角に対応している。
【数４】
【００１６】
ＳはＳＳＦＰシーケンスで発生する定常状態の信号である。ΔＢ0はシーケンスに起因する磁場異常のような静磁場不均一性を含んでいる磁場オフセットである。γは対象原子核の磁気回転比である。αはＳＳＦＰシーケンスで使われるフリップ角である。ＴＲはＳＳＦＰシーケンスでの繰り返し時間である。Ｔ１は原子核スピンのスピン格子緩和時間であり、Ｔ２はスピンスピン緩和時間である。
【００１７】
図３はバランスＳＳＦＰシーケンスで得られる定常状態にある横断磁場の振幅を平衡磁化に対する比率として表すグラフである。図３は、ＴＲ＝１０ｍｓ、α＝５５°、Ｔ１＝５００ｍｓ、Ｔ２＝８０ｍｓと仮定した場合のＳＳＦＰ信号の理論上のスペクトルを示している。
【００１８】
図３から明らかなように、ＳＳＦＰ信号はスピンの歳差角がゼロのとき、すなわちスピンの歳差周波数がＭＲＩシステムのＲＦ搬送波の周波数に一致するとき、最小値を示す。位相インクリメントＳＳＦＰシーケンスにおいて、ＲＦ励起パルスの位相は、あるＴＲ期間から次の期間に対して、θｉ＋１＝θｉ＋δにしたがって、増加される。θはＲＦパルスの位相を表し、δはＲＦパルスの位相増分を表している。この位相インクリメントスキームは、等価周波数オフセットを伴う周波数シフトの場合と同じ影響をＳＳＦＰ信号上で及ぼす。
【数５】
【００１９】
位相インクリメントＳＳＦＰ信号は、スピン歳差角がＲＦパルスの位相インクリメントのそれに一致するとき最小値を示す。最小のＲＦ信号が発生するＲＦ位相インクリメントを発見することにより、画像の各画素に関する核スピンのスピン歳差角を決定することができる。
【００２０】
ＳＳＦＰ信号のスペクトルが２π期間有するので、測定されたスピン歳差角は−πと＋πとの間に折り返る。磁場オフセットは、測定されたスピン歳差角に関連する。
【数６】
【００２１】
φｍｅａｓのマップの折り返りを除去することで、磁場マップ（ΔＢ0）が得られる。
【数７】
【００２２】
図４は、位相インクリメント又は周波数シフトＳＳＦＰ収集から、磁場マップを発生するための典型的な方法のフローチャートを示している。ステップ１００において、ＳＳＦＰの複数のスキャンは位相サイクリング又は周波数シフトとともに実行される。各スキャンは、スキャン間で所定の位相インクリメント値、または所定の周波数シフト値で実行される。スキャンは、完全に同じイメージングシーケンスで同じ被検体に対して行われる。
【００２３】
位相インクリメントＳＳＦＰ収集に関して、ＲＦパルスの位相は、スキャンの繰り返しごとに増加される。位相の増分（ステップ１０１）は０〜２πの範囲をカバーするように次のようにスキャン毎に変化する。
【数８】
【００２４】
なお、ｉは繰り返し番号（０〜Ｍ−１）である。ｊはスキャン番号（０〜Ｎ−１）である。Ｍはスキャンあたりの繰り返し総数、Ｎはスキャン総数である。
【００２５】
周波数シフトＳＳＦＰ収集に関して、ＲＦ搬送周波数はスキャンごとに次のように増加される（ステップ１０１）。
【数９】
【００２６】
ｆ0はオフセットのないＲＦ搬送周波数である。ｆjは、スキャンｊのＲＦ搬送周波数である。Δｆjは、スキャンｊで使用されるＲＦ周波数オフセットである。ＴＲはＳＳＦＰの繰り返し時間である。
【００２７】
単一のセットのスキャンを使って、磁場マッピング及びイメージングが行われる。代わりに、位相インクリメント又は周波数シフトが不均一のスキーム（ｎｏｎ−ｕｎｉｆｏｒｍ ｓｃｈｅｍｅ）が、ステップ１００で用いてもよい。このような不均一の体系において、ｋ空間の中心のデータは他の部分のｋ空間データより高分解能で収集される。
【００２８】
図５はこのような不均一の体系で収集されたｋ空間データの一例を示している。この例において、ｋ空間の中心部分は、ｋ空間の周辺部分の２倍の周波数でサンプルされる。磁場マッピングのために、中心部分では位相インクリメント又は周波数シフトのより多くのステップ数をカバーするのに用いられる。低い周波数で収集されるが空間分解能の高い全ｋ空間データを使って画像を得る。このような不均一の体系により、磁場マップを得るのに、位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数は増加するが、総スキャン時間はそれほど増加することない。位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を増加することにより、磁場マップの精度は向上する。
【００２９】
このような不均一の収集の場合、ステップ１０２において、収集されたｋ空間データはイメージング用データと磁場マップ作成用データとに分類される。このステップは、同じデータがイメージング用データと磁場マップ作成用データとで使われる均一収集の場合にはスキップされる（飛ばされる）。
【００３０】
ステップ１０３において、磁場マップ作成用データはｋ空間から画像空間に変換される。ｋ空間データから画像データに変換するアルゴリズムは、従来通りであり、ＭＲＩ分野の当業者であれば周知である。この変換のための正確なアルゴリズムは、ｋ空間データを収集する方法に基づいて選択される。従前のフーリエ収集に関しては、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）がｋ空間データから画像データに変換するのに用いられる。
【００３１】
ステップ１０４では、画素値がスキャン間で比較される。各画素の位置において、最小強度を示す画素のスキャン番号を、ｊｍｉｎとする。ステップ１０５において、ｊｍｉｎの左右隣の画素を次のように特定される。
【数１０】
【００３２】
