JP2005065724A

JP2005065724A - Mri method and mri apparatus

Info

Publication number: JP2005065724A
Application number: JP2003208480A
Authority: JP
Inventors: Mitsuharu Miyoshi; 光晴三好
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2003-08-22
Filing date: 2003-08-22
Publication date: 2005-03-17
Anticipated expiration: 2023-08-22
Also published as: JP4472950B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an MRI method which enables the removal or reduction of band artifacts when a phase cycle method is applied in a stationary-state free precession (SSFP) mode and an apparatus. <P>SOLUTION: When an MR image obtained by applying the phase cycle method in the SSFP mode is produced, a shift (a frequency drift) from the central frequency of the frequency of an excitation signal applied to a transmission RF coil is detected (Step 10) for each cycle in which a phase of the excitation signal applied to the transmission RF coil is switched on the basis of a pulse sequence database (PSD). The central frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil is corrected on the basis of the amount of the detected frequency drift (Step 11). The phase cycle method is executed by applying the excitation signal having the corrected central frequency on the transmission RF coil (Step 13). <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ：ＭａｇｎｅｔＲｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を用いて検出したＭＲ信号を用いて画像を構成する磁気共鳴画像処理（ＭＲＩ：ＭａｇｎｅｔＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）方法とＭＲＩ装置に関する。
特に、本発明は、定常状態自由歳差運動（Ｓｔｅａｄｙ−ＳｔａｔｅＦｒｅｅＰｒｅｃｅｓｓｉｏｎ：ＳＳＦＰ）モードで位相サイクル（ＰｈａｓｅＣｙｃｌｅ）法による磁気共鳴画像を生成するＭＲＩ方法とその装置において、反復時間およびスキャン時間を延長せずに、バンドアーチファクトを低減する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置における静磁場に不均一が存在すると磁化ベクトルに位相ずれが起こる。
磁化ベクトルの位相がずれた状態の磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出し、それからＭＲ画像を再構成（生成）すると、再構成した画像にバンドアーチファクトが現れる。
【０００３】
図１（Ａ）〜（Ｃ）を参照して、そのようなバンドアーチファクトが発生することを述べる。
図１（Ａ）に図解したように、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の位相を０度、１８０度、０度と変化させたとき、静磁場が均一なとき、図１（Ｂ）において実線で示したように直交二軸座標系の軸上で、磁化ベクトルがｍ１、ｍ３と変化する。図１（Ｂ）において横軸は直交二軸座標系におけるｘ方向の磁化ベクトルｍｘを示し、縦軸はｙ方向の磁化ベクトルｍｙを示す。実線で示した磁化ベクトルｍ１、ｍ３は静磁場が均一なため理想的な磁化ベクトルを示す。ただし、静磁場が不均一であると、理想的な磁化ベクトルｍ１、ｍ３が、たとえば、破線で示した磁化ベクトルｍ１’、ｍ３’のように直交二軸座標系において磁化ベクトルｍ１、ｍ３から位相がずれる。
このように磁化ベクトルの位相がずれると、図１（Ｃ）に図解したように、検出したＭＲ信号を用いて生成した被検体のＭＲＩ像ＭＲＩＭＡＧＥに帯状のアーチファクト、すなわち、バンドアーチファクトＢＡが重畳する。
なお、以上の例示において、被検体としては断面が円形のテスト用被検体を用いた場合を例示する。
【０００４】
バンドアーチファクトＢＡの発生は、磁化ベクトルｍ１’、ｍ３’の位相ずれに依存する。磁化ベクトルの位相状態はその時の静磁場の不均一などに依存し、一定ではなく予測がつかない。このように、静磁場が不均一な場合、バンドアーチファクトＢＡが発生することは回避できない。
静磁場を均一にする対策は種々講じられているが、完全に均一にすることは困難であり、また、状況により静磁場が不均一になることがあるから、バンドアーチファクトが発生する可能性は常に存在する。
【０００５】
バンドアーチファクトはＭＲ画像の画質を低下させる。したがって、バンドアーチファクトの除去または低減について種々の対策が講じられている。そのようなバンドアーチファクトを除去または低減する１方法として、位相サイクル法が提案されている。
【０００６】
図２（Ａ）、（Ｂ）を参照して、位相サイクル法によるバンドアーチファクトの削減方法について述べる。
送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数は一定で、図２（Ａ）に例示する順序（シーケンス）で送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の位相をφ１〜φ４と変化させて送信用ＲＦコイルに順次、励起信号を印加し、異なる位相の磁化ベクトルｍ１〜ｍ４を発生させる。
このような異なる磁化ベクトルに基づくＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号から被検体についてのＭＲＩ像ＭＲＩＭＡＧＥを生成すると、図２（Ｂ）の（ａ）〜（ｄ）に例示したように、被検体のＭＲＩ像ＭＲＩＭＡＧＥに種々のバンドアーチファクトＢＡが重畳される。
そこで、図２（Ｂ）の（ａ）〜（ｄ）に例示した画像を合成し、合成によりバンドアーチファクトＢＡを相殺して、全体としてバンドアーチファクトＢＡを除去または低減させる。
【０００７】
ところで、位相サイクル法を実施すると、位相を種々異ならせるためスキャン時間が長くなる。その結果、スキャン時間中に長時間励起信号（電流）が印加された送信用ＲＦコイルの温度が上昇する。
送信用ＲＦコイルが設置された部屋の周囲の温度変化、たとえば、空調機による冷却効果の変化を考慮しないと、一般的に、スキャン開始時の送信用ＲＦコイルの温度よりスキャン終了時点の送信用ＲＦコイルの温度が上昇する。
その温度上昇に起因して送信用ＲＦコイルのインピーダンスや磁石の温度が変化し、送信用ＲＦコイルにおける中心周波数のズレ（周波数ドリフト）が発生することがある。このように磁石の温度変化が静磁場を不均一にする。
【０００８】
送信用ＲＦコイルに印加した中心周波数にズレが発生すると、送信用ＲＦコイルの位相の間隔が代わる。そのため、上述した相殺効果が十分生きず、バンドアーチファクトを十分除去することができない。
中心周波数からのズレ（ドリフト）が大きいほど発生するバンドアーチファクトは大きい。
【０００９】
さらに、図３（Ａ）、（Ｂ）を参照して中心周波数からのドリフトによるバンドアーチファクトの発生の詳細について述べる。
図３（Ａ）は、９０度つづ位相が異なる理想的な３次元磁化ベクトルｍ１、ｍ２、ｍ３、ｍ４を示すグラフである。図３（Ｂ）は中心周波数のドリフトによる磁化ベクトルの位相ずれを示すグラフである。
図３（Ａ）、（Ｂ）において、横軸は横磁化成分の実軸成分ｍｘを示し、縦軸は実軸成分ｍｘと直交する虚軸成分ｍｙを示す。
ＲＦ位相間隔を、９０度ごと、０、π／２、π、３π／２、と順に変化させた場合、図３（Ａ）に例示したように、磁化ベクトルはｍ１，ｍ２，ｍ３，ｍ４と図示したように、９０度位相がずれた状態の理論的な定常状態に達する。
しかしながら、中心周波数のドリフト、静磁場の不均一などに起因して、図３（Ａ）に図解した理論値から信号強度および方向が外れて、図３（Ｂ）に図解したように、磁化ベクトルはｍ１’，ｍ２’，ｍ３’，ｍ４’となる。その結果、被検体のＭＲＩ像にバンドアーチファクトが起こる。
回転した磁化ベクトルｍ１’、ｍ２’、ｍ３’、ｍ４’の向きは中心周波数のドリフト量、静磁場の状況など依存し、不定である。
【００１０】
これを改善する方法として、中心周波数のドリフト量（Ｂ０ドリフト）を算出して、それを用いて中心周波数を補正して図３（Ａ）の理論値のように補正することが考えられる。
そのような方法として、（１）送信用ＲＦコイルから磁界を被検体に照射し、（２）その後、勾配コイルによる傾斜磁場が適用されていない状態でＦＩＤ（ＦｒｅｅＩｎｄｕｃｔｉｏｎＤｅｃａｙ、自由誘導減衰（崩壊））信号（正確には、後述するＳＳＦＰ信号）を測定し、（３）検出したＦＩＤ信号の周波数を観察することにより送信用ＲＦコイルに印加した励起信号の中心周波数に対する実際の送信用ＲＦコイルにおける中心周波数の周波数ズレ（周波数ドリフト）の量を計算し、（４）計算した周波数ドリフトを補正し、（５）補正した新たな中心周波数の励起信号を送信用ＲＦコイルに印加する。その結果得られたＭＲ信号から被検体のＭＲＩ像ＭＲＩＭＡＧＥを生成すると、バンドアーチファクトを低減できる。
【００１１】
【特許文献１】特開２００３−１０１４８号公報
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した方法を定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）モードで、位相サイクル法を適用した場合には、後述する時間的制約などのため、適用できない。その詳細を下記に述べる。
【００１３】
図４はＳＳＦＰモードの原理を示すグラフである。
ＳＳＦＰはＲＦパルスが短い間隔で配置される長いシリーズが存在すると発生する。自由誘導減衰（ＦｒｅｅＩｎｄｕｃｔｉｏｎＤｅｃａｙ：ＦＩＤ）振動波が各ＲＦパルスの後に生じ、スピンエコー（ＳｐｉｎＥｃｈｏ：ＳＥ）信号が連続するＲＦパルスの対によって作られることでＳＳＦＰ状態が実現される。
３つ以上の反復するＲＦ波の組み合わせは励起エコー（ＳＴｉｍｕｌａｔｅｄＥｃｈｏ：ＳＴＥ）信号を生み出す。ＲＦパルスが等間隔に出力され、撮像のために傾斜磁場が使用されないとき、ＳＥ信号とＳＴＥ信号とが一致する。
ＲＦパルスが十分短い間隔で印加されるとき、換言すれば、反復時間（ＲｅｐｅｔｉｔｉｏｎＴｉｍｅ：ＴＲ）が横緩和時間（またはスピン・スピン緩和時間）Ｔ２よりはるかに短いとき、ＦＩＤ信号の最後の部分がＳＥ信号に溶け込み、結果的には、様々な振幅の連続した信号が発生するため、ＳＳＦＰ状態が成立する。
