CN101396265B

CN101396265B - 磁共振成像装置及其脂肪抑制效果的分析方法

Info

Publication number: CN101396265B
Application number: CN2008101617709A
Authority: CN
Inventors: 金泽仁
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2007-09-28
Filing date: 2008-09-26
Publication date: 2011-02-09
Anticipated expiration: 2028-09-26
Also published as: CN101396265A; JP5366484B2; US20090085566A1; JP2009095652A; US7663365B2

Abstract

本发明的磁共振成像装置具备：对摄像对象进行脂肪抑制脉冲的中心频率不同的多次摄像的摄像单元；根据通过上述多次摄像而得到的磁共振信号，分别生成多张图像的生成单元；根据上述多张图像，计算出脂肪抑制效果的空间不均匀的原因信息的计算单元。

Description

磁共振成像装置及其脂肪抑制效果的分析方法

技术领域

本发明涉及通过施加脂肪抑制(fat suppression)脉冲，来抑制脂肪信号的磁共振成像装置和该磁共振成像装置的脂肪抑制效果的分析方法。

背景技术

作为磁共振成像的脂肪抑制法，已知chemical shift selective(CHESS)法、spatial-spectral excitation pulse法等。

在这些脂肪抑制法的任意一个中，都产生脂肪抑制效果的空间不均匀。作为改善脂肪抑制效果的空间不均匀的方法，有所谓的电流填补(shimming)。在电流填补中，在摄像前测量磁场的空间分布。然后，在摄影时，考虑在摄影前测量的磁场的空间分布，随着时间使一定的修正电流流过倾斜磁场线圈和磁场修正用线圈，从而修正脂肪抑制效果的空间不均匀。

例如通过特公平3-51172号公报，可以知道相关的技术。

在上述电流填补中，用于测量磁场的空间分布的脉冲时序中的倾斜磁场波形与利用了脂肪抑制的脉冲时序中的倾斜磁场波形不同。因此，在测量静磁场的空间分布时和伴随着脂肪抑制而进行摄像时，由倾斜磁场产生的涡磁场不同。即，在摄像前测定的磁场的空间分布与为了抑制脂肪而施加脂肪抑制脉冲和水激励脉冲的瞬间的磁场的空间分布不同。因此，有无法通过根据在摄像前测定的磁场的空间分布确定的修正电流而充分消除脂肪抑制效果的空间不均匀的情况。进而，由于修正基于静磁场分布的脂肪抑制效果的空间不均匀，所以无法修正由高频(radio frequency)磁场的空间不均匀引起的脂肪抑制效果的空间不均匀。即，在现有技术中，无法防止高频磁场和涡磁场的空间不均匀所伴随的脂肪抑制效果的空间不均匀对图像的影响。

由于装置的故障、倾斜磁场线圈或RF线圈的制造误差、或者安装作业时或维护作业时的装置调整的成功与否等，高频磁场和涡磁场的空间不均匀对每个装置都不同。因此，在通过某装置摄像的图像中出现很大的脂肪抑制效果的空间不均匀的情况下，对于上述那样的各种原因，必须一边顺序地进行有可能有效果的对策(调整或部件更换)一边确认现象改善，需要花费很多劳力。

由于这样的情况，希望有效地改善脂肪抑制效果的空间不均匀。

发明内容

本发明的第一形式的磁共振成像装置具备：对摄像对象进行脂肪抑制脉冲的中心频率不同的多次摄像的摄像单元；根据通过上述多次摄像而得到的磁共振信号，分别生成多张图像的生成单元；根据上述多张图像，计算出脂肪抑制效果的空间不均匀的原因信息的计算单元。

在本发明的第二形式的脂肪抑制效果的分析方法中，对摄像对象进行脂肪抑制脉冲的中心频率不同的多次摄像；根据通过上述多次摄像而得到的磁共振信号，分别生成多张图像；根据上述多张图像，计算出脂肪抑制效果的空间不均匀的原因信息。