隣り合う３点（Ｉｌｅｆｔ，Ｊｌｅｆｔ）、（Ｉｍｉｎ，Ｊｍｉｎ）、（Ｉｒｉｇｈｔ，Ｊｒｉｇｈｔ）を、最小位置の精度を向上するために改良された２次関数に近似する。
【数１１】
【００３３】
Ｉｊは、３つの上述したペアの画素値であり、ｊは３つの上述したペアのスキャン番号である。Ｉ０は、最小の画素値であり、ｄ０は、そのスキャン番号である。スキャン番号（ｄ０）は整数ある必要はない。
【００３４】
スキャン番号（ｄ０）を使って、位相インクリメントを決定し、最小画素値を発生させる。
【数１２】
【００３５】
ステップ１０６において、ステップ１０４、１０５が、全画素について繰り返され、最小画素値が得られる期間のスピン歳差角を画素ごとに表す歳差角マップが生成される。
【００３６】
ステップ１０７では、歳差角マップの折り返しが除去され、磁場マップが生成される。
【数１３】
【００３７】
ΔＢ０は、磁場オフセットマップである。unwrap｛｝は、米国特許5,909,119のような位相の折り返しを除去する処理を表している。γは画像対象の原子核の磁気回転比を表している。ＴＲはＳＳＦＰシーケンスの繰り返し時間である。
【００３８】
ステップ１０７において、水と脂肪とがともに最終画像に寄与する場合、磁場マップは、折り返り除去後の水信号と脂肪信号との間で歳差角の差が２πになるように調整された歳差角マップから生成される。
【数１４】
【００３９】
Δｆｗａｔｅｒ−ｆａｔは、水の核スピンと脂肪の核スピンとの間の共鳴周波数の差を表している。
【００４０】
磁場マップ（ΔＢ０）は、実際にＳＳＦＰイメージングシーケンスを実行している最中の真の磁場を表している。このマップは、ＭＲＩシステムのシミング装置を設定するのに用いられ、磁場マップに反映されている磁場異常が補正される。磁場マップに従ってシミングシステムを設定するその手法は従来周知の通りである。磁場マップを使ってＭＲＩシステムをシミングする技術はその一例がＫｉｍらによって「Journal of Magnetic Resonance in Medicine (MRM) 48号(2002発行)の：715-722頁“Regularized Higher Order in Vivo Shimming”」に記載されている。
【００４１】
磁場マップは、ＳＳＦＰイメージングにおいて水信号と脂肪信号との分離にも用いられる。図６には、水脂肪分離を伴う位相インクリメント又は周波数シフト型ＳＳＦＰデータの収集と処理の工程に関するフローチャートを示している。ステップ２００において、位相インクリメント又は周波数シフトＳＳＦＰデータは、磁場マップ作成のために上述の通り収集される。このシーケンスのＴＲ，ＴＥは次の通りである。
【数１５】
【００４２】
データ収集の不均一な手法が、磁場マップ作成のための位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を増加するために用いられる。ステップ２０１において、収集されたｋ空間データは磁場マップ作成用のデータセットと水脂肪イメージング用のデータセットとに分類される。ステップ２０２において、振幅ＳＳＦＰ画像を使って磁場マップを作成する上述の方法が実行され、イメージングシーケンスの期間の磁場マップが得られる。
【００４３】
ステップ２０３において、複数スキャンのイメージングデータセットは結合され、エコー信号に個々に分離される。
【数１６】
【００４４】
なお、ｉ＝（−１）１／２、ｊはスキャン番号、Ｎはデータセットのスキャン総数、Ｓ０、Ｓ−１は独特なエコー系列経路を経たエコー信号である。
【００４５】
ステップ２０４において、Ｓ０、Ｓ−１は処理され、ｋ空間データから画像空間に変換され、Ｉ０、Ｉ−１が生成される。
【００４６】
ステップ２０５において、分離画像データはステップ２０２の磁場マップを使って次のように位相補正される。
【数１７】
【００４７】
ステップ２０６において、水画像と脂肪画像が次のように発生される。
【数１８】
【００４８】
本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】ＭＲＩシステムの概略図。
【図２】バランスＳＳＦＰをイメージングシーケンスを示す図。
【図３】バランスＳＳＦＰシーケンスで収集された歳差角の関数としての定常状態での横磁化の振幅に関する理論上のスペクトルのグラフを示す図。
【図４】位相インクリメント又は周波数シフトされたＳＳＦＰデータを収集し、磁場マップを生成するための手順を示すフローチャート。
【図５】イメージングのためのデータと磁場マップ生成のためのデータとに分類された不均一サンプルのｋ空間データの概略図。
【図６】水脂肪分離のための位相インクリメント又は周波数シフトされたＳＳＦＰデータを収集し、処理するための手順を示すフローチャート。
【符号の説明】
【００５０】
１０…磁石、１４…傾斜磁場コイル、１５、１６…ＲＦコイル、１３…被検体、１２…天板、１１…撮影空間、１７、１８…ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ、１９…プログラマブルプロセッサ、２０…傾斜磁場アンプ、２１…ＲＦ発生回路、２２…ＲＦアンプ回路、２３…デジタイザ、２４…ワークステーションコンピュータ、２５…ＭＲ信号回路（ＲＦ検出器）。
【背景技術】
【０００１】
従来の磁気共鳴イメージング(MRI)方法は、磁場と、撮影対象の被検体中の核スピンの空間的な位置との間の線形関係を活用している。この関係は、均一性のある磁石と線形性のある傾斜磁場コイルの組合せを使用することによって、実現される。この線形関係が崩れると、画像の歪みやアーチファクトが生じる。
【０００２】