このように、ＳＳＦＰ信号（またはＳＳＦＰ状態のＭＲ信号）は、ＦＩＤ信号、ＳＥ信号、ＳＴＥ信号を一緒にして成り立つ多層のサイクルの重合で組み立てられている。
【００１４】
ＳＳＦＰ状態は、ＲＦパルス間でＭＲ信号が完全に消滅しないこと、すなわち、磁化の水平成分が完全に消滅しないことを意味する。このような状態は、下記の条件下でのみ起こる。
（１）Ｔ２減衰により横磁化コヒーレンスが失われないように、反復時間ＴＲが横緩和時間Ｔ２よりはるかに短いこと。
（２）撮像時の傾斜磁場による位相シフトが各サイクルで一定していること。
（３）スピンが静止しているか、スピンの動きが補償されていること。
本発明においては、（２）、（３）の条件が満足されていることを前提とし、特に、条件（１）について言及する。
【００１５】
ＳＳＦＰモードで位相サイクル法を実施すると、位相を種々と変化させるためスキャン時間が長くなり、スキャン時間中に長時間、励起信号（電流）が印加される送信用ＲＦコイルの温度上昇による中心周波数のズレ（周波数ドリフト）の影響を受けていた。
特に、３次元ＳＳＦＰモードで動作を行うと一層スキャン時間が長くなり、送信用ＲＦコイルの中心周波数のズレの影響が顕著であった。
【００１６】
ＳＳＦＰモードにおいて位相サイクル法を実施したとき、Ｂ０ドリフトが大きい場合、ＭＲ画像にゴーストが発生する。その原因としては、各サイクル内でのｖｉｅｗ間のＢ０ドリフトと、サイクル間でのＢ０ドリフトの２つが考えられる。
各サイクル内、すなわち、反復時間ＴＲ内にＢ０ドリフトを測定することにより、各サイクル内でのｖｉｅｗ間のＢ０ドリフトは補正できるが、そのような処理を行うと、反復時間ＴＲが長くなるという問題に遭遇する。すなわち、各サイクル内で、送信用ＲＦコイルの中心周波数のドリフト（Ｂ０ドリフト）を測定して、その補正を行うと仮定すると、ＦＩＤ信号を測定する部分の処理を付加することになり、反復時間ＴＲが長くなる。その結果、ＳＳＦＰ状態を実現することができない。
したがって、これまで、反復時間ＴＲの短さと画質とが比例するＳＳＦＰ法ではＢ０ドリフトの測定を行って、中心周波数の補正を行っていない。その結果、ＳＳＦＰモードにおいて位相サイクル法を実施すると、中心周波数のドリフトによるバンドアーチファクトの影響を受けていた。
【００１７】
本発明は定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）モードにおいて位相サイクル法を行う場合でも、反復時間を延長することなく、バンドアーチファクトを効果的に除去または低減できる、ＭＲＩ方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
本発明において、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）モードにおける位相サイクル法にの実施に際して、好ましくは、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号のＲＦ位相を切り替えるサイクルごとに、送信用ＲＦコイルの中心周波数のドリフト（Ｂ０ドリフト）を検出し、検出したドリフトを用いて送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正し、位相サイクル法の実施の際のＲＦ位相間隔を均一にしてバンドアーチファクトを除去する。
【００１９】
したがって、本発明の第１の観点によれば、ＳＳＦＰモードで位相サイクル法を実施して得られた磁気共鳴（ＭＲ）画像を生成するＭＲＩ方法において、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の位相を切り替えるサイクルごと、前記送信用ＲＦコイルに印加された励起信号の周波数の中心周波数からのズレ（周波数ドリフト）を検出し、前記検出した周波数ドリフト分に基づいて前記送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正し、上記補正された中心周波数を持つ励起信号を前記送信用ＲＦコイルを印加して位相サイクル法を実施することを特徴とする、ＭＲＩ方法が提供される。
【００２０】
また本発明の第２の観点によれば、上記ＭＲＩ方法を実施する装置、すなわち、ＭＲＩ装置が提供される。
当該ＭＲＩ装置は、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の位相を切り替えるサイクルごと、前記送信用ＲＦコイルに印加された励起信号の周波数の中心周波数からのズレ（周波数ドリフト）を検出する手段と、前記検出した周波数ドリフト分に基づいて前記送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正する手段と、上記補正された中心周波数を持つ励起信号を前記送信用ＲＦコイルを印加して位相サイクル法を実施する手段とを有する。
【００２１】
本発明において、また、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）の定常状態に到達する前のＭＲＩ装置のマグネットシステムの初期動作段階において、送信用ＲＦコイルを空打ち動作させて、送信用ＲＦコイルの中心周波数のドリフト（Ｂ０ドリフト）を検出し、検出したドリフトを用いて送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正する。
【００２２】
したがって、本発明の第３の観点によれば、ＭＲＩ装置のマグネットシステムがＳＳＦＰの定常状態になる前の初期動作状態において、送信用ＲＦコイルに所定の中心周波数の励起信号を印加して前記送信用ＲＦコイルを励起し、前記励起された送信用ＲＦコイルに基づくＦＩＤ信号を検出し、前記検出したＦＩＤ信号から前記送信用ＲＦコイルの中心周波数のドリフトを算出し、前記算出した周波数ドリフトを用いて前記送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正し、前記補正した中心周波数の励起信号を用いて初期状態の後の、ＳＳＦＰ状態における位相サイクル法における前記送信用ＲＦコイルを励起することを可能にするＭＲＩ方法が提供される。
【００２３】
また本発明の第４の観点によれば、上記ＭＲＩ方法を実施する装置、すなわち、ＭＲＩ装置が提供される。
当該ＭＲＩ装置は、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の位相を切り替えるサイクルごと、前記送信用ＲＦコイルに印加された励起信号の中心周波数からのズレ（周波数ドリフト）を検出する手段と、前記検出した周波数ドリフト分に基づいて前記送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正する手段と、上記補正された中心周波数を持つ励起信号を前記送信用ＲＦコイルを印加して位相サイクル法を実施する手段とを有する。
【００２４】
【発明の実施の形態】
本発明の実施の形態のＭＲＩ装置およびこのＭＲＩ装置における信号処理方法について述べる。
【００２５】
図５は本発明の第１実施の形態としてのＭＲＩ装置の構成図である。
図５に図解したＭＲＩ装置は、マグネットシステム１００と、データ収集部１５０と、ＲＦコイル駆動部１４０と、勾配コイル駆動部１３０と、制御部１６０と、データ処理部１７０と、表示部１８０と、操作部１９０とを有する。
【００２６】
マグネットシステム１００は、主磁場コイル部１０２と、勾配コイル部１０６と、ＲＦ（Ｒａｄｉｏ−Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル部１０８と有しており、電磁波および磁気に対する遮蔽を施したスキャンルームに設置されている。
主磁場コイル部１０２と、勾配コイル部１０６と、ＲＦコイル部１０８は概ね円筒状の形状に構成されており、マグネットシステム１００の内部空間（ボア）に被検体である人体３００が、クレードル５００に載置されて、図示しない搬送手段によってクレードル５００とともに被検部位に応じて、搬入、排出可能に移動される。
【００２７】
主磁場コイル部１０２は、マグネットシステム１００のボアに静磁場を形成する。静磁場の方向は被検体である人体３００の体軸方向に概ね平行していて、水平磁場を形成している。主磁場コイル部１０２による静磁場に不均一さが起こると図１（Ｂ）を参照して上述した磁化ベクトルの回転が起こる。
本実施の形態においては、主磁場コイル部１０２は、たとえば、永久磁石で構成した例を示している。したがって、主磁場コイル部１０２の駆動部は設けられていない。
【００２８】
勾配コイル駆動部１３０は、制御部１６０の制御のもとで、勾配コイル部１０６を駆動して、マグネットシステム１００に形成された静磁場強度に勾配（傾斜）を持たせる。勾配コイル部１０６によって発生する勾配磁場としては、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場、位相（フェーズ）エンコード勾配磁場の３種があり、勾配コイル部１０６は、これら３種の勾配磁場を発生させる３種の勾配コイルを有する。
【００２９】
ＲＦコイル部１０８は送信コイルと受信コイルとを有する。送信コイルと受信コイルはそれぞれ専用のコイルを２つ設けてもよいし、両者を共用して１つのコイルを設けるだけでもよい。本明細書においては、便宜上、ＲＦコイル部１０８を送信用ＲＦコイルと受信用ＲＦコイルの両者を含むものとして扱う。
ＲＦコイル駆動部１４０は、データ処理部１７０の制御のもとで、ＲＦコイル部１０８の送信コイル（送信用ＲＦコイル）を駆動して（励起して）、マグネットシステム１００の静磁場空間に被検体である人体３００内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。ＲＦコイル部１０８の受信コイル（受信用ＲＦコイル）が励起されたスピンが発生する電磁波である磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出する。
送信用ＲＦコイル部１０８（送信用ＲＦコイル）には、後述するように、本発明による周波数ドリフトを補正した中心周波数の励起信号が印加される。
【００３０】
受信用ＲＦコイル部１０８（受信用ＲＦコイル）は、図４を参照して述べたように、ＳＳＦＰ状態において、自由誘導減衰（ＦｒｅｅＩｎｄｕｃｔｉｏｎＤｅｃａｙ：ＦＩＤ）信号、スピンエコー（ＳＥ）信号、および、励起エコー（ＳＴｉｍｕｌａｔｅｄＥｃｈｏ：ＳＴＥ）信号が重畳された、ＳＳＦＰ信号（一般的には、ＭＲ信号）を検出する。
ただし、以下、便宜的に、受信用ＲＦコイルがＦＩＤ信号の検出を行う場合を代表して述べる。
【００３１】
データ収集部１５０は、制御部１６０の制御のもとで、受信用ＲＦコイルで検出したＭＲ信号（代表的には、ＦＩＤ信号）を入力して（収集して）データ処理部１７０に出力する。
【００３２】
データ処理部１７０はコンピュータを有しており、コンピュータのメモリに記憶された各種のプログラムに従って、ＭＲＩ処理に関する各種の動作を遂行する。データ処理部１７０は、たとえば、データ収集部１５０で収集したＭＲ信号をデータ処理部１７０内の２次元フーリエ空間のデータ空間が規定されているメモリに保存し、そのメモリに保存したＭＲ信号を用いて、たとえば、最大輝度投影法（ＭＩＰ）などによる灌流画像処理を含む各種の信号処理を行う。
データ処理部１７０は、処理結果を被検体のＭＲＩ像ＭＲＩＭＡＧＥとして表示部１８０に表示する。
【００３３】
制御部１６０は、データ処理部１７０と協働して、勾配コイル駆動部１３０、ＲＦコイル駆動部１４０、データ収集部１５０を制御し、被検体である人体３００の被検部位の撮像のための制御を行う。
本発明において、制御部１６０は、データ処理部１７０と協働して、図６および図７に例示したフローチャートに示した処理、および、図９に例示した定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）モードにおける位相サイクル法を実施するためのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）に基づいた処理を行う。