通过以下的具体实施例和附图，能够了解本发明的其他特征和优点。但本发明并不只限于这些具体实施例。

附图说明

图1是表示本发明的一个实施例的磁共振成像装置的结构的图。

图2是表示不均匀分析模式下的图1中的主计算机的处理步骤的流程图。

图3是表示用于图2中所示的摄像的脉冲时序的一个例子的图。

图4是k空间的一个例子的图。

图5是表示重构了的图像的一个例子的图。

图6是表示通过图2中所示的处理作成的多个图像的概念的图。

图7是表示磁场中心和其他位置相关的频率频谱的一个例子的图。

图8是表示与位置对应地排列多个偏离量Δf(r)而得到的图像的一个例子的图。

图9是表示根据多个图像对位置求出的频率频谱与最小值Imin(r)和最大值Imax(r)的关系的一个例子的图。

图10是表示与位置对应地排列多个降低量Fs而得到的图像的一个例子的图。

图11是表示用于使读出方向倾斜磁场反转了的情况下的摄像的脉冲时序的一个例子的图。

图12是表示用于使相位编码倾斜磁场反转了的情况下的摄像的脉冲时序的一个例子的图。

图13是表示用于使切片选择倾斜磁场反转了的情况下的摄像的脉冲时序的一个例子的图。

图14是表示通过图2中所示的处理而作成的多个图像的概念的图。

图15是表示与位置对应地排列多个偏离量Δfrev(r)而得到的图像的一个例子的图。

图16是求出偏离量Δfeddy(r)和偏离量ΔfB0(r)的处理的模式图。

具体实施方式

以下，参考附图，说明本发明的实施例。

图1是表示本实施例的磁共振成像装置(以下称为MRI装置)100的结构的图。

该MRI装置100具备：承载被检体200的卧台部件；产生静磁场的静磁场产生部件；用于对静磁场附加位置信息的倾斜磁场产生部件；发送接收高频信号的发送接收部件；负责系统全体的控制和图像重构的控制计算部件。另外，作为这些各部件的构成要素，MRI装置100具有磁铁1、静磁场电源2、倾斜磁场线圈单元3、倾斜磁场电源4、时序产生器(时序控制器)5、主计算机6、RF线圈单元7、发送器8T、接收器8R、计算单元10、存储单元11、显示器12、输入器13、匀场线圈14和匀场线圈电源15。另外，在MRI装置100中还具备：测量作为表示被检体200的心时间相位的信号的ECG信号的心电图测量部件；用于向被检体200指示停止呼吸的停止呼吸指示部件。作为这些心电图测量部件和停止呼吸指示部件的构成要素，包含声音产生器16、ECG传感器17和ECG单元18。

静磁场产生部件包含磁铁1和静磁场电源2。作为磁铁1，例如可以利用超导磁铁、常导电磁铁。静磁场电源2向磁铁1供给电流。另外，在使用超导磁铁作为磁铁1的情况下，不需要静磁场电源2。静磁场产生部件在被检体200被送入的圆筒状的空间(诊断用空间)中产生静磁场B₀。该静磁场B₀的磁场方向大致与诊断用空间的轴方向(Z轴方向)一致。另外，在静磁场产生部件中，还设置有匀场线圈14。该匀场线圈14通过在主计算机6的控制下从匀场线圈电源15的电流供给，而产生用于使静磁场均匀的修正磁场。

卧台部件将承载了被检体200的顶板送入诊断用空间，或者从诊断用空间中抽出。

倾斜磁场产生部件包含倾斜磁场线圈单元3和倾斜磁场电源4。倾斜磁场线圈单元3被配置在磁铁1的内侧。倾斜磁场线圈单元3具备用于产生相互垂直的X轴方向、Y轴方向和Z轴方向的各个倾斜磁场的3组线圈3x、3y、3z。倾斜磁场电源4在时序产生器的控制下，向线圈3x、3y、3z分别供给用于产生倾斜磁场的脉冲电流。另外，倾斜磁场产生部件通过对从倾斜磁场电源4向线圈3x、3y、3z供给的脉冲电流进行控制，从而合成作为物理轴的3轴(X轴、Y轴、Z轴)方向的倾斜磁场，任意地设定由相互垂直的切片方向倾斜磁场Gss、相位编码方向倾斜磁场Gpe、以及读出方向(频率编码方向)倾斜磁场Gro构成的各逻辑轴方向的各个倾斜磁场。切片方向、相位编码方向和读出方向的各倾斜磁场Gss、Gpe、Gro与静磁场B₀重叠。

发送接收部件包含RF线圈单元7、发送器8T、接收器8R。RF线圈单元7在诊断用空间中被配置在被检体200的近旁。发送器8T、接收器8R在时序产生器5的控制下动作。发送器8T向RF线圈单元7供给用于产生核磁共振(NMR)的拉莫尔频率的PF电流脉冲。接收器8R取得由RF线圈单元7接收到的回波信号等MR信号(高频信号)，在对其实施了前置放大、中间频率变换、相位检波、低频放大、或滤波等各种信号处理后，进行A/D变换，生成与回波信号对应的数字量的回波数据(原始数据)。

