JP2004267404A - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】定常状態を保ち信号を計測する磁気共鳴撮像装置において、複数回計測を行い加算を行う際に、計測データの位相を合わせるように演算を行うことにより、計測データ間で計測の位相が異なることに起因した偽像の発生を抑制する。
【解決手段】信号の計測前及び計測後、もしくは計測中に中心周波数を計測し、これより信号計測時の中心周波数を計算し、検出信号の位相誤差を求める。もしくは、測定した信号のエコーピーク付近より、検波した信号の位相を計算し、計測間の位相誤差を求める。求まった位相誤差量を計測データに対して回転させることにより計測データ間の位相を合わせた後、データ加算を行う。
【選択図】 図４

Description

【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用した断層像撮影装置（以下「ＭＲＩ装置」と言う）のイメージング技術に係わり、定常状態（Ｓｔｅａｄｙ Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ 以下ＳＳＦＰと言う）を保ったパルスシーケンスにおいて、計測を数回行い、これらを演算する場合に、計測間で共鳴周波数が変化した場合には検波の位相が変化してしまうが、計測ごとの検波の位相を求め、演算により計測間での位相が合うようにすることで、検波の位相差に起因した偽像の発生を抑制する技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩは静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加することにより被検体に生じるエコー信号を検出し、これを信号処理し画像化する装置である。高周波を連続的に印加することによってＳＳＦＰ状態を形成することができる。このＳＳＦＰ状態を利用したシーケンスでは、数回同じ計測を行い加算を行う際には、これらの検波の位相が揃っていないとＳ／Ｎの低下だけでなく、濃淡の縞の偽像が発生してしまうといった問題がある。
【０００３】
特に静磁場の時間変動が比較的大きいＭＲＩ装置では、計測中に共鳴周波数が変化してしまい、検波の位相が計測間で変化してしまうことがある。この結果として画像にアーチファクトが発生してしまうという問題があった。
【０００４】
［非特許文献１］においてＳ．Ｖａｓａｎａｗａｌａらが、照射ＲＦの位相を変化させて２回測定し再構成の際に位相を９０°回転させて加算を行うことによって、ｏｆｆ−ｒｅｓｏｎａｎｃｅに対する広いｓｔｏｐ−ｂａｎｄを発生させることができ、これを利用して脂肪抑制が可能であることを発表している。
【非特許文献１】
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４３：８２−９０（２０００）
【０００５】
ここで、測定中に共鳴周波数の変化があると、再構成の際に位相回転を行わずにそのまま加算を行ったとしても、測定毎に検波の位相が変化することから、再構成の際に位相回転を加えたものと同等になってしまう。さらに静磁場均一性の悪い装置では、脂肪のケミカルシフトに等しい共鳴周波数の変動が生じることもあるので、上に示した脂肪抑制効果が原因となり、画像に幅広の濃淡縞のアーチファクトが発生することになる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、静磁場の変動により共鳴周波数が変化した場合には、これらの計測時の共鳴周波数を求め、これからの計測間での検波の位相差が０となるように位相補正することによって、偽像の発生を避けることができる。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
静磁場が変化した際の計測時の共鳴周波数は、計測の前後もしくは、計測中に共鳴周波数を計測するシーケンスを実行することで求めることができる。このようにして計測した共鳴周波数から線形もしくは多項式近似により、任意の時刻における共鳴周波数を求めることが出来る。求めた共鳴周波数より、それぞれの計測時における検波の位相を計算することができる。また、検波の位相は、計測データのエコーピーク付近におけるデータの位相を調べることによって求めることもできる。計測時の検波の位相が求められ、これが計測間で異なっていた場合、計測データに対してデータ間での位相差分のみ回転するようにデータ処理を行うことによって、計測データ間での検波位相の差を０とすることができる。このようにデータ処理を行った後、データは加算処理されて、通常のＭＲＩ装置での演算を経て画像が作成される。
【０００８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例について添付図面を参照して説明する。
図６は本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図６に示すように、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて成る。
【０００９】
上記静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系３は、Ｘ， Ｙ， Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述のシ−ケンサ７からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ， Ｙ， Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面を設定することができる。シーケンサ４は、上記被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系５及び磁場勾配発生系３並びに受信系６に送るようになっている。送信系５は、上記シーケンサ４から送り出される高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成り、上記高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４の命令にしたがって変調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波が上記被検体１に照射されるようになっている。