ＰＳＤは制御部１６０またはデータ処理部１７０のいずれかに記憶されている。
【００３４】
操作部１９０は、ＭＲＩ装置を使用する医師、技師など（以下、オペレータ）が所望の動作処理を指示するために使用する。操作部１９０において指示された内容をデータ処理部１７０と制御部１６０とが協働して処理する。
【００３５】
制御部１６０は、本発明における周波数ドリフトを検出する手段、中心周波数を補正する手段、位相サイクルを検出する手段、位相サイクル法が実施する手段、送信用ＲＦコイルを励起する手段などに該当する。
ＲＦコイル部１０８の送信用コイルは本発明の送信用ＲＦコイルに該当し、ＲＦコイル部１０８の受信用コイルは本発明の磁気共鳴信号を検出する手段、または、ＦＩＤ信号を検出する手段に該当する。
データ処理部１７０は、本発明における画像生成手段を構成している。
【００３６】
ＭＲＩ装置の概略動作
ＭＲＩ装置を操作するオペレータが、操作部１９０から希望するＭＲＩ操作を指示する。
データ処理部１７０は操作部１９０の指示に応じて制御部１６０とともに、勾配コイル駆動部１３０を介して、主磁場コイル部１０２によって発生されている静磁場内に、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場、フェーズコンコード勾配磁場などを発生させる。また、データ処理部１７０は操作部１９０の指示に応じて制御部１６０とともに、ＲＦコイル駆動部１４０を介して送信用コイルを励起してマグネットシステム１００の静磁場空間に被検体である人体３００内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。
データ処理部１７０および制御部１６０は被検体である人体３００の被検部位に応じて図示しない搬送手段を駆動してクレードル５００をマグネットシステム１００のボア内に移動させる。
【００３７】
たとえば、医師が被検体である人体３００にＭＲ造影剤、たとえば、ガドリニウム（Ｇｄ）化合物の造影剤を経静脈的に注入（静注）する。ＧｄはＭＲ画像には直接には写らないが、組織中の水素の陽子（プロトン）の緩和を促進することになり、その存在が、データ処理部１７０における処理によって、間接的にＭＲ画像として表示部１８０に写ることになる。したがって、造影剤を注入した後に検出されたＭＲ信号は、間接的に、造影剤の位置と濃度を示している。
【００３８】
受信用ＲＦコイルは、励起されたスピンが発生する電磁波であるＭＲ信号を連続して検出する。
データ収集部１５０は、受信用ＲＦコイルで連続的に検出したＭＲ信号を連続的に入力し、データ処理部１７０に連続的に出力する。
データ処理部１７０は、データ処理部１７０を構成するコンピュータのメモリに記憶されてＭＲＩ処理に関する各種のプログラムを動作させて、データ収集部１５０で収集したＭＲ信号をデータ処理部１７０内の２次元フーリエ空間のデータ空間が規定されているメモリに保存し、そのメモリに保存したＭＲ信号を用いて、たとえば、最大輝度投影法（ＭＩＰ）などの手法で灌流画像処理を行うなど、各種の信号処理を行う。データ処理部１７０は灌流画像を表示部１８０に表示する。
【００３９】
以下、図６〜図９を参照して、バンドアーチファクト除去（低減）方法の詳細を述べる。
図６は第１実施の形態の制御部１６０の処理を示すフローチャートである。
図７は第２実施の形態の制御部１６０の処理を示すフローチャートである。
図８は第１実施の形態の処理内容を説明するグラフである。
図９はＰＳＤ（ＰｕｌｓｅＳｅｑｕｅｎｃｅＤａｔａｂａｓｅ）の１例を図解する図である。
【００４０】
第１実施の形態
図６、図８を参照して、マグネットシステム１００の初期状態における中心周波数のドリフトの検出と、それによる中心周波数の補正について述べる。
ＭＲＩ装置内のマグネットシステム１００は、初期状態として、実際の被検体に対する正規の測定動作が行われる定常状態になる前に、初期起動動作が行われる。すなわち、位相サイクル法による３次元ＳＳＦＰ処理を行う際、図９に例示するＳＳＦＰのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を動かす前に、マグネットシステム１００を起動して安定（定常）状態になるまでの初期起動動作の間、制御部１６０は、図６に例示した処理を行う。
すなわち、制御部１６０は、（１）送信用ＲＦコイルを空打ち（からうち）して、受信用ＲＦコイルでＦＩＤ信号を含むＳＳＦＰ信号（またはＭＲ信号）を検出し、（２）検出したＦＩＤ信号から送信用ＲＦコイルに印加した中心周波数に対する実際の送信用ＲＦコイルの中心周波数とのズレ（周波数ドリフト、Ｂ０ドリフト）を求め、（３）求めたＢ０ドリフトから中心周波数の補正係数を求め、（４）求めた補正係数で送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正する。
その後、ＳＳＦＰの定常状態において、補正した中心周波数の信号の励起信号を送信用ＲＦコイルに印加して、１サイクル分のデータ収集を、受信用ＲＦコイル、制御部１６０およびデータ処理部１７０を用いて行う。
【００４１】
なお、送信用ＲＦコイルの空打ちとは、実際の定常状態における被検体を画像化する動作ではなく、テストまたは本例のように、補正用のデータ取得のため、もしくは、定常状態に到達するまでの初期起動動作のため、だけに動作させることを言う。
【００４２】
以下例示として、受信用ＲＦコイルで検出したＦＩＤ信号から中心周波数のずれΔｆ（Ｂ０ドリフト）を算出する式１と、算出した周波数のずれΔｆから中心周波数を補正する式２を下記に示す。
【００４３】
【数１】

【００４４】
【数２】

【００４５】
以下、図６に図解した各ステップごとの動作を述べる。
ステップ１：ＳＳＦＰモードの動作開始
制御部１６０は、操作部１９０の要求に応じて、位相サイクル法によるＳＳＦＰモードの動作を開始する。
【００４６】
ステップ２〜５：空打ち動作と検出
図５に例示した、マグネットシステム１００における主磁場コイル部１０２、勾配コイル部１０６、送信・受信ＲＦコイル部１０８は、定常状態に達するまで、時間がかかる。したがって、位相サイクル法によるＳＳＦＰモードの初期段階として、制御部１６０は、マグネットシステム１００がＳＳＦＰの定常状態に達するまでの初期状態において、図８に図解したように、送信用ＲＦコイルに所定の中心周波数ｆ０の励起信号を印加して送信用ＲＦコイルを励起し、受信用ＲＦコイルでそのときＦＩＤ信号を検出する。このような空打ち動作を複数回行う。各回、たとえば、図２（Ａ）に例示したような位相条件で送信用ＲＦコイルを励起する。
【００４７】
このような動作を、ｎ０＝１（ステップ２）からｎ０ｍａｘ（ステップ４）になるまで繰り返す。この動作を、「空打（からうち）動作」という。
【００４８】
図８に図解したように、送信用ＲＦコイルに中心周波数ｆ０の励起信号を印加するたび、受信用ＲＦコイル部１０８でＦＩＤ信号を検出する（ステップ３）。ＦＩＤ信号を検出すれば、中心周波数ｆ０に対する周波数ドリフトＢ０が分かる。
【００４９】
ステップ６：平均Ｂ０ドリフトの計算
ｎ０ｍａｘ回「空打（からうち）動作」を行った後、制御部１６０は、周波数ドリフトＢ０の平均値を計算する（ステップ６）。
ｎ０ｍａｘ回空打ちを行うのは、複数回空打ちを行って、複数のＦＩＤ信号を測定し、複数のＢ０ドリフトを検出するのは、Ｂ０ドリフトの信頼性を高めるためである。
なお、ＳＳＦＰの定常状態において送信用ＲＦコイルの中心周波数の補正に使用するＢ０ドリフトとしては、上述した単純平均値としてのＢ０ドリフトではなく、受信用ＲＦコイルで検出したＢ０ドリフトがほぼ一定に達したものを複数平均することもできる。
【００５０】
ステップ７：中心周波数の補正
制御部１６０は、ステップ６において求めた平均周波数ドリフトＢ０を用いて、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正する係数を算出する。
さらに制御部１６０は、算出した補正係数を用いて、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正し、送信用ＲＦコイルに補正周波数の励起信号を印加する。
以下、定常状態の最初のサイクルは、補正した中心周波数の励起信号によって送信用ＲＦコイルが励起される。
【００５１】
以上により、マグネットシステム１００の初期状態における送信用ＲＦコイルへの長時間励起に伴う中心周波数のドリフトを算出し、定常状態に移行するとき、周波数ドリフトが補正された中心周波数の励起信号を送信用ＲＦコイルに印加することができる。その結果、図３（Ｂ）に例示した位相ずれが起きている磁化ベクトルｍ１’、ｍ２’、ｍ３’、ｍ４’が図３（Ｃ）の実線に図解した修正磁化ベクトルｍ１ｃ、ｍ２ｃ、ｍ３ｃ、ｍ４ｃのように位相ずれが修正されて、図３（Ａ）に図解した理論的な磁化ベクトルに接近する。
したがって、後述するＳＳＦＰの定常状態の最初から、バンドアーチファクトのない被検体のＭＲＩ像を得ることができる。
【００５２】
送信用ＲＦコイルが収容されている部屋の温度条件、特に、空調による送信用ＲＦコイルおよび磁石の冷却効果を考慮しない場合、送信用ＲＦコイルの温度上昇は飽和しているから、上述した方法で得られた補正係数による送信用ＲＦコイルの中心周波数の補正を行った励起信号を用いて送信用ＲＦコイルを励起すれば、マグネットシステム１００の定常状態、かつ、ＳＳＦＰ状態において、上記のごとく補正した中心周波数の励起信号を用いて送信用ＲＦコイルを動作させることができる。
【００５３】
なお、図８に図解したＦＩＤ信号の測定時間により、各回の動作時間は長くなるが、この初期状態においてはマグネットシステム１００はＳＳＦＰ状態ではなく、上述したＳＳＦＰのための時間的条件の制約を受けないので、動作時間の長さは問題にならない。
【００５４】
第２実施の形態
第２実施の形態は、ＳＳＦＰモードにおいて位相サイクル法を実施しているときの送信用ＲＦコイルの中心周波数の補正について述べる。
上述したように、初期動作段階において、送信用ＲＦコイルの温度上昇が飽和していれば、原則として、ＳＳＦＰモードにおける位相サイクル法の動作のときも、初期段階で得られた補正係数に基づいて送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正すればよい。
しかしながら、送信用ＲＦコイルの温度は、送信用ＲＦコイルに印加される電流のみでは規定できない。たとえば、送信用ＲＦコイルが収容されている部屋の空調機による冷却効果も送信用ＲＦコイルの温度に大きく影響するし、初期状態の後、かなり時間が経過したときの被検体のＭＲ測定の場合は、その途中に、ＭＲＩ装置の休止時間などがあったりして、送信用ＲＦコイルの温度は初期状態とは異なる場合が多々ある。
そこで、ＳＳＦＰモードにおいて位相サイクル法を実施している都度、送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数の補正を行うことが望ましい。
【００５５】
本発明の第２実施の形態はそのような処理について述べる。
なお、第２実施の形態としては、通常、図６を参照して述べた、初期状態の処理、すなわち、第１実施の形態の処理の後に引き続いて行うが、第１実施の形態とは独立に、第２実施の形態から開始してもよい。
第２実施の形態は、マグネットシステム１００がＳＳＦＰ状態にあり、図９に例示したパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を用いて、実際に被検体についてＭＲ測定を行う場合について述べる。
【００５６】
図９（Ａ）は、送信用ＲＦコイルに印加される励起信号の周波数の波形図であり、１ＴＲ間で（サイクル間で）、送信用ＲＦコイルに印加される励起信号は中心レベルｆＭを挟んで上下の信号の積分が０となる波形をしている。連続するＲＦ信号は反復時間ＴＲの周期で送信用ＲＦコイルに印加される。