控制计算部件包括时序产生器5、主计算机6、计算单元10、存储单元11、显示器12和输入器13。

时序产生器5具备CPU和存储器。时序产生器5将从主计算机6发送来的脉冲时序信息存储在存储器中。时序产生器5的CPU依照存储在存储器中的时序信息，控制倾斜磁场电源4、发送器8T、接收器8R的动作，并且暂时输入由接收器8R输出的回波数据，而转送到计算单元10。在此，时序信息是指依照一连串脉冲时序使倾斜磁场电源4、发送器8T、接收器8R动作所需要的全部信息，例如包含向线圈3x、3y、3z施加的脉冲电流的强度、施加时间和施加定时等相关的信息。

主计算机6具有通过执行预定的软件步骤而实现的各种功能。其功能之一是对时序产生器5指示脉冲时序信息，并且统一控制装置全体的动作。上述功能之一是将材质大致一样的样板(phantom)作为摄像对象，控制时序产生器5一边使脂肪抑制脉冲的中心频率不同一边进行多次第一摄像。上述功能之一是根据通过多次第一摄像而得到的多张图像，取得磁场中心位置的频率频谱和磁场中心位置以外的多个位置的各个频率频谱。另外，该频谱具有相互大致相同的分布(波形)，但具有在频率轴方向上偏移各自不同的程度的性质。上述功能之一是对于多个位置的各个，取得该位置的频率频谱和磁场中心位置的频率频谱向频率轴方向的偏离量(以下称为“中心频率的偏离量”或简称为“偏离量”)。上述功能之一是将样板作为摄像对象，使用使与上述脉冲时序至少相同方向的倾斜磁场的极性反转了的脉冲时序，控制时序产生器5而一边使脂肪抑制脉冲的中心频率分别不同，一边进行多次第二摄像。上述功能之一是根据通过多次第二摄像得到的多张图像，取得磁场中心位置的频率频谱、磁场中心位置以外的多个位置各自的频率频谱。上述功能之一是针对根据通过第二摄像得到的图像而取得了频率频谱的多个位置的各个，取得该位置的频率频谱和磁场中心位置的频率频谱的中心频率偏离量。上述功能之一是根据上述那样分别取得的2组偏离量，针对多个位置的各个，计算出依存于倾斜磁场的极性的中心频率偏离量和不依存于倾斜磁场的极性的中心频率偏离量。上述功能之一是根据通过多次第一摄像得到的多张图像或通过多次第二摄像得到的多张图像，检测出分别与多个位置有关的信号强度的最小值、信号强度的最大值、或几乎不受到脂肪抑制脉冲的影响的部分的信号强度。上述功能之一是针对多个位置的各个，根据对该位置检测出的最小值和最大值或信号强度，计算出与频率无关的脂肪抑制效果的降低量。上述功能之一是将依存于倾斜磁场的极性的中心频率偏离量、不依存于倾斜磁场的极性的中心频率偏离量、以及与频率无关的脂肪抑制效果的降低量，分别与对它们预先设定的允许基准进行比较，根据其比较结果判断是否合格。上述功能之一是进行控制使得自动地连续进行从第一摄像到合格与否的判断的全部。

计算单元10通过时序产生器5输入由接收器8R输出的回波数据。计算单元10将输入的回波数据配置在设置在内部存储器中的傅立叶空间(也称为k空间或频率空间)。计算单元10对配置在傅立叶空间中的回波数据进行2维或3维的傅立叶变换，构成实空间的图像数据。另外，计算单元10可以根据需要，进行与图像相关的数据的合成处理或差分计算处理等。

在合成处理中，包含：对对应的每个像素将2维的多个帧的图像数据相加的加法处理；针对3维数据，选择视线方向的最大值或最小值的最大值投影(MIP)处理或最小值投影(minIP)处理等。另外，作为合成处理的其他例子，也可以在傅立叶空间上取得多个帧的轴匹配，并将回波数据原样地合成到1帧的回波数据中。另外，在加法处理中，包含单纯加法处理、加法平均处理、加权加法处理等。