磁場の異常は規定値から磁場が外れることである。異常は、シーケンスに起因する静的である。静的な異常は、例えば静磁場を発生するのに使用される磁石による磁場不均一性に起因する。シーケンスに起因する異常は、例えば渦電流又はマクスウェルフィールドにより起こる。
【０００３】
次の２つの対処法が磁場異常を補正するのに使用される。（ｉ）特別なシミング用ハードウェアを用いて磁場を補正することにより、磁場均一性を最小化する。（ｉｉ）磁場異常の影響を補正するためにデータ収集後に画像を補正する。これらの対処法では、画像データが収集されたときの磁場の空間分布に関する正確な情報が必要とされる。
【０００４】
従来では、磁場マップは、それ専用の磁場マッピングシーケンスを使って生成される。画像は異なるシーケンスを使って収集されるので、磁場マップはイメージングシーケンスに関わる磁場異常に関する情報を全く含まない。バランス定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）のシーケンスのような場合、イメージング用と同一のシーケンスを使って磁場マップを生成することが望ましい。
【０００５】
さらに、磁場マップは画像の位相から得られる。当業者周知の通り、磁気共鳴（ＭＲ）信号の位相は静磁場以外の要因の影響を受ける。この要因としては典型的には化学シフトや高周波（ＲＦ）磁場である。例えば、水脂肪分離ＳＳＦＰのために最近紹介されたシングル・クアドラチュア・ディクソン（ＳＶＤ）法では、複数の磁場マップがエコー画像の位相で得られる。エコー信号の位相では、化学シフトと同様に磁場不均一性の影響を受けるので、磁場マップは、化学シフトの影響下にある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明の目的は、化学シフトの影響をあまり受けないものであって、イメージングシーケンスに関わる磁場マップを生成する方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
システムは、バランス定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）のシーケンスの間に磁場マップを生成するために開発された。磁場マップは、画像生成のための位相インクリメント又は周波数シフトを伴ってＳＳＦＰシーケンスの間に収集されたデータを使って生成される。このシステムは、振幅画像を画素ごとに分析することにより磁場マップを生成する。システムは、位相情報を必要としない。
【０００８】
磁場マップは、位相インクリメント又は周波数シフトを伴うバランスＳＳＦＰのシーケンスで収集された振幅画像を分析することにより生成される。画素値は、データ収集の間に用いられる位相インクリメント又は周波数シフトの関数として調べられる。繰り返し期間（ＴＲ）の各時点の核スピンの歳差角は、最小が素強度を生じさせる高周波（ＲＦ）の位相インクリメント又は周波数シフトから画素毎に決定される。歳差角のマップは、磁場のマップを形成するために、折り返り除去される。
【０００９】
この磁場マップは、静磁場の不均一性と、シーケンスに起因する磁場変化の影響とに関する情報を含んでいる。磁場マップを使って磁場を自動的に補正（シミング）を行って、静磁場不均一を補正し、またＳＳＦＰの間にシーケンスに起因する磁場異常を補正することができる。磁場マップを、水脂肪信号の分離処理のような後処理に用いて、磁場異常の影響を補正することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
図１に示すように、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムは、典型的には、静磁場（Ｂ０）を発生する大きな磁石１０と、直交３軸座標系に関して空間的に変化する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１４と、被検体の対象原子核に対してＲＦ信号を送受信するＲＦコイル１５、１６とを有する。被検体１３は、移動可能な天板１２上に載置される。それにより被検体の撮影対象部位を、磁石１０とコイル１４、１５、１６の間の３次元の撮影空間１１内で移動することができる。撮影空間１１は、撮影視野ＦＯＶと称される。
【００１１】
ＭＲＩデータを収集するために、ＭＲＩシステムは、ワークステーションコンピュータ２４等のプログラマブルプロセッサ１９の制御下にあるＭＲＩパルスシーケンスコントローラ１７、１９を介して磁場傾斜とＲＦ章動パルスを発生させる。さらに、プロセッサ１９は、傾斜磁場アンプ２０、ＲＦ発生回路２１、ＲＦアンプ回路２２を制御する。ＭＲ信号回路（ＲＦ検出器）２５は、シールドされたＭＲシステムガントリ内に配置されたＲＦコイル１５、１６を介してＭＲ信号を受信する。受信されたＭＲ ＲＦエコー信号レスポンスは、デジタイザ２３によりディジタル化され、プロセッサ１９に供給される。プロセッサ１９は、アレイプロセッサ又はそれと同様の画像処理部と、ＭＲ信号データの収集やその処理の制御、またコントロール端末２４のディスプレイ上に画像を表示するための複数のプログラムが選択的に使用可能に書き込まれたコンピュータプログラム記憶媒体（図示しない）とを有する。ＭＲシステムコントロール端末２４は、適当なキーボード、タッチスクリーン、操作者が操作できる他の入力デバイスを有する。画像はフィルムに直接記録され、電気的に記憶され、または適当な媒体に印刷機で印刷される。
【００１２】