上述したように、勾配コイル駆動部１３０は、制御部１６０の制御のもとで、勾配コイル部１０６を駆動して、マグネットシステム１００に形成された静磁場強度に勾配（傾斜）を持たせる。勾配コイル部１０６によって発生する勾配磁場としては、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場、位相（フェーズ）エンコード勾配磁場の３種があり、勾配コイル部１０６は、これら３種の勾配磁場を発生させる３種の勾配コイルを有する。
【００５７】
図９（Ｂ）は上記スライス勾配磁場を生成するためのスライス（ＳＬＩＣＥ）勾配の波形図であり、スライス勾配も１ＴＲ間で（サイクル間で）中心スライス信号ＳＬ０を挟んで上下の信号の積分が０となる波形をしている。
【００５８】
図９（Ｃ）は上記リードアウト勾配磁場を生成するためのリード勾配ＲＤの波形図であり、リード勾配ＲＤも１ＴＲ間で（サイクル間で）中心リード勾配ＲＤ０を挟んで上下の信号の積分が０となる波形をしている。
【００５９】
図９（Ｄ）は上記位相エンコード磁場を生成するためのワープ（Ｗａｒｐ）信号の波形図であり、ワープも、実線で例示したように、１ＴＲ間で（サイクル間で）中心ワープＷＷ０を挟んで上下の積分が０となる波形をしている。たとえば、第１ワープＷＰ１は上下対称の波形をしている。第２ワープＷＰ２、第３ワープＷＰ３も同様である。
図９（Ｅ）は受信用ＲＦコイルがＦＩＤ信号として検出するエコー信号の波形図である。
【００６０】
ステップ８：サイクルインデックスの初期化
制御部１６０は、ステップ９〜１５の処理を反復させるためのサイクルインデックスｎを１に初期化する。
【００６１】
ステップ９、１０
制御部１６０は、パルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）にしたがって、たとえば、図３（Ａ）に例示した位相をもち、第１実施の形態において得られた補正中心周波数の励起信号、または、第１実施の形態の補正を行わない場合における予め設定された中心周波数の励起信号を用いて送信用ＲＦコイルに印加して送信用ＲＦコイルを励起する（ステップ９）。
【００６２】
制御部１６０はまた、ＰＳＤに従って、送信用ＲＦコイルの励起に合わせて、スライス勾配磁場の発生処理、リードアウト磁場の発生処理、位相エンコード磁場の発生処理を行う。
図４を参照して述べたように、このエコー信号の読み取りは、ＰＳＤの反復時間ＴＲを変化させない、換言すれば、反復時間ＴＲを延長しないタイミングで行われる。
【００６３】
図９に例示したＰＳＤにおいて、第１回目の送信用ＲＦコイルへの励起信号の印加直後はリード勾配ＲＤがイネーブルではなく、中心リード勾配ＲＤ０のレベルであるため、リードアウト磁場が存在せず、受信用ＲＦコイルによるエコー信号（ＦＩＤ信号）はもちろん、ワープ勾配もイネーブルでなく、位相エンコード磁場も存在しない。このタイミングでＦＩＤのデータを収集し、補正を行う。
【００６４】
送信用ＲＦコイルの励起の第２回以降のＲＦ位相を切り替えるタイミングにおいては（図２（Ａ））、送信用ＲＦコイルの励起に関連してリード勾配ＲＤがイネーブルとなり、リードアウト磁場が存在し、受信用ＲＦコイルによる送信用ＲＦコイル励起直後のエコー信号の読み取りが行われる（ステップ１０）。また、リード勾配ＲＤがイネーブルとなるタイミングに同期して、ワープ勾配にイネーブルであり、位相エンコード磁場が形成されるから、受信用ＲＦコイルで読み取ったＳＳＦＰ信号（ＭＲ信号）は位置が特定される。したがって、受信用ＲＦコイルで読み取ったＭＲ信号は制御部１６０を経由してデータ処理部１７０に記憶されていく。
【００６５】
ステップ１１〜１２
制御部１６０は、受信用ＲＦコイルで読み取ったＳＳＦＰ信号に含まれるＦＩＤ信号を検出して、中心周波数ｆ０のドリフト（Ｂ０ドリフト）を算出する（ステップ１１）。
さらに制御部１６０は、Ｂ０ドリフトから中心周波数の補正量を算出し、その補正量で送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正する（ステップ１２）。
【００６６】
ステップ１３、１４
制御部１６０は、上述した処理を１回行う度に、サイクルインデックスｎを１づづ更新し、最大サイクル数ｎｍａｘに達するまで、上述したステップ９〜１２の処理を反復する。
【００６７】
ステップ１５
最大サイクル数ｎｍａｘに到達したら、制御部１６０は、上述した中心周波数の補正処理を終了する。
データ処理部１７０は、上述した方法で得られたＭＲ信号を用いて、被検体の画像を生成し、さらに、図２（Ｂ）を参照して述べたように、異なる位相において得られた画像を合成してバンドアーチファクトを相殺したバンドアーチファクトＢＡの影響の少ない画像を、表示部１８０に出力する。
【００６８】
以上のように、２次元ＳＳＦＰモードで位相サイクル法を実施した場合、ＲＦ位相を切り替える時点で中心周波数のズレ（ドリフト）を求めて、そのドリフトを補正した中心周波数の励起信号を送信用ＲＦコイルに印加して送信用ＲＦコイルを励起することで、最終的にバンドアーチファクトの影響の少ない画像を得ることができる。
この処理によって反復時間ＴＲおよび全体のスキャン時間は延びないから、ＳＳＦＰ状態が崩れることはない。
なお、３次元ＳＳＦＰモードで位相サイクルを実施する場合は、スライスエンコーダを追加する。
【００６９】
以上のように、２次元ＳＳＦＰモードまたはスキャン時間が長い３次元ＳＳＦＰモードで位相サイクル法を実施した場合、ＲＦ位相を切り替える時点で中心周波数のズレ（ドリフト）を求めて、そのドリフトを補正した中心周波数の励起信号を送信用ＲＦコイルに印加して送信用ＲＦコイルを励起することで、最終的にバンドアーチファクトの影響の少ない画像を得ることができる。
この処理によって反復時間ＴＲおよび全体のスキャン時間は延びないから、ＳＳＦＰ状態が崩れることはない。
【００７０】
【発明の効果】
本発明によれば、２次元ＳＳＦＰモードまたはスキャン時間が長い３次元ＳＳＦＰモードで位相サイクル法を実施した場合でも、ＲＦ位相を切り替える時点で中心周波数のズレ（ドリフト）を測定して送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数を補正することで、送信用ＲＦコイルにおける中心周波数のドリフトがあっても、反復時間を変化させずに、バンドアーチファクトのない画像を得ることができる。
【００７１】
また本発明によれば、ＳＳＦＰモードが定常状態になる以前の初期起動段階において、送信用ＲＦコイルの動作に起因する中心周波数のドリフトを検出して、検出結果を用いて、ＳＳＦＰモードの定常状態における送信用ＲＦコイルに印加する励起信号の中心周波数のドリフトを補正することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は位相サイクル法とバンドアーチファクトの発生原理を説明する図である。
【図２】図２は位相サイクル法における各位相状態とバンドアーチファクトの発生を説明する図である。
【図３】図３はＭＲＩ装置における磁化ベクトルの状態を示すグラフである。
【図４】図４は定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）を説明するグラフである。
【図５】図５は本発明の第１実施の形態としてのＭＲＩ装置の構成図である。
【図６】図６は本発明の第１実施の形態の処理を示すフローチャートである。
【図７】図７は本発明の第２実施の形態の処理を示すフローチャートである。
【図８】図８は第１実施の形態の動作を説明するグラフである。
【図９】図９は第２実施の形態におけるパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）の１例を示すグラフである。
【符号の説明】
１００・・マグネットシステム
１０２・・主磁場コイル部
１０６・・勾配コイル部
１０８・・ＲＦコイル部
１３０・・勾配コイル駆動部１４０・・ＲＦコイル駆動部
１５０・・データ収集部１６０・・制御部
１７０・・データ処理部１８０・・表示部
１９０・・操作部
３００・・被検体５００・・クレードル[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) method and an MRI apparatus for constructing an image using an MR signal detected by using a magnetic resonance (MR) phenomenon.
In particular, the present invention relates to an MRI method and apparatus for generating a magnetic resonance image by a phase cycle method in a steady-state free precession (SSFP) mode. The present invention relates to a technique for reducing band artifacts without extending.
[0002]
[Prior art]
When non-uniformity exists in the static magnetic field in the MRI apparatus, a phase shift occurs in the magnetization vector.
When a magnetic resonance (MR) signal in which the magnetization vectors are out of phase is detected and then an MR image is reconstructed (generated), band artifacts appear in the reconstructed image.
[0003]
With reference to FIGS. 1A to 1C, it will be described that such a band artifact occurs.
As illustrated in FIG. 1A, when the phase of the excitation signal applied to the transmitting RF coil is changed to 0 degrees, 180 degrees, and 0 degrees, and when the static magnetic field is uniform, in FIG. As shown by the solid line, the magnetization vector changes to m1 and m3 on the axis of the orthogonal biaxial coordinate system. In FIG. 1B, the horizontal axis represents the magnetization vector mx in the x direction in the orthogonal biaxial coordinate system, and the vertical axis represents the magnetization vector my in the y direction. Magnetization vectors m1 and m3 indicated by solid lines indicate ideal magnetization vectors because the static magnetic field is uniform. However, if the static magnetic field is not uniform, the ideal magnetization vectors m1 and m3 are phase-shifted from the magnetization vectors m1 and m3 in the orthogonal biaxial coordinate system, for example, the magnetization vectors m1 ′ and m3 ′ indicated by broken lines. Shifts.