存储单元11存储重构了的图像数据、实施了上述合成处理或差分处理的图像数据。

显示器12在主计算机6的控制下显示应该向用户提示的各种图像。作为显示器12，可以利用液晶显示器等显示设备。

输入器13输入手术者希望的摄影条件、脉冲时序、图像合成或差分计算相关的信息等各种信息。输入器13将输入的信息发送到主计算机6。作为输入器13，适当地具备鼠标或跟踪球等指示设备、模式切换开关等选择设备、或键盘等输入设备。

呼吸停止指示部件具备声音产生器16。声音产生器16在从主计算机6的指示下，作为声音发出呼吸停止开始和呼吸停止结束的消息。

心电图测量部件包含ECG传感器17和ECG单元18。ECG传感器17被附着在被检体200的体表，作为电信号(以下称为传感器信号)而检测出被检体200的ECG信号。ECG单元18在对传感器信号实施了包含数字化处理的各种处理的基础上，输出到时序产生器5和主计算机6。在执行成像扫描时，可以由时序产生器5使用传感器信号。由此，可以适当地设定ECG门法(心电同步法)的同步定时，能够进行基于该同步定时的ECG门法的成像扫描而进行数据收集。

接着，详细说明以上那样构成的MRI装置100的动作。

MRI装置100具有使用公知的各种摄像法，对被检体进行磁共振摄像的功能。在这样的MRI装置100能够使用的摄像法中，包含脂肪抑制法。但是，该动作与现有的MRI装置一样。MRI装置100另外还具有在使用了脂肪抑制法的摄像中用于对脂肪抑制效果空间的不均匀进行分析的动作模式(以下称为不均匀分析模式)。MRI装置100中的特征动作是该不均匀分析模式的动作。因此，以下说明设定了不均匀分析模式时的动作。

作为MRI装置100的维护作业的一环，例如由作业者设定不均匀分析模式。另外，这时，也可以代替被检体200，而大致同样地替代为水或脂肪成分，而将具有比较一样的信号强度的样板配置在诊断用空间中。理想的是该样板是球状或圆柱状。另外，样板的内容物例如是硫酸铜或重油等。

图2是表示不均匀分析模式下的主计算机6的处理步骤的流程图。

在步骤Sa1中，主计算机6将倾斜磁场的极性决定为预定的初始极性。接着，在步骤Sa2中，主计算机6将脂肪抑制脉冲的中心频率决定为多个候选频率的一个。在多个候选频率中，理想的是包含在与存在摄像对象的区域对应的像素全部中完全从不产生脂肪抑制效果的频率、直到脂肪抑制效果超过最高点而不产生脂肪抑制效果的频率为止。但是，也可以只将这样的频带的一部分频带内的频率作为候选频率。典型的是确定多个候选频率使得成为一定间隔。即，如果将候选频率的个数表示为n，则各候选频率是f0、df+f0、2×df+f0、3×df+f0......、(n-1)×df+f0。其中，候选频率之间也可以是不等间隔。

在步骤Sa3中，主计算机6控制相关的各部件，使得使用在步骤Sa1中决定了的极性的倾斜磁场和在步骤Sa2中决定了的中心频率的脂肪抑制脉冲，进行摄像。

图3是表示用于步骤Sa3的摄像的脉冲时序的一个例子的图。该脉冲时序使用CHESS法作为脂肪抑制法，使用场回波(field echo)法作为摄像方法。TR表示循环时间，TE表示回波时间。用于产生相位编码方向倾斜磁场Gpe的相位编码倾斜脉冲Ppe1、Ppe2、......在每个循环时间TR被从倾斜磁场电源4供给到倾斜磁场线圈单元3。该相位编码倾斜脉冲Ppe1、Ppe2、......顺序地按照每一定间隔而面积变化。由此，顺序地收集实施了图像重构所需要的相位编码的回波数据。

在步骤Sa4中，主计算机6向计算单元10指示根据在步骤Sa3中收集到的回波数据进行图像的重构。与该指示对应地，计算单元10在将收集到的回波数据配置在k间上的基础上，进行傅立叶变换，由此重构图像。图4是表示k空间的一个例子的图。图5是表示重构的图像的一个例子的图。另外，在图5所示的图像中，将在将脂肪抑制脉冲Pfs的中心频率表示为f(Hz)时的位置r(向量)的像素相关的信号值表示为I(f，r)。