図２は、リフォーカスされる定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）を伴う３次元（３Ｄ）磁気共鳴イメージングシーケンスを示している。高周波（ＲＦ）励起パルス３０は、スキャン対象の被検体に印加される。ＲＦパルス３０は繰り返し時間（ＴＲ）で繰り返し印加される。ＲＦエコー信号（Ｓ）は、データ収集（ＡＤＣ）期間３２に受信される。受信エコー信号は、エコー時間（ＴＥ）の後に生じる。傾斜磁場は、ｘ，ｙ，ｚの方向に印加される。スライス傾斜磁場（Ｇslice）はスライスを選択し、またスライスごとにエンコードをかける。また位相エンコード傾斜磁場（Ｇphase）は、選択されたスライス内の励起された原子核に対して空間的な位相エンコードをかける。リードアウト傾斜磁場（Ｇreadout）はＡＤＣ期間に印加され、受信エコー信号に周波数エンコードをかける。
【００１３】
定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）は、完全に熱平衡状態に戻すことなく、歳差運動をする水素原子核からＭＲＩ信号を発生させるのに使われる技術である。ＳＳＦＰシーケンスは、被検体内の水素原子核のスピン格子緩和時間（Ｔ１）とスピンスピン緩和時間（Ｔ２）より短い繰り返し時間（ＴＲ）で印加されるＲＦ励起パルスと傾斜磁場パルスの系列を用いる。完全なリフォーカスＳＳＦＰシーケンスでは、傾斜磁場パルスは完全に釣り合いがとれている。例えば各ＴＲ期間の全傾斜磁場パルスの合計（傾斜磁場モーメント）は各傾斜磁場チャンネルに関してゼロである。
【００１４】
ＳＳＦＰ間で磁場マップを生成する原理：
ＳＳＦＰシーケンスのＴＲ期間の間、核スピンは歳差運動をして、歳差角（φ）は磁場オフセットに応じて累積していく。
【数３】
【００１５】
ＳＳＦＰ信号（Ｓ）の振幅は、このスピン歳差角に対応している。
【数４】
【００１６】
ＳはＳＳＦＰシーケンスで発生する定常状態の信号である。ΔＢ0はシーケンスに起因する磁場異常のような静磁場不均一性を含んでいる磁場オフセットである。γは対象原子核の磁気回転比である。αはＳＳＦＰシーケンスで使われるフリップ角である。ＴＲはＳＳＦＰシーケンスでの繰り返し時間である。Ｔ１は原子核スピンのスピン格子緩和時間であり、Ｔ２はスピンスピン緩和時間である。
【００１７】
図３はバランスＳＳＦＰシーケンスで得られる定常状態にある横断磁場の振幅を平衡磁化に対する比率として表すグラフである。図３は、ＴＲ＝１０ｍｓ、α＝５５°、Ｔ１＝５００ｍｓ、Ｔ２＝８０ｍｓと仮定した場合のＳＳＦＰ信号の理論上のスペクトルを示している。
【００１８】
図３から明らかなように、ＳＳＦＰ信号はスピンの歳差角がゼロのとき、すなわちスピンの歳差周波数がＭＲＩシステムのＲＦ搬送波の周波数に一致するとき、最小値を示す。位相インクリメントＳＳＦＰシーケンスにおいて、ＲＦ励起パルスの位相は、あるＴＲ期間から次の期間に対して、θｉ＋１＝θｉ＋δにしたがって、増加される。θはＲＦパルスの位相を表し、δはＲＦパルスの位相増分を表している。この位相インクリメントスキームは、等価周波数オフセットを伴う周波数シフトの場合と同じ影響をＳＳＦＰ信号上で及ぼす。
【数５】
【００１９】
位相インクリメントＳＳＦＰ信号は、スピン歳差角がＲＦパルスの位相インクリメントのそれに一致するとき最小値を示す。最小のＲＦ信号が発生するＲＦ位相インクリメントを発見することにより、画像の各画素に関する核スピンのスピン歳差角を決定することができる。
【００２０】
ＳＳＦＰ信号のスペクトルが２π期間有するので、測定されたスピン歳差角は−πと＋πとの間に折り返る。磁場オフセットは、測定されたスピン歳差角に関連する。
【数６】
【００２１】
φｍｅａｓのマップの折り返りを除去することで、磁場マップ（ΔＢ0）が得られる。
【数７】
【００２２】
図４は、位相インクリメント又は周波数シフトＳＳＦＰ収集から、磁場マップを発生するための典型的な方法のフローチャートを示している。ステップ１００において、ＳＳＦＰの複数のスキャンは位相サイクリング又は周波数シフトとともに実行される。各スキャンは、スキャン間で所定の位相インクリメント値、または所定の周波数シフト値で実行される。スキャンは、完全に同じイメージングシーケンスで同じ被検体に対して行われる。
【００２３】
位相インクリメントＳＳＦＰ収集に関して、ＲＦパルスの位相は、スキャンの繰り返しごとに増加される。位相の増分（ステップ１０１）は０〜２πの範囲をカバーするように次のようにスキャン毎に変化する。
【数８】
【００２４】
なお、ｉは繰り返し番号（０〜Ｍ−１）である。ｊはスキャン番号（０〜Ｎ−１）である。Ｍはスキャンあたりの繰り返し総数、Ｎはスキャン総数である。
【００２５】
周波数シフトＳＳＦＰ収集に関して、ＲＦ搬送周波数はスキャンごとに次のように増加される（ステップ１０１）。
【数９】
【００２６】
ｆ0はオフセットのないＲＦ搬送周波数である。ｆjは、スキャンｊのＲＦ搬送周波数である。Δｆjは、スキャンｊで使用されるＲＦ周波数オフセットである。ＴＲはＳＳＦＰの繰り返し時間である。
【００２７】
単一のセットのスキャンを使って、磁場マッピング及びイメージングが行われる。代わりに、位相インクリメント又は周波数シフトが不均一のスキーム（ｎｏｎ−ｕｎｉｆｏｒｍ ｓｃｈｅｍｅ）が、ステップ１００で用いてもよい。このような不均一の体系において、ｋ空間の中心のデータは他の部分のｋ空間データより高分解能で収集される。
【００２８】