When the phase of the magnetization vector deviates in this way, as illustrated in FIG. 1C, a band-shaped artifact, that is, a band artifact BA, is superimposed on the MRI image MRIMAGE generated using the detected MR signal. .
In the above examples, a case where a test object having a circular cross section is used as the object is illustrated.
[0004]
The generation of the band artifact BA depends on the phase shift of the magnetization vectors m1 'and m3'. The phase state of the magnetization vector depends on the inhomogeneity of the static magnetic field at that time, and is not constant and cannot be predicted. Thus, when the static magnetic field is not uniform, the occurrence of the band artifact BA cannot be avoided.
Various measures have been taken to make the static magnetic field uniform, but it is difficult to make it completely uniform, and the static magnetic field may become non-uniform depending on the situation, so there is a possibility that band artifacts will occur. Always exists.
[0005]
Band artifacts degrade the image quality of MR images. Accordingly, various measures have been taken to eliminate or reduce band artifacts. A phase cycle method has been proposed as one method for removing or reducing such band artifacts.
[0006]
With reference to FIGS. 2A and 2B, a method of reducing band artifacts by the phase cycle method will be described.
The center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil is constant, and the phase of the excitation signal applied to the transmission RF coil is changed from φ1 to φ4 in the order illustrated in FIG. An excitation signal is sequentially applied to the RF coil to generate magnetization vectors m1 to m4 having different phases.
When MR signals based on such different magnetization vectors are detected and an MRI image MRIMAGE about the subject is generated from the detected MR signals, as illustrated in (a) to (d) of FIG. Various band artifacts BA are superimposed on the MRI image MRIMAGE of the specimen.
Therefore, the images illustrated in (a) to (d) of FIG. 2B are synthesized, and the band artifact BA is canceled by the synthesis to remove or reduce the band artifact BA as a whole.
[0007]
By the way, when the phase cycle method is performed, the scan time becomes long because the phases are varied. As a result, the temperature of the transmitting RF coil to which the excitation signal (current) is applied for a long time during the scan time rises.
Unless the change in the temperature around the room where the RF coil for transmission is installed, for example, the change in the cooling effect by the air conditioner, is taken into account, generally the temperature for transmission at the end of scanning is determined from the temperature of the RF coil for transmission at the start of scanning. The temperature of the RF coil rises.
Due to the temperature rise, the impedance of the transmission RF coil and the temperature of the magnet may change, and a deviation (frequency drift) of the center frequency in the transmission RF coil may occur. Thus, the temperature change of the magnet makes the static magnetic field non-uniform.
[0008]
When a deviation occurs in the center frequency applied to the transmission RF coil, the phase interval of the transmission RF coil changes. For this reason, the above-described canceling effect is not fully alive, and band artifacts cannot be sufficiently removed.
The greater the deviation (drift) from the center frequency, the greater the band artifact that occurs.
[0009]
Further, details of generation of band artifacts due to drift from the center frequency will be described with reference to FIGS.
FIG. 3A is a graph showing ideal three-dimensional magnetization vectors m1, m2, m3, and m4 whose phases are different by 90 degrees. FIG. 3B is a graph showing the phase shift of the magnetization vector due to the drift of the center frequency.
3A and 3B, the horizontal axis represents the real axis component mx of the transverse magnetization component, and the vertical axis represents the imaginary axis component my orthogonal to the real axis component mx.
When the RF phase interval is changed in order of 0, π / 2, π, 3π / 2 every 90 degrees, as illustrated in FIG. 3A, the magnetization vectors are m1, m2, m3, and m4. As shown, a theoretical steady state is reached with a 90 degree phase shift.
However, due to the drift of the center frequency, the inhomogeneity of the static magnetic field, etc., the signal intensity and direction deviate from the theoretical values illustrated in FIG. 3A, and as illustrated in FIG. Is m1 ′, m2 ′, m3 ′, m4 ′. As a result, band artifacts occur in the MRI image of the subject.
The directions of the rotated magnetization vectors m1 ', m2', m3 ', and m4' depend on the drift amount of the center frequency, the state of the static magnetic field, etc., and are indefinite.
[0010]
As a method for improving this, it is conceivable to calculate the drift amount (B0 drift) of the center frequency and correct the center frequency using the drift amount as shown in FIG. 3A.