在步骤Ss5中，主计算机6确认全部将候选频率作为中心频率的摄影是否结束。首先如果还有没有被决定为中心频率的候选频率，则主计算机6循环进行步骤Sa2以后的处理。由此，作成分别改变脂肪抑制脉冲Pfs的中心频率而摄像的多张图像。图6是表示这样作成的多个图像的概念的图。

另外，图3的脉冲时序进行切片个数为1个的2维摄像，但在求出磁场的3维空间分布的情况下，进行2维的多切片摄像或3维摄像。

如果通过循环多次地进行步骤Sa2～Sa5，而结束了全部的将候选频率作为中心频率的摄像，则主计算机6从步骤Sa5前进到步骤Sa6。在步骤Sa6中，主计算机6分别针对在步骤Sa4中得到的图像内的多个点，求出中心频率偏离量Δf。求出偏离量Δf的对象点可以是在步骤Sa4中得到的图像内的像素中的全部或任意一部分分别相当的位置。

如下这样求出某位置r的偏离量Δf(r)。首先，分别求出与磁场中心r0和位置r有关的频率方向的信号强度(像素值)的变化(频率频谱)。根据在步骤Sa4中得到的多个图像的磁场中心r0和位置r相关的信号值，求出该频率频谱。如上所述，各个位置的频率频谱具有相互大致一样的分布(波形)，但有在频率轴上分别偏移不同的程度的性质。另外，对这些频率频谱进行比较，求出位置r的中心频率偏离量Δf(r)。

图7是表示磁场中心r0和位置r相关的频率频谱的一个例子的图。在图7中，用虚线表示磁场中心r0相关的频率频谱，用实线表示位置r相关的频率频谱。如图7所示那样，偏离量Δf(r)相当于在两个频率频谱中信号值小的各个频率的差。另外，为了求出该偏离量Δf(r)，可以使用相互相关法、基于接近频谱的方法等一般公知的方法。

在此求出的偏离量Δf(r)混合存在有因涡磁场产生的中心频率的偏离量Δfeddy(r)、因磁场不均匀产生的中心频率偏离量ΔfB0(r)。即，偏离量Δf(r)＝Δfeddy(r)+ΔfB0(r)。

针对多个点分别如上述那样求出的偏离量Δf(r)的集合为表示中心频率偏离量的分布的数据。图8是表示与位置r对应地排列在步骤Sa6中求出的多个偏离量Δf(r)而得到的图像的一个例子的图。

在步骤Sa7中，主计算机6针对在步骤Sa4中得到的图像内的多个点，分别求出因频率偏移以外的原因造成的脂肪抑制效果的降低量Fs。求出降低量Fs的对象点可以是在步骤Sa4中得到的图像内的像素中的全部或任意一部分分别相当的位置。求出降低量Fs的对象点一般与求出偏离量Δf的对象点一样。但是，也可以将求出降低量Fs的对象点的全部或一部分决定为与求出偏离量Δf的对象点不同的位置。

从在步骤Sa4中得到的多个图像中的位置r相关的各个信号值I(f，r)中的最小值Imin(r)和最大值Imax(r)，根据以下的公式，求出与位置r相关的降低量Fs(r)。

Fs(r)＝1—{Imin(r)/Imax(r)}

或者，也可以从没有脂肪抑制脉冲效果的频率的信号强度Ins(r)，根据以下的公式求出。

Fs(r)＝1—{Imin(r)/Ins(r)}

另外，也可以将最小值Imin(r)置换为频率频谱为左右对称的中心的频率fc的信号值I(fc，r)。

图9是表示根据在步骤Sa4中得到的多个图像对位置r求出的频率频谱与最小值Imin(r)、最大值Imax(r)以及Ins(r)的关系的一个例子的图。图10是表示与位置r对应地排列在步骤Sa7中求出的多个降低量Fs得到的图像的一个例子的图。

但是，在脂肪抑制脉冲的频率相对于水与脂肪组织的频率差充分大地偏离的情况下(例如在1.5T装置中，偏离700Hz左右的情况)，即使摄像对象包含水和脂肪的任意一个，也看作是不根据脂肪抑制脉冲进行信号抑制的条件。因此，设该情况下的信号强度为Ins(r)。在图9中，该Ins(r)被表示为a点的信号强度。