図５はこのような不均一の体系で収集されたｋ空間データの一例を示している。この例において、ｋ空間の中心部分は、ｋ空間の周辺部分の２倍の周波数でサンプルされる。磁場マッピングのために、中心部分では位相インクリメント又は周波数シフトのより多くのステップ数をカバーするのに用いられる。低い周波数で収集されるが空間分解能の高い全ｋ空間データを使って画像を得る。このような不均一の体系により、磁場マップを得るのに、位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数は増加するが、総スキャン時間はそれほど増加することない。位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を増加することにより、磁場マップの精度は向上する。
【００２９】
このような不均一の収集の場合、ステップ１０２において、収集されたｋ空間データはイメージング用データと磁場マップ作成用データとに分類される。このステップは、同じデータがイメージング用データと磁場マップ作成用データとで使われる均一収集の場合にはスキップされる（飛ばされる）。
【００３０】
ステップ１０３において、磁場マップ作成用データはｋ空間から画像空間に変換される。ｋ空間データから画像データに変換するアルゴリズムは、従来通りであり、ＭＲＩ分野の当業者であれば周知である。この変換のための正確なアルゴリズムは、ｋ空間データを収集する方法に基づいて選択される。従前のフーリエ収集に関しては、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）がｋ空間データから画像データに変換するのに用いられる。
【００３１】
ステップ１０４では、画素値がスキャン間で比較される。各画素の位置において、最小強度を示す画素のスキャン番号を、ｊｍｉｎとする。ステップ１０５において、ｊｍｉｎの左右隣の画素を次のように特定される。
【数１０】
【００３２】
隣り合う３点（Ｉｌｅｆｔ，Ｊｌｅｆｔ）、（Ｉｍｉｎ，Ｊｍｉｎ）、（Ｉｒｉｇｈｔ，Ｊｒｉｇｈｔ）を、最小位置の精度を向上するために改良された２次関数に近似する。
【数１１】
【００３３】
Ｉｊは、３つの上述したペアの画素値であり、ｊは３つの上述したペアのスキャン番号である。Ｉ０は、最小の画素値であり、ｄ０は、そのスキャン番号である。スキャン番号（ｄ０）は整数ある必要はない。
【００３４】
スキャン番号（ｄ０）を使って、位相インクリメントを決定し、最小画素値を発生させる。
【数１２】
【００３５】
ステップ１０６において、ステップ１０４、１０５が、全画素について繰り返され、最小画素値が得られる期間のスピン歳差角を画素ごとに表す歳差角マップが生成される。
【００３６】
ステップ１０７では、歳差角マップの折り返しが除去され、磁場マップが生成される。
【数１３】
【００３７】
ΔＢ０は、磁場オフセットマップである。unwrap｛｝は、米国特許5,909,119のような位相の折り返しを除去する処理を表している。γは画像対象の原子核の磁気回転比を表している。ＴＲはＳＳＦＰシーケンスの繰り返し時間である。
【００３８】
ステップ１０７において、水と脂肪とがともに最終画像に寄与する場合、磁場マップは、折り返り除去後の水信号と脂肪信号との間で歳差角の差が２πになるように調整された歳差角マップから生成される。
【数１４】
【００３９】
Δｆｗａｔｅｒ−ｆａｔは、水の核スピンと脂肪の核スピンとの間の共鳴周波数の差を表している。
【００４０】
磁場マップ（ΔＢ０）は、実際にＳＳＦＰイメージングシーケンスを実行している最中の真の磁場を表している。このマップは、ＭＲＩシステムのシミング装置を設定するのに用いられ、磁場マップに反映されている磁場異常が補正される。磁場マップに従ってシミングシステムを設定するその手法は従来周知の通りである。磁場マップを使ってＭＲＩシステムをシミングする技術はその一例がＫｉｍらによって「Journal of Magnetic Resonance in Medicine (MRM) 48号(2002発行)の：715-722頁“Regularized Higher Order in Vivo Shimming”」に記載されている。
【００４１】
磁場マップは、ＳＳＦＰイメージングにおいて水信号と脂肪信号との分離にも用いられる。図６には、水脂肪分離を伴う位相インクリメント又は周波数シフト型ＳＳＦＰデータの収集と処理の工程に関するフローチャートを示している。ステップ２００において、位相インクリメント又は周波数シフトＳＳＦＰデータは、磁場マップ作成のために上述の通り収集される。このシーケンスのＴＲ，ＴＥは次の通りである。
【数１５】
【００４２】
データ収集の不均一な手法が、磁場マップ作成のための位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を増加するために用いられる。ステップ２０１において、収集されたｋ空間データは磁場マップ作成用のデータセットと水脂肪イメージング用のデータセットとに分類される。ステップ２０２において、振幅ＳＳＦＰ画像を使って磁場マップを作成する上述の方法が実行され、イメージングシーケンスの期間の磁場マップが得られる。
【００４３】
ステップ２０３において、複数スキャンのイメージングデータセットは結合され、エコー信号に個々に分離される。
【数１６】
【００４４】
なお、ｉ＝（−１）１／２、ｊはスキャン番号、Ｎはデータセットのスキャン総数、Ｓ０、Ｓ−１は独特なエコー系列経路を経たエコー信号である。
【００４５】
ステップ２０４において、Ｓ０、Ｓ−１は処理され、ｋ空間データから画像空間に変換され、Ｉ０、Ｉ−１が生成される。
【００４６】
ステップ２０５において、分離画像データはステップ２０２の磁場マップを使って次のように位相補正される。
【数１７】
【００４７】