As such a method, (1) a subject is irradiated with a magnetic field from an RF coil for transmission, and (2) FID (Free Induction Decay, free induction decay (collapse) is then applied in a state where a gradient magnetic field by a gradient coil is not applied. )) Measure the signal (more precisely, the SSFP signal described later), and (3) observe the frequency of the detected FID signal to observe the actual transmission RF coil with respect to the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil. (4) Correct the calculated frequency drift, and (5) apply the corrected excitation signal of the new center frequency to the RF coil for transmission. If an MRI image MRIMAGE of the subject is generated from the MR signals obtained as a result, band artifacts can be reduced.
[0011]
[Patent Document 1] Japanese Patent Laid-Open No. 2003-10148
[0012]
[Problems to be solved by the invention]
However, when the above-described method is applied in the steady state free precession (SSFP) mode and the phase cycle method is applied, the method cannot be applied due to time constraints described later. Details are described below.
[0013]
FIG. 4 is a graph showing the principle of the SSFP mode.
SSFP occurs when there is a long series in which RF pulses are arranged at short intervals. A Free Induction Decay (FID) oscillatory wave occurs after each RF pulse, and a spin echo (Spin Echo: SE) signal is created by a pair of consecutive RF pulses to achieve the SSFP state.
A combination of three or more repetitive RF waves produces an excited echo (STE) signal. When RF pulses are output at equal intervals and a gradient magnetic field is not used for imaging, the SE signal and the STE signal match.
When the RF pulses are applied at sufficiently short intervals, in other words, when the repetition time (TR) is much shorter than the transverse relaxation time (or spin-spin relaxation time) T2, the last part of the FID signal is The SSFP state is established because the signal blends with the SE signal and, as a result, continuous signals with various amplitudes are generated.
As described above, the SSFP signal (or the MR signal in the SSFP state) is assembled by superposition of a multi-layer cycle formed by combining the FID signal, the SE signal, and the STE signal.
[0014]
The SSFP state means that the MR signal does not disappear completely between RF pulses, that is, the horizontal component of magnetization does not disappear completely. Such a situation only occurs under the following conditions:
(1) The repetition time TR is much shorter than the transverse relaxation time T2 so that the transverse magnetization coherence is not lost due to T2 attenuation.
(2) The phase shift due to the gradient magnetic field during imaging is constant in each cycle.
(3) The spin is stationary or the spin motion is compensated.
In the present invention, it is assumed that the conditions (2) and (3) are satisfied, and the condition (1) will be particularly mentioned.
[0015]
When the phase cycle method is performed in the SSFP mode, the scan time becomes long because the phase is changed variously, and the center frequency of the transmission RF coil to which the excitation signal (current) is applied for a long time during the scan time is increased. It was affected by deviation (frequency drift).
In particular, when the operation is performed in the three-dimensional SSFP mode, the scan time is further increased, and the influence of the shift of the center frequency of the transmission RF coil is remarkable.
[0016]
When the phase cycle method is performed in the SSFP mode, if the B0 drift is large, a ghost is generated in the MR image. There are two possible causes: B0 drift between views in each cycle and B0 drift between cycles.
By measuring the B0 drift within each cycle, that is, within the repetition time TR, the B0 drift between the views in each cycle can be corrected. However, if such processing is performed, the repetition time TR becomes longer. Encounter. That is, assuming that the drift (B0 drift) of the center frequency of the transmitting RF coil is measured and corrected in each cycle, a process for measuring the FID signal is added, and the repetition time is increased. TR becomes longer. As a result, the SSFP state cannot be realized.
Therefore, until now, in the SSFP method in which the short repetition time TR is proportional to the image quality, the B0 drift is measured and the center frequency is not corrected. As a result, when the phase cycle method was performed in the SSFP mode, it was affected by band artifacts due to drift of the center frequency.
[0017]
The present invention provides an MRI method and an MRI apparatus capable of effectively removing or reducing band artifacts without extending the repetition time even when the phase cycle method is performed in the steady state free precession (SSFP) mode. It is in.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
In the present invention, when the phase cycle method in the steady state free precession motion (SSFP) mode is performed, the center of the transmission RF coil is preferably changed every cycle for switching the RF phase of the excitation signal applied to the transmission RF coil. Detects frequency drift (B0 drift), corrects the center frequency of the excitation signal applied to the RF coil for transmission using the detected drift, and makes the RF phase interval uniform when performing the phase cycle method. Remove.
[0019]
Therefore, according to the first aspect of the present invention, in the MRI method for generating a magnetic resonance (MR) image obtained by performing the phase cycle method in the SSFP mode, the phase of the excitation signal applied to the transmitting RF coil In each cycle of switching, excitation is applied to the transmission RF coil based on the detected frequency drift by detecting a deviation (frequency drift) from the center frequency of the frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil. An MRI method is provided, wherein a phase cycle method is performed by correcting a center frequency of a signal and applying an excitation signal having the corrected center frequency to the transmitting RF coil.
[0020]
According to a second aspect of the present invention, there is provided an apparatus for performing the MRI method, that is, an MRI apparatus.
The MRI apparatus detects a deviation (frequency drift) from the center frequency of the frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil for each cycle for switching the phase of the excitation signal applied to the transmission RF coil; A means for correcting a center frequency of an excitation signal applied to the transmission RF coil based on the detected frequency drift, and a phase cycle by applying the excitation signal having the corrected center frequency to the transmission RF coil. Means for carrying out the law.
[0021]
In the present invention, and in the initial operation stage of the magnet system of the MRI apparatus before reaching the steady state of steady state free precession (SSFP), the transmission RF coil is idled to The center frequency drift (B0 drift) is detected, and the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil is corrected using the detected drift.
[0022]
Therefore, according to the third aspect of the present invention, in the initial operation state before the magnet system of the MRI apparatus is in the SSFP steady state, an excitation signal having a predetermined center frequency is applied to the transmission RF coil to transmit the transmission signal. A trust RF coil is excited, an FID signal based on the excited transmission RF coil is detected, a drift of a center frequency of the transmission RF coil is calculated from the detected FID signal, and the calculated frequency drift is used. The center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil is corrected, and the transmission RF coil in the phase cycle method in the SSFP state after the initial state is excited using the excitation signal of the corrected center frequency. An MRI method is provided that makes it possible.
[0023]
According to a fourth aspect of the present invention, there is provided an apparatus for performing the MRI method, that is, an MRI apparatus.
The MRI apparatus includes means for detecting a deviation (frequency drift) from the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil for each cycle for switching the phase of the excitation signal applied to the transmission RF coil, and the detection Means for correcting the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil based on the frequency drift, and applying a phase cycle method by applying the excitation signal having the corrected center frequency to the transmission RF coil. Means to implement.
[0024]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
An MRI apparatus according to an embodiment of the present invention and a signal processing method in the MRI apparatus will be described.
[0025]
FIG. 5 is a block diagram of the MRI apparatus as the first embodiment of the present invention.
The MRI apparatus illustrated in FIG. 5 includes a magnet system 100, a data collection unit 150, an RF coil driving unit 140, a gradient coil driving unit 130, a control unit 160, a data processing unit 170, a display unit 180, And an operation unit 190.
[0026]
The magnet system 100 includes a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF (Radio-Frequency) coil unit 108, and is installed in a scan room that is shielded against electromagnetic waves and magnetism.
The main magnetic field coil unit 102, the gradient coil unit 106, and the RF coil unit 108 are configured in a substantially cylindrical shape. It is placed and moved so that it can be carried in and out along with the cradle 500 by a transport means (not shown) according to the region to be examined.
[0027]
The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the bore of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is substantially parallel to the body axis direction of the human body 300 as the subject, and forms a horizontal magnetic field. When non-uniformity occurs in the static magnetic field generated by the main magnetic field coil unit 102, the magnetization vector described above with reference to FIG.
In the present embodiment, an example in which the main magnetic field coil unit 102 is constituted by a permanent magnet is shown. Therefore, the drive part of the main magnetic field coil part 102 is not provided.
[0028]
The gradient coil drive unit 130 drives the gradient coil unit 106 under the control of the control unit 160 to give a gradient (gradient) to the static magnetic field strength formed in the magnet system 100. There are three types of gradient magnetic fields generated by the gradient coil unit 106: a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encoding gradient magnetic field, and the gradient coil unit 106 generates these three types of gradient magnetic fields. It has a seed gradient coil.
[0029]
The RF coil unit 108 includes a transmission coil and a reception coil. Each of the transmission coil and the reception coil may be provided with two dedicated coils, or may be provided with only one coil in common. In this specification, for convenience, the RF coil unit 108 is treated as including both a transmission RF coil and a reception RF coil.
The RF coil driving unit 140 drives (excites) the transmission coil (transmission RF coil) of the RF coil unit 108 under the control of the data processing unit 170, and covers the static magnetic field space of the magnet system 100. A high frequency magnetic field for exciting spins in the human body 300 as a specimen is formed. A magnetic resonance (MR) signal that is an electromagnetic wave generated by a spin excited by the receiving coil (receiving RF coil) of the RF coil unit 108 is detected.
As will be described later, an excitation signal having a center frequency corrected for frequency drift according to the present invention is applied to the transmission RF coil section 108 (transmission RF coil).
[0030]
As described with reference to FIG. 4, the reception RF coil unit 108 (reception RF coil), in the SSFP state, a free induction decay (FID) signal, a spin echo (SE) signal, and An SSFP signal (generally an MR signal) on which an excitation echo (STE) (STE) signal is superimposed is detected.
However, for the sake of convenience, the case where the receiving RF coil detects the FID signal will be described as a representative.
[0031]
The data collection unit 150 receives (collects) MR signals (typically, FID signals) detected by the reception RF coil under the control of the control unit 160 and outputs them to the data processing unit 170. .