在步骤Sa8中，主计算机6确认是否使用全部倾斜磁场极性进行的摄像结束了。另外，如果只进行了使用一个倾斜磁场极性进行了摄像，则主计算机6从步骤Sa8返回到Sa1。然后，主计算机6在决定倾斜磁场极性使得只使与在前次的步骤Sa1中决定的方向相同的方向的倾斜磁场脉冲反转极性的基础上，再次进行步骤Sa2～步骤Sa5。另外，在这时的步骤Sa3中的摄像中，只是改变倾斜磁场极性，而其他条件与前次一样。反转的倾斜磁场根据目的可以是任意信道，也可以同时是全部信道。图11是表示频率读出(readout)方向倾斜磁场反转了的情况下的步骤Sa3的摄像用的脉冲时序的一个例子的图。图12是表示相位编码倾斜磁场反转了的情况下的步骤Sa3的摄像用的脉冲时序的一个例子的图。图13是表示切片选择倾斜磁场反转了的情况下的步骤Sa3的摄像用的脉冲时序的一个例子的图。

然后，通过重复多次进行步骤Sa2～步骤Sa5，分别改变脂肪抑制脉冲Pfs的中心频率，并且作成使倾斜磁场脉冲极性反转而摄像了的多个图像。图14是表示这样作成的多个图像的概念的图。将在此得到的图像的信号值表示为Irev(f，r)。

进而，主计算机6将具有信号值Irev(f，r)的图像作为对象，与上述一样地进行步骤Sa6和步骤Sa7，由此分别求出与偏离量Δf(r)对应的偏离量Δfrev(r)和与降低量Fs(r)对应的降低量Δfsrev(r)。另外，也可以在第2次时省略步骤Sa7的执行。图15是表示与位置r对应地排列在步骤Sa6中求出的多个偏离量Δfrev(r)而得到的图像的一个例子的图。求出降低量Fs的对象点可以是在步骤Sa4中得到的图像内的像素中的全部或任意一部分分别相当的位置。另外，一般，求出偏离量Δfrev(r)的对象点与求出降低量Δf的对象点一样。但是，也可以将求出偏离量Δfrev(r)的对象点的全部或一部分确定为与求出降低量Δf的对象点不同的位置。

如果反转倾斜磁场脉冲的极性的摄像结束，则主计算机6从步骤Sa8前进到步骤Sa9。在步骤Sa9和步骤Sa10中，主计算机6针对分别求出了偏离量Δf(r)和偏离量Δfrev(r)的各点，根据以下的公式分别求出偏离量Δfeddy(r)和偏离量ΔfB0(r)。另外，偏离量Δfeddy(r)是依存于倾斜磁场的极性的中心频率的偏离量，偏离量ΔfB0(r)是不依存于倾斜磁场的极性的中心频率的偏离量。

Δfeddy(r)＝{Δf(r)—Δfrev(r)}/2

ΔfB0(r)＝{Δf(r)+Δfrev(r)}/2

求出偏离量Δfeddy(r)或偏离量ΔfB0(r)的对象点一般与求出偏离量Δf或偏离量ΔFrev(r)的对象点一样。但是，可以将求出偏离量Δfeddy(r)或偏离量ΔfB0(r)的对象点确定为与求出偏离量Δf或偏离量ΔFrev(r)的对象点不同的位置。另外，求出偏离量Δfeddy(r)的对象点与求出偏离量ΔfB0(r)的对象点一般是相互同一位置，但也可以确定为全部或一部分不同的位置。

在没有求出与偏离量Δf相同位置相关的偏离量Δfrev的情况下，可以根据对邻近位置求出的偏离量Δfrev推测出该位置的偏离量Δfrev。相反，在没有求出与偏离量Δfrev相同位置相关的偏离量Δf的情况下，可以根据对邻近位置求出的偏离量Δf推测出该位置的偏离量Δf。进而，也可以根据对邻近位置求出的偏离量Δf和偏离量Δfrev，分别求出与没有求出偏离量Δf和偏离量Δfrev的任意一个的位置有关的偏离量Δf和偏离量Δfrev。

图16是求出偏离量Δfeddy(r)和偏离量ΔfB0(r)的处理的模式图。该图16还表示了与位置r对应地排列偏离量Δfeddy(r)和偏离量ΔfB0(r)而分别得到的图像的一个例子。