受信系６は、被検体１の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成り、上記送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ４からの命令によるタイミングで直交位相検波器１６によりサンプリングされた二系列の収集データとされ、その信号が信号処理系７に送られるようになっている。この信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０とから成り、上記ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断層像として表示するようになっている。なお、図６において、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ，１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に設置されている。
【００１０】
図１にパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスでは、高周波パルス（ＲＦ）１０１とスライス選択傾斜磁場パルス（Ｇｓ）１０２を印加した後、スライス方向の位相分散を戻す傾斜磁場パルス１１１、位相エンコード（Ｇｐ）のオフセットを与えるパルス１０３と読み出し傾斜磁場パルス（Ｇｒ）のオフセットを与えるパルス１０４を印加する。次に、読み出し傾斜磁場１０６を印加し発生するエコー信号１０６を、各々の時間範囲１０７の間サンプリングする。そして、次のＲＦを印加する前にスピンの位相が再び揃うように傾斜磁場１０８，１０９，１１０を印加する。
【００１１】
静磁場の不均一性が大きい時などでは、この方法によって得られる画像には、偽像が発生してしまう。この偽像を抑制するための方法として、高周波パルス１０１の位相を変化させて同様の測定を行い得られたデータを加算する方法がある。
【００１２】
この方法において、データを加算する際には、データの位相が揃っている必要がある。位相が揃っていない場合では、Ｓ／Ｎの低下だけでなく、アーチファクトが発生してしまう。そこで、計測の前後もしくは計測中に図１（２０２）のシーケンスの前後に図２のように共鳴周波数を測定するためのシーケンス２０１を挿入する。
【００１３】
このようにして得られた共鳴周波数（３０１）より、任意の時刻における計測時の共鳴周波数（３０２）を線形もしくは多項式による近似によって求めることができる（図３）。
【００１４】
得られた共鳴周波数より、データ（４０１，４０２，４０３）間でこの共鳴周波数が変化していた場合には、４０８より検波の位相を求め、変化量だけ戻すように位相演算を行うことで計測データの位相を揃え（４０５，４０６，４０７）、この後、加算処理４０９を行う（図４）。加算処理を行った後に、通常の演算と同様に２次元Ｆｏｕｒｉｅｒ変換４１０を行い、絶対値４１１を計算することによって最終的な画像４１２が得られる。また、この検波の位相は、図５に示すように得られたデータの実部５０１もしくは虚部５０２のエコーピーク付近のデータが最大５０４となるように位相回転を行うことによって求めることもできる。ここてデータの位相とはｔａｎ^−１（虚部／実部）によって求められるものである。
【００１５】
【発明の効果】
本発明によれば、以下に記載されるような効果を奏する。
定常状態を保ち複数回の計測を行いこれを加算を行うパルスシーケンス関して、計測中の正確な共鳴周波数を求めこれより検波の位相を計算し位相補正を行うことによって、濃淡縞の偽像の発生を抑制することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＳＳＦＰパルスシーケンスの一例を示す図。
【図２】共鳴周波数を測定するシーケンスを挿入した撮像パターンの一例を示す図。
【図３】測定時刻における共鳴周波数を求める方法の一例を示す図。
【図４】データ処理のフローチャート。
【図５】エコーピーク付近より検波の位相を求める方法を示す図。
【図６】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を示すブロック図。
【符号の説明】
１…被検体
２…静磁場発生磁石
３…磁場勾配発生系
４…シーケンサ
５…送信系
６…受信系
７…信号処理系
８…中央処理装置（ＣＰＵ）
９…傾斜磁場コイル
１０…傾斜磁場電源
１１…高周波発信器
１２…変調器
１３…高周波増幅器
１４ａ，１４ｂ…高周波コイル
１５…増幅器
１６…直交位相検波器
１７…Ａ／Ｄ変換器
１８…磁気ディスク
１９…磁気テープ
２０…ディスプレイ

Claims (3)

1. 複数回の計測を行いこれらのデータの演算を行う際に、計測の前後、もしくは計測中に静磁場の変動による共鳴周波数の変化を測定するシーケンスを行い共鳴周波数を測定し、計測されたデータの共鳴周波数を求め、これより計測データ間の直交検波（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ：ＱＤ）における位相ずれを計算し、検出データに対して演算を行うことによって計測データ間の位相を合わせて加算を行うことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
2. 複数回の計測を行いこれらのデータの演算を行う際に、計測されたそれぞれのデータにおけるエコーピーク付近のデータよりＱＤ検波されたデータの位相を求め、計測データのすべての位相が揃うように、検出データに対して演算を行うことによって計測データ間の位相を合わせて加算を行うことを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴イメージング装置。
3. 照射ＲＦ位相を測定ごとに変化させて信号を数回計測しそれらを加算することを特徴とする請求項１又は２記載の核磁気共鳴イメージング装置。

Images