[0032]
The data processing unit 170 includes a computer, and performs various operations related to the MRI process according to various programs stored in the memory of the computer. For example, the data processing unit 170 stores the MR signals collected by the data collection unit 150 in a memory in which the data space of the two-dimensional Fourier space in the data processing unit 170 is defined, and uses the MR signals stored in the memory. Thus, for example, various signal processing including perfusion image processing by the maximum brightness projection method (MIP) or the like is performed.
The data processing unit 170 displays the processing result on the display unit 180 as the MRI image MRIMAGE of the subject.
[0033]
The control unit 160 cooperates with the data processing unit 170 to control the gradient coil driving unit 130, the RF coil driving unit 140, and the data collection unit 150, and to image the test site of the human body 300 that is the subject. Take control.
In the present invention, the control unit 160 cooperates with the data processing unit 170 to perform the processing illustrated in the flowcharts illustrated in FIGS. 6 and 7, and the steady state free precession (SSFP) mode illustrated in FIG. 9. The processing based on the pulse sequence database (PSD) for performing the phase cycle method in FIG.
The PSD is stored in either the control unit 160 or the data processing unit 170.
[0034]
The operation unit 190 is used by a doctor, engineer, or the like (hereinafter referred to as an operator) who uses the MRI apparatus to instruct a desired operation process. The data processing unit 170 and the control unit 160 cooperate to process the content instructed by the operation unit 190.
[0035]
The controller 160 corresponds to means for detecting frequency drift, means for correcting the center frequency, means for detecting the phase cycle, means for performing the phase cycle method, means for exciting the RF coil for transmission, and the like in the present invention.
The transmitting coil of the RF coil unit 108 corresponds to the transmitting RF coil of the present invention, and the receiving coil of the RF coil unit 108 corresponds to the means for detecting the magnetic resonance signal of the present invention or the means for detecting the FID signal. To do.
The data processing unit 170 constitutes image generation means in the present invention.
[0036]
General operation of MRI system
An operator who operates the MRI apparatus instructs a desired MRI operation from the operation unit 190.
In response to an instruction from the operation unit 190, the data processing unit 170, together with the control unit 160, includes a slice gradient magnetic field and a readout gradient magnetic field in the static magnetic field generated by the main magnetic field coil unit 102 via the gradient coil drive unit 130. Generate a phase concord gradient magnetic field. Further, the data processing unit 170 excites the transmission coil via the RF coil driving unit 140 together with the control unit 160 in accordance with an instruction from the operation unit 190, and enters the subject 300 in the static magnetic field space of the magnet system 100. A high-frequency magnetic field is formed to excite spins.
The data processing unit 170 and the control unit 160 drive a transport unit (not shown) according to the test site of the human body 300 that is the test subject to move the cradle 500 into the bore of the magnet system 100.
[0037]
For example, a doctor injects (intravenously) an MR contrast agent, for example, a gadolinium (Gd) compound contrast agent, intravenously into the human body 300 as the subject. Although Gd does not appear directly in the MR image, it promotes the relaxation of protons (protons) of hydrogen in the tissue, and its presence is indirectly displayed as an MR image by processing in the data processing unit 170. Part 180 is reflected. Therefore, the MR signal detected after injecting the contrast agent indirectly indicates the position and concentration of the contrast agent.
[0038]
The receiving RF coil continuously detects MR signals that are electromagnetic waves generated by the excited spins.
The data collection unit 150 continuously inputs MR signals continuously detected by the receiving RF coil and continuously outputs them to the data processing unit 170.
The data processing unit 170 operates various programs related to MRI processing that are stored in the memory of the computer constituting the data processing unit 170 and collects MR signals collected by the data collection unit 150 in a two-dimensional Fourier within the data processing unit 170. Various signal processing such as performing perfusion image processing using a method such as maximum luminance projection (MIP) using the MR signal stored in the memory in which the data space of the space is defined. Do. The data processing unit 170 displays the perfusion image on the display unit 180.
[0039]
Details of the band artifact removal (reduction) method will be described below with reference to FIGS.
FIG. 6 is a flowchart illustrating processing of the control unit 160 according to the first embodiment.
FIG. 7 is a flowchart illustrating processing of the control unit 160 according to the second embodiment.
FIG. 8 is a graph for explaining the processing contents of the first embodiment.
FIG. 9 is a diagram illustrating an example of PSD (Pulse Sequence Database).
[0040]
First embodiment
With reference to FIGS. 6 and 8, detection of the drift of the center frequency in the initial state of the magnet system 100 and correction of the center frequency by the detection will be described.
The magnet system 100 in the MRI apparatus performs an initial activation operation as an initial state before entering a steady state in which a normal measurement operation for an actual subject is performed. That is, when performing three-dimensional SSFP processing by the phase cycle method, before starting the SSFP pulse sequence database (PSD) illustrated in FIG. 9, initial startup until the magnet system 100 is started and becomes stable (steady state). During the operation, the control unit 160 performs the processing illustrated in FIG.
That is, the controller 160 (1) idles the transmitting RF coil, detects the SSFP signal (or MR signal) including the FID signal by the receiving RF coil, and (2) detects the detected FID. A deviation (frequency drift, B0 drift) from the center frequency of the actual transmission RF coil with respect to the center frequency applied to the transmission RF coil from the signal is obtained, and (3) a correction coefficient of the center frequency is obtained from the obtained B0 drift, (4) The center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil is corrected with the obtained correction coefficient.
Thereafter, in the steady state of SSFP, the excitation signal of the corrected center frequency signal is applied to the transmission RF coil, and data collection for one cycle is performed using the reception RF coil, the control unit 160, and the data processing unit 170. Do it.
[0041]
Note that idle transmission RF coil is not an operation of imaging a subject in an actual steady state, but for obtaining data for correction or reaching a steady state as in a test or in this example. It means to operate only for the initial startup operation.
[0042]
As an example, Expression 1 for calculating the center frequency deviation Δf (B0 drift) from the FID signal detected by the receiving RF coil and Expression 2 for correcting the center frequency from the calculated frequency deviation Δf are shown below.
[0043]
[Expression 1]

[0044]
[Expression 2]

[0045]
The operation for each step illustrated in FIG. 6 will be described below.
Step 1: Start SSFP mode operation
In response to a request from the operation unit 190, the control unit 160 starts an operation in the SSFP mode based on the phase cycle method.
[0046]
Steps 2-5: Spotting motion and detection
The main magnetic field coil unit 102, the gradient coil unit 106, and the transmission / reception RF coil unit 108 in the magnet system 100 illustrated in FIG. 5 take time to reach a steady state. Therefore, as an initial stage of the SSFP mode based on the phase cycle method, the control unit 160, in the initial state until the magnet system 100 reaches the steady state of the SSFP, as illustrated in FIG. An excitation signal of frequency f0 is applied to excite the transmission RF coil, and the FID signal is detected at that time by the reception RF coil. Such a blanking operation is performed a plurality of times. Each time, for example, the transmitting RF coil is excited under the phase condition as illustrated in FIG.
[0047]
Such an operation is repeated until n0 = 1 (step 2) reaches n0max (step 4). This operation is referred to as “empty operation”.
[0048]
As illustrated in FIG. 8, every time an excitation signal having a center frequency f0 is applied to the transmission RF coil, the reception RF coil unit 108 detects the FID signal (step 3). If the FID signal is detected, the frequency drift B0 with respect to the center frequency f0 is known.
[0049]
Step 6: Calculate the average B0 drift
After performing “null” operation “n0max times”, the control unit 160 calculates an average value of the frequency drift B0 (step 6).
The reason why the n0max rounds are performed is that the plurality of blanks are performed, the plurality of FID signals are measured, and the plurality of B0 drifts are detected in order to increase the reliability of the B0 drift.
Note that the B0 drift used for correcting the center frequency of the transmitting RF coil in the steady state of the SSFP is not the B0 drift as the above-mentioned simple average value, but the B0 drift detected by the receiving RF coil is almost constant. It is also possible to average multiple items.
[0050]
Step 7: Center frequency correction
The control unit 160 uses the average frequency drift B0 obtained in step 6 to calculate a coefficient for correcting the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil.
Furthermore, the control unit 160 corrects the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil using the calculated correction coefficient, and applies the excitation signal having the correction frequency to the transmission RF coil.
Hereinafter, in the first cycle of the steady state, the transmitting RF coil is excited by the corrected center frequency excitation signal.
[0051]
As described above, the drift of the center frequency associated with the long-time excitation to the transmission RF coil in the initial state of the magnet system 100 is calculated, and when the transition to the steady state is performed, the excitation signal of the center frequency corrected for the frequency drift is transmitted. It can be applied to the RF coil. As a result, the magnetization vectors m1 ′, m2 ′, m3 ′, and m4 ′ in which the phase shift illustrated in FIG. 3B occurs are illustrated as the solid lines in FIG. The phase shift is corrected as in m4c to approach the theoretical magnetization vector illustrated in FIG.
Therefore, an MRI image of the subject without band artifacts can be obtained from the beginning of the steady state of SSFP described later.
[0052]
When the temperature condition of the room in which the transmission RF coil is accommodated, particularly when the cooling effect of the transmission RF coil and the magnet due to air conditioning is not taken into account, the temperature rise of the transmission RF coil is saturated. If the transmission RF coil is excited using the excitation signal obtained by correcting the center frequency of the transmission RF coil by the obtained correction coefficient, the correction is performed as described above in the steady state and the SSFP state of the magnet system 100. The transmission RF coil can be operated using the excitation signal of the center frequency.