在步骤Sa11中，主计算机6对进行与分别对偏离量Δfeddy(r)和偏离量ΔfB0(r)和降低量Fs(r)预先确定的允许基准的比较，判断是否符合脂肪抑制效果的空间均匀性。针对因涡磁场造成的脂肪抑制效果的空间均匀性、因磁场不均匀造成的脂肪抑制效果的空间均匀性、以及因频率偏移以外的原因造成的脂肪抑制效果的降低造成的脂肪抑制效果的空间均匀性，分别进行该合格与否的判断。另外，可以考虑允许基准例如是针对偏离量Δfeddy(r)、偏离量ΔfB0、降低量Fs(r)的各个对每个位置r确定的阈值。另外，针对每个位置r，将偏离量Δfeddy(r)、偏离量ΔfB0、降低量Fs(r)与各个阈值进行比较。可以通过对考虑到对MRI装置100要求的性能等预先确定的合格与否判断条件和上述比较结果进行对照，来进行合格与否的判断。

在步骤Sa12中，主计算机6将步骤Sa11中的合格与否判断的结果显示在显示器12上。

另外，根据本实施例，各别地求出因涡磁场产生的中心频率的偏离量Δfeddy(r)、因磁场不均匀产生的中心频率偏离量ΔfB0(r)、以及因频率偏移以外的原因造成的脂肪抑制效果的降低量Fs(r)各自的空间分布。然后，各别地对它们进行合格与否判断，并显示其结果。因此，在通过MRI装置100摄像的图像中的脂肪抑制效果的空间不均匀增大的情况下，作业者也能够容易地根据原因掌握是否产生了因涡磁场产生的中心频率的偏离、因磁场不均匀产生的中心频率偏离、以及因频率偏移以外的原因造成的脂肪抑制效果的降低的任意一个。即，能够容易地明确现有技术中难以解决的问题的原因。因此，能够有效地与正确的原因对应地进行适当的对策(调整或部件更换)。即，对于经验少的作业者也能够找到适当的对策。另外，由于自动化地进行全部的测定和分析，所以能够降低作业者(脂肪抑制调查者和调查作业者等)的劳力。

进而，能够进行质量管理使得多个MRI装置100各自的脂肪抑制效果的空间不均匀成为某一定基准以下，因此每个装置的脂肪抑制效果的离散减少。由此，更容易进行装置之间的性能比较，改善维护作业者的脂肪抑制相关的不适合对应成本和难易度。

本实施例可以进行如下这样的各种的变形实施。

(1)也可以在主计算机6的控制下由计算单元10进行步骤Sa6、7、8、10、11的全部或一部分。

(2)也可以代替最小值Imin(r)、最大值Imax(r)和信号强度Ins(r)，而分别使用信号值Irev(f，r)的最大值、信号值Irev(f，r)的最小值和从信号值Irev(f，r)检测出的没有进行脂肪抑制的部分的信号强度，求出降低量Fs。即，也可以使在第二次进行步骤Sa7时根据第二次的摄像图像求出的降低量Fs成为有效。因此，在该情况下，在第一次的步骤Sa7中，可以省略根据第一次的摄像图像求出降低量Fs的处理。

(3)也可以将另外摄像了的没有进行脂肪抑制的图像、或者在测定了Ins(r)的频率下摄像的图像的图像值(信号值)为预定的阈值以下的像素从合格与否判断的对象中排除。由此，能够缩短合格与否判断的处理所需要的时间，降低错误判断的风险。另外，符合上述条件的像素相当于不存在样板的位置，因此合格与否判断没有意义，因此即使将该像素从合格与否判断的对象中排除，合格与否判断的精度也不会降低。

(4)在步骤Sa12中，也可以向作业者提示在步骤Sa11中被判断为不合格的项目所对应的对策方法。例如，在偏离量Δfeddy(r)不合格的情况下，通过在施加脂肪抑制脉冲或水激励脉冲时施加倾斜磁场或f0的偏移量，使得抵消该偏离量Δfeddy(r)，从而能够改善脂肪抑制效果，因此向作业者提示该信息。另外，在降低量Fs(r)不合格的情况下，通过将降低量Fs(r)的分布与正确的调整状态的装置进行比较，能够检测出RF线圈或RF放大器以及其他RF系统的构成部件的故障、缺陷、脉冲时序的调整不足，因此向作业者提示该信息。

(5)也可以不进行步骤Sa11，而向作业者提示与偏离量Δfeddy(r)、偏离量ΔfB0(r)、以及降低量Fs(r)相关的信息，由作业者进行合格与否的判断。在向作业者提示与偏离量Δfeddy(r)、偏离量ΔfB0(r)、以及降低量Fs(r)相关的信息的情况下，例如也可以显示图16所示的偏离量Δfeddy(r)和偏离量ΔfB0(r)的分布图像、图10所示的降低量Fs(r)的分布图像。