ステップ２０６において、水画像と脂肪画像が次のように発生される。
【数１８】
【００４８】
本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】ＭＲＩシステムの概略図。
【図２】バランスＳＳＦＰをイメージングシーケンスを示す図。
【図３】バランスＳＳＦＰシーケンスで収集された歳差角の関数としての定常状態での横磁化の振幅に関する理論上のスペクトルのグラフを示す図。
【図４】位相インクリメント又は周波数シフトされたＳＳＦＰデータを収集し、磁場マップを生成するための手順を示すフローチャート。
【図５】イメージングのためのデータと磁場マップ生成のためのデータとに分類された不均一サンプルのｋ空間データの概略図。
【図６】水脂肪分離のための位相インクリメント又は周波数シフトされたＳＳＦＰデータを収集し、処理するための手順を示すフローチャート。
【符号の説明】
【００５０】
１０…磁石、１４…傾斜磁場コイル、１５、１６…ＲＦコイル、１３…被検体、１２…天板、１１…撮影空間、１７、１８…ＭＲＩパルスシーケンスコントローラ、１９…プログラマブルプロセッサ、２０…傾斜磁場アンプ、２１…ＲＦ発生回路、２２…ＲＦアンプ回路、２３…デジタイザ、２４…ワークステーションコンピュータ、２５…ＭＲ信号回路（ＲＦ検出器）。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
バランス定常自由歳差運動（ｂａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ：ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ ｆｒｅｅ ｐｒｅｃｅｓｉｏｎ）のシーケンスの間に磁場マップを生成する方法において、
ＭＲＩスキャナの撮像領域内に被検体を配置し、
位相インクリメント又は周波数シフトを伴って前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを実行して、ＳＳＦＰのｋ空間データセットを収集し、
前記ｋ空間データセットを複数の振幅画像に変換し、
前記振幅画像を分析して前記磁場マップを生成する方法。
【請求項２】
前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを実行するステップでは、位相インクリメント又は周波数シフトが０乃至２πの範囲で変化する前記バランスＳＳＦＰのスキャンを繰り返す請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記振幅画像を分析するステップでは、前記振幅画像の画素値をスキャン間で分析し、最小強度を示す各画素について位相インクリメント又は周波数シフトの値を特定する請求項１記載の方法。
【請求項４】
前記磁場マップを生成するステップでは、最小強度を示す複数画素に対する３点の２次関数近似を用いてスピン歳差角のマップを発生する請求項１記載の方法。
【請求項５】
前記磁場マップを生成するステップでは、歳差角のマップの重なりを解放する請求項１記載の方法。
【請求項６】
前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを実行するステップでは、前記ｋ空間の中央部分が他の部分よりも高頻度になる前記ｋ空間データを収集する請求項１記載の方法。
【請求項７】
前記他の部分は、全ｋ空間である請求項６記載の方法。
【請求項８】
前記収集されたｋ空間データは、磁場マップ用データとイメージング用データとに分類される請求項６記載の方法。
【請求項９】
前記磁場マップ用データは、前記ｋ空間の中央部分を占め、比較的多くの位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有し、
前記イメージング用データは、前記ｋ空間の全域を占め、比較的少ない位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有する請求項８記載の方法。
【請求項１０】
前記ＭＲＩスキャナ周囲の磁場に関する複数のマップを使って、前記磁場マップの磁場異常を補正する請求項１記載の方法。
【請求項１１】
前記ＭＲＩスキャナ周囲の磁場に関する複数のマップを使って、前記水細胞分離ＳＳＦＰ画像を生成する請求項１記載の方法。
【請求項１２】
前記位相インクリメント又は周波数シフトによるＳＳＦＰデータは、
【数１】
により収集され、
前記式において、ＴＲはＳＳＦＰシーケンスの繰り返し時間、ＴＥはエコー時間、Δｆｗａｔｅｒ−ｆａｔは水と脂肪の間の核スピンの共鳴周波数の差である請求項１１記載の方法。
【請求項１３】
前記収集したＳＳＦＰの信号セットを合成して、分離したエコー信号Ｓ０、Ｓ−１を生成し、
前記エコー信号Ｓ０、Ｓ−１をｋ空間から画像空間に変換して、分離画像Ｉ０、Ｉ−１を生成し、
前記分離画像を位相補正し、
前記位相補正した分離画像を合成して、水ＳＳＦＰ画像と脂肪ＳＳＦＰ画像とを生成する請求項１１記載の方法。
【請求項１４】
バランス定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）のシーケンスの間に磁場マップを生成する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて、
ＲＦコイルと傾斜磁場コイルに対して関連回路を介して接続され、バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを位相インクリメント又は周波数シフトとともに実行し、ｋ空間上のＳＳＦＰデータセットを収集するプログラムされたコントローラと、
前記補正されたＳＳＦＰデータを処理して、磁場マップを生成するものであって、前記ｋ空間上のデータを画像に変換し、前記画像の振幅を分析することにより前記磁場マップを生成するデータプロセッサとを具備する磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１５】
前記データプロセッサは、前記振幅画像の画素値を分析し、最小強度を示す各画素について位相インクリメント又は周波数シフトの値を特定することにより、前記振幅を分析する請求項１４記載のシステム。
【請求項１６】
前記データプロセッサは、複数のスピン歳差角のマップを、最小強度を示す複数画素に対する３点の２次関数近似を用いて発生する請求項１４記載のシステム。
【請求項１７】
前記データプロセッサは、前記歳差角のマップの重なりを解放する請求項１６記載のシステム。
【請求項１８】
前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスは、前記ｋ空間の中央部分がｋ空間全域よりも高頻度になるようにｋ空間データを収集する請求項１４記載のシステム。
【請求項１９】
前記データプロセッサは、前記収集されたｋ空間データを、磁場マップ用データとイメージング用データとに分類する請求項１８記載のシステム。
【請求項２０】
前記磁場マップ用データは、前記ｋ空間の中央部分を占め、比較的多くの位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有し、
前記イメージング用データは、前記ｋ空間の全域を占め、比較的少ない位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有する請求項１８記載のシステム。
【請求項２１】
前記データプロセッサは、前記ＭＲＩシステム周囲の磁場に関する複数のマップを使って、前記磁場マップの磁場異常を補正する請求項１４記載のシステム。
【請求項２２】
前記データプロセッサは、前記磁場マップを使って、前記水細胞分離ＳＳＦＰ画像を生成する請求項１４記載のシステム。
【請求項２３】
前記位相インクリメント又は周波数シフトによるＳＳＦＰデータは、
【数２】
により収集され、
前記式において、ＴＲはＳＳＦＰシーケンスの繰り返し時間、ＴＥはエコー時間、Δｆｗａｔｅｒ−ｆａｔは水と脂肪の間の核スピンの共鳴周波数の差である請求項２２記載のシステム。
【請求項２４】
前記データプロセッサは、前記収集したＳＳＦＰの信号セットを合成して、分離したエコー信号Ｓ０、Ｓ−１を生成し、
前記エコー信号Ｓ０、Ｓ−１をｋ空間から画像空間に変換して、分離画像Ｉ０、Ｉ−１を生成し、
前記分離エコー画像を位相補正し、
前記位相補正した分離画像を合成して、水ＳＳＦＰ画像と脂肪ＳＳＦＰ画像とを生成する請求項２２記載のシステム。
【請求項１】
バランス定常自由歳差運動（ｂａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ：ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ ｆｒｅｅ ｐｒｅｃｅｓｉｏｎ）のシーケンスの間に磁場マップを生成する方法において、
ＭＲＩスキャナの撮像領域内に被検体を配置し、
位相インクリメント又は周波数シフトを伴って前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを実行して、ＳＳＦＰのｋ空間データセットを収集し、
前記ｋ空間データセットを複数の振幅画像に変換し、
前記振幅画像を分析して前記磁場マップを生成する方法。
【請求項２】
前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを実行するステップでは、位相インクリメント又は周波数シフトが０乃至２πの範囲で変化する前記バランスＳＳＦＰのスキャンを繰り返す請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記振幅画像を分析するステップでは、前記振幅画像の画素値をスキャン間で分析し、最小強度を示す各画素について位相インクリメント又は周波数シフトの値を特定する請求項１記載の方法。
【請求項４】
前記磁場マップを生成するステップでは、最小強度を示す複数画素に対する３点の２次関数近似を用いてスピン歳差角のマップを発生する請求項１記載の方法。
【請求項５】
前記磁場マップを生成するステップでは、歳差角のマップの重なりを解放する請求項１記載の方法。
【請求項６】
前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを実行するステップでは、前記ｋ空間の中央部分が他の部分よりも高頻度になる前記ｋ空間データを収集する請求項１記載の方法。
【請求項７】
前記他の部分は、全ｋ空間である請求項６記載の方法。
【請求項８】
前記収集されたｋ空間データは、磁場マップ用データとイメージング用データとに分類される請求項６記載の方法。
【請求項９】
前記磁場マップ用データは、前記ｋ空間の中央部分を占め、比較的多くの位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有し、
前記イメージング用データは、前記ｋ空間の全域を占め、比較的少ない位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有する請求項８記載の方法。
【請求項１０】