(6)也可以通过考虑到摄像断面的位置处的偏离量Δfeddy(r)、偏离量ΔfB0(r)、以及降低量Fs(r)，改变脂肪抑制脉冲的频率、脂肪抑制脉冲施加时的倾斜磁场，来改善脂肪抑制效果。

(7)不只是脂肪抑制摄像，也可以将本发明适用于通过高频磁场或涡磁场等的空间分布而受到影响的其他摄像中。例如，在利用了回波平面法的扩散增强摄像中，有以下的性质：由于涡磁场和静磁场的不均匀性，图像在相位编码方向上失真。为了进行这样的图像的失真的原因调查和对策，可以适用本发明。

(8)也可以将人体等样板以外的被检体作为摄像对象，实施上述实施例。

(9)也可以按照将相位编码倾斜脉冲设为0的时序得到回波，对该回波进行1维傅立叶变换，由此求出与1个候选频率有关的信号强度。另外，也可以通过将这样对多个候选频率的各个求出的信号强度作成图，来求出图7所示那样的曲线。这样，能够缩短步骤Sa3中的摄像时间。另外，由于能够缩短摄像时间，所以能够缩短图2的处理所需要的时间。因此，提高了作业效率。另外，还适合于将人体作为摄像对象的情况。

(10)在将人体作为摄像对象的情况下，理想的是同时利用与本来适用的不同的脂肪抑制法来抑制脂肪信号。作为该情况下同时利用的脂肪抑制法，例如可以适用STIR(short T1 inversion recovery)。在STIR法中，在施加激励脉冲的一定时间(例如180ms)之前，施加IR(inversion recovery)脉冲。

(11)也可以在步骤Sa12中，显示出任意位置的信号值I(f，r)的曲线、信号值Irev(f，r)的曲线、图9所示那样的曲线的任意一个。这时的任意位置典型的是磁场中心r0。另外，可以在上述实施例中的显示的基础上进行该显示，也可以不进行步骤Sa6、7、9～11，而只进行该显示。

本发明并不只限于以上的具体实施例，在不脱离本发明的宗旨的范围内，可以对本发明的实施例进行变形或组合。

Claims

1.一种磁共振成像装置，其特征在于包括：

对摄像对象进行脂肪抑制脉冲的中心频率不同的多次摄像的摄像单元；

根据通过上述多次摄像而得到的磁共振信号，分别生成多张图像的生成单元；

根据上述多张图像，计算出脂肪抑制效果的空间不均匀的原因信息的计算单元。

2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

作为上述原因信息，上述计算单元得到静磁场的不均匀性为原因的信息、以及表示与脂肪抑制频谱的频率偏移无关的脂肪抑制效果的信息。

3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述静磁场的不均匀性为原因的信息是：根据上述多个图像分别对磁场中心位置和上述磁场中心位置以外的位置求出的2个频率频谱之间的偏离量。

4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述摄像单元使切片选择倾斜磁场、频率读出倾斜磁场、相位编码倾斜磁场的至少一个的极性不同地，进行上述多次摄像，

上述计算单元根据通过上述极性不同的倾斜磁场得到的多张图像，计算出涡磁场为原因的信息和静磁场的不均匀性为原因的信息的至少任意一个，作为上述原因信息。

5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述计算单元计算出高频脉冲的不均匀性为原因的信息，作为上述原因信息。

6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括：

根据上述原因信息，生成并显示用频率的等高线表示出上述脂肪抑制效果的空间不均匀的图像的显示单元。

7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括：

根据上述原因信息，对进行使用了脂肪抑制法的摄像时的脂肪抑制脉冲的中心频率或者施加该脂肪抑制脉冲时的倾斜磁场脉冲进行修正的修正单元。

8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述摄像单元在上述多次摄像的各个中不施加相位编码而得到回波，

上述生成单元分别对通过上述多次摄像的各个得到的回波进行1维傅立叶变换，生成上述多张图像。

9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述摄像单元同时利用STIR法，进行上述多次摄像。

10.一种磁共振成像中的脂肪抑制效果的分析方法，其特征在于包括：

对摄像对象进行脂肪抑制脉冲的中心频率不同的多次摄像；

根据通过上述多次摄像而得到的磁共振信号，分别生成多张图像；

根据上述多张图像，计算出脂肪抑制效果的空间不均匀的原因信息。