前記ＭＲＩスキャナ周囲の磁場に関する複数のマップを使って、前記磁場マップの磁場異常を補正する請求項１記載の方法。
【請求項１１】
前記ＭＲＩスキャナ周囲の磁場に関する複数のマップを使って、前記水細胞分離ＳＳＦＰ画像を生成する請求項１記載の方法。
【請求項１２】
前記位相インクリメント又は周波数シフトによるＳＳＦＰデータは、
【数１】
により収集され、
前記式において、ＴＲはＳＳＦＰシーケンスの繰り返し時間、ＴＥはエコー時間、Δｆｗａｔｅｒ−ｆａｔは水と脂肪の間の核スピンの共鳴周波数の差である請求項１１記載の方法。
【請求項１３】
前記収集したＳＳＦＰの信号セットを合成して、分離したエコー信号Ｓ０、Ｓ−１を生成し、
前記エコー信号Ｓ０、Ｓ−１をｋ空間から画像空間に変換して、分離画像Ｉ０、Ｉ−１を生成し、
前記分離画像を位相補正し、
前記位相補正した分離画像を合成して、水ＳＳＦＰ画像と脂肪ＳＳＦＰ画像とを生成する請求項１１記載の方法。
【請求項１４】
バランス定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）のシーケンスの間に磁場マップを生成する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて、
ＲＦコイルと傾斜磁場コイルに対して関連回路を介して接続され、バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスを位相インクリメント又は周波数シフトとともに実行し、ｋ空間上のＳＳＦＰデータセットを収集するプログラムされたコントローラと、
前記補正されたＳＳＦＰデータを処理して、磁場マップを生成するものであって、前記ｋ空間上のデータを画像に変換し、前記画像の振幅を分析することにより前記磁場マップを生成するデータプロセッサとを具備する磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１５】
前記データプロセッサは、前記振幅画像の画素値を分析し、最小強度を示す各画素について位相インクリメント又は周波数シフトの値を特定することにより、前記振幅を分析する請求項１４記載のシステム。
【請求項１６】
前記データプロセッサは、複数のスピン歳差角のマップを、最小強度を示す複数画素に対する３点の２次関数近似を用いて発生する請求項１４記載のシステム。
【請求項１７】
前記データプロセッサは、前記歳差角のマップの重なりを解放する請求項１６記載のシステム。
【請求項１８】
前記バランスＳＳＦＰのイメージングシーケンスは、前記ｋ空間の中央部分がｋ空間全域よりも高頻度になるようにｋ空間データを収集する請求項１４記載のシステム。
【請求項１９】
前記データプロセッサは、前記収集されたｋ空間データを、磁場マップ用データとイメージング用データとに分類する請求項１８記載のシステム。
【請求項２０】
前記磁場マップ用データは、前記ｋ空間の中央部分を占め、比較的多くの位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有し、
前記イメージング用データは、前記ｋ空間の全域を占め、比較的少ない位相インクリメント又は周波数シフトのステップ数を有する請求項１８記載のシステム。
【請求項２１】
前記データプロセッサは、前記ＭＲＩシステム周囲の磁場に関する複数のマップを使って、前記磁場マップの磁場異常を補正する請求項１４記載のシステム。
【請求項２２】
前記データプロセッサは、前記磁場マップを使って、前記水細胞分離ＳＳＦＰ画像を生成する請求項１４記載のシステム。
【請求項２３】
前記位相インクリメント又は周波数シフトによるＳＳＦＰデータは、
【数２】
により収集され、
前記式において、ＴＲはＳＳＦＰシーケンスの繰り返し時間、ＴＥはエコー時間、Δｆｗａｔｅｒ−ｆａｔは水と脂肪の間の核スピンの共鳴周波数の差である請求項２２記載のシステム。
【請求項２４】
前記データプロセッサは、前記収集したＳＳＦＰの信号セットを合成して、分離したエコー信号Ｓ０、Ｓ−１を生成し、
前記エコー信号Ｓ０、Ｓ−１をｋ空間から画像空間に変換して、分離画像Ｉ０、Ｉ−１を生成し、
前記分離エコー画像を位相補正し、
前記位相補正した分離画像を合成して、水ＳＳＦＰ画像と脂肪ＳＳＦＰ画像とを生成する請求項２２記載のシステム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【公開番号】特開２００６−２８０９３０（Ｐ２００６−２８０９３０Ａ）
【公開日】平成１８年１０月１９日（２００６．１０．１９）
【国際特許分類】
【外国語出願】
【出願番号】特願２００６−９１４４５（Ｐ２００６−９１４４５）
【出願日】平成１８年３月２９日（２００６．３．２９）
【出願人】（５９４１３１３０４）トーシバ アメリカ エムアールアイ インコーポレイテッド (6)
【氏名又は名称原語表記】ＴＯＳＨＩＢＡ ＡＭＥＲＩＣＡ ＭＲＩ， ＩＮＣ．
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年１０月１９日（２００６．１０．１９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−９１４４５（Ｐ２００６−９１４４５）
【出願日】平成１８年３月２９日（２００６．３．２９）
【出願人】（５９４１３１３０４）トーシバ アメリカ エムアールアイ インコーポレイテッド (6)
【氏名又は名称原語表記】ＴＯＳＨＩＢＡ ＡＭＥＲＩＣＡ ＭＲＩ， ＩＮＣ．
【Ｆターム（参考）】
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