[0053]
Although the operation time of each time becomes longer depending on the measurement time of the FID signal illustrated in FIG. 8, in this initial state, the magnet system 100 is not in the SSFP state, and is subject to the restriction of the time condition for the SSFP described above. Since there is no, the length of operation time does not matter.
[0054]
Second embodiment
In the second embodiment, correction of the center frequency of the transmission RF coil when the phase cycle method is performed in the SSFP mode will be described.
As described above, if the temperature rise of the transmitting RF coil is saturated in the initial operation stage, in principle, even in the operation of the phase cycle method in the SSFP mode, based on the correction coefficient obtained in the initial stage. What is necessary is just to correct | amend the center frequency of the excitation signal applied to RF coil for transmission.
However, the temperature of the transmitting RF coil cannot be defined only by the current applied to the transmitting RF coil. For example, the cooling effect of an air conditioner in a room in which a transmission RF coil is accommodated greatly affects the temperature of the transmission RF coil, and MR measurement of a subject when a considerable time has passed after the initial state In some cases, the temperature of the transmitting RF coil is often different from the initial state due to a pause in the MRI apparatus or the like.
Therefore, it is desirable to correct the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil every time the phase cycle method is performed in the SSFP mode.
[0055]
The second embodiment of the present invention describes such processing.
In the second embodiment, the initial state processing described with reference to FIG. 6, that is, the processing in the first embodiment is normally performed, but is independent of the first embodiment. Alternatively, the process may start from the second embodiment.
In the second embodiment, a case where the magnet system 100 is in the SSFP state and MR measurement is actually performed on the subject using the pulse sequence database (PSD) illustrated in FIG. 9 will be described.
[0056]
FIG. 9A is a waveform diagram of the frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil. The excitation signal applied to the transmission RF coil sandwiches the center level fM between 1TR (between cycles). The waveform is such that the integration of the upper and lower signals becomes zero. The continuous RF signal is applied to the transmission RF coil at a cycle of the repetition time TR.
As described above, the gradient coil drive unit 130 drives the gradient coil unit 106 under the control of the control unit 160 to give a gradient (gradient) to the static magnetic field strength formed in the magnet system 100. There are three types of gradient magnetic fields generated by the gradient coil unit 106: a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encoding gradient magnetic field, and the gradient coil unit 106 generates these three types of gradient magnetic fields. It has a seed gradient coil.
[0057]
FIG. 9B is a waveform diagram of a slice (SLICE) gradient for generating the slice gradient magnetic field, and the slice gradient is also integrated between the upper and lower signals across the central slice signal SL0 between 1TR (between cycles). The waveform is zero.
[0058]
FIG. 9C is a waveform diagram of the lead gradient RD for generating the lead-out gradient magnetic field. The lead gradient RD is also integrated between the upper and lower signals across the central lead gradient RD0 between 1TR (between cycles). The waveform is zero.
[0059]
FIG. 9D is a waveform diagram of a warp signal for generating the phase encoding magnetic field, and the warp also sandwiches the central warp WW0 between 1TR (between cycles) as illustrated by the solid line. The waveform is such that the upper and lower integrations are zero. For example, the first warp WP1 has a vertically symmetrical waveform. The same applies to the second warp WP2 and the third warp WP3.
FIG. 9E is a waveform diagram of an echo signal detected by the receiving RF coil as an FID signal.
[0060]
Step 8: Cycle index initialization
The control unit 160 initializes a cycle index n for repeating the processes in steps 9 to 15 to 1.
[0061]

Steps

9 and 10
In accordance with the pulse sequence database (PSD), for example, the control unit 160 has the phase illustrated in FIG. 3A and the excitation signal of the correction center frequency obtained in the first embodiment or the first embodiment. The excitation RF coil is excited by applying it to the transmission RF coil using an excitation signal having a preset center frequency when the form is not corrected (step 9).
[0062]
The control unit 160 also performs slice gradient magnetic field generation processing, readout magnetic field generation processing, and phase encoding magnetic field generation processing in accordance with the PSD in accordance with the excitation of the transmission RF coil.
As described with reference to FIG. 4, the echo signal is read at a timing at which the repetition time TR of PSD is not changed, in other words, the repetition time TR is not extended.
[0063]
In the PSD illustrated in FIG. 9, immediately after the excitation signal is applied to the first transmission RF coil, the lead gradient RD is not enabled and is at the level of the central lead gradient RD0, so there is no lead-out magnetic field, In addition to the echo signal (FID signal) from the receiving RF coil, the warp gradient is not enabled and there is no phase encoding magnetic field. At this timing, FID data is collected and corrected.
[0064]
At the timing of switching the RF phase after the second excitation of the transmission RF coil (FIG. 2A), the lead gradient RD is enabled in relation to the excitation of the transmission RF coil, and there is a readout magnetic field. Then, the echo signal is read immediately after excitation of the transmitting RF coil by the receiving RF coil (step 10). Further, in synchronization with the timing at which the read gradient RD is enabled, the warp gradient is enabled and a phase encoding magnetic field is formed. Therefore, the position of the SSFP signal (MR signal) read by the reception RF coil is specified. . Therefore, the MR signal read by the receiving RF coil is stored in the data processing unit 170 via the control unit 160.
[0065]
Steps 11-12
The control unit 160 detects the FID signal included in the SSFP signal read by the reception RF coil, and calculates the drift (B0 drift) of the center frequency f0 (step 11).
Further, the control unit 160 calculates the correction amount of the center frequency from the B0 drift, and corrects the center frequency of the excitation signal applied to the transmission RF coil with the correction amount (step 12).
[0066]

Steps

13 and 14
Each time the above-described processing is performed once, the control unit 160 updates the cycle index n one by one, and repeats the processing of steps 9 to 12 described above until the maximum number of cycles nmax is reached.
[0067]
Step 15
When the maximum number of cycles nmax is reached, the control unit 160 ends the above-described center frequency correction process.
The data processing unit 170 generates an image of the subject using the MR signal obtained by the above-described method, and further, as described with reference to FIG. 2B, images obtained at different phases. Are output to the display unit 180 with less influence of the band artifact BA obtained by canceling the band artifact.
[0068]
As described above, when the phase cycle method is performed in the two-dimensional SSFP mode, the center frequency deviation (drift) is obtained at the time of switching the RF phase, and the excitation signal of the center frequency corrected for the drift is transmitted to the RF coil for transmission. Finally, an image with little influence of band artifacts can be obtained by exciting the RF coil for transmission by applying to.
Since this process does not extend the repetition time TR and the entire scan time, the SSFP state does not collapse.
In addition, when implementing a phase cycle in three-dimensional SSFP mode, a slice encoder is added.
[0069]
As described above, when the phase cycle method is performed in the two-dimensional SSFP mode or the three-dimensional SSFP mode having a long scan time, the center frequency shift (drift) is obtained when the RF phase is switched, and the drift is corrected. By applying a frequency excitation signal to the transmission RF coil to excite the transmission RF coil, an image with little influence of band artifacts can be finally obtained.
Since this process does not extend the repetition time TR and the entire scan time, the SSFP state does not collapse.
[0070]
【The invention's effect】
According to the present invention, even when the phase cycle method is implemented in the two-dimensional SSFP mode or the three-dimensional SSFP mode with a long scan time, the center RF frequency shift (drift) is measured at the time of switching the RF phase, and the transmission RF coil By correcting the center frequency of the excitation signal applied to, even if there is a drift of the center frequency in the RF coil for transmission, an image free of band artifacts can be obtained without changing the repetition time.
[0071]
According to the present invention, in the initial startup stage before the SSFP mode becomes a steady state, the drift of the center frequency caused by the operation of the transmission RF coil is detected, and the steady state of the SSFP mode is detected using the detection result. The drift of the center frequency of the excitation signal applied to the transmitting RF coil can be corrected.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a phase cycle method and the principle of generation of band artifacts.
FIG. 2 is a diagram for explaining the occurrence of each phase state and band artifact in the phase cycle method.
FIG. 3 is a graph showing a state of a magnetization vector in the MRI apparatus.
FIG. 4 is a graph illustrating steady state free precession (SSFP).
FIG. 5 is a configuration diagram of an MRI apparatus as a first embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a flowchart showing processing of the first embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a flowchart showing a process according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a graph for explaining the operation of the first embodiment;
FIG. 9 is a graph showing an example of a pulse sequence database (PSD) in the second embodiment.
[Explanation of symbols]
100 ・・ Magnet system
102 .. Main magnetic field coil section
106 .. Gradient coil section
108 .. RF coil section
130 .. Gradient coil drive unit 140 .. RF coil drive unit
150 ... Data collection unit 160 ... Control unit
170 .. Data processing unit 180 .. Display unit
190 .. Operation part
300 .. Subject 500 .. Cradle

Claims

In a magnetic resonance imaging (MRI) method for generating a magnetic resonance image obtained by performing a phase cycle method in a steady state free precession (SSFP) mode,
For each cycle of switching the phase of the excitation signal applied to the transmission RF coil, a deviation (frequency drift) from the center frequency of the frequency applied to the transmission RF coil is detected.
Correcting the center frequency of the excitation signal applied to the RF coil for transmission based on the detected frequency drift,
An MRI method, wherein a phase cycle method is performed by applying the transmitting RF coil to the excitation signal having the corrected center frequency.

The MRI method according to claim 1, wherein a cycle for switching a phase of an excitation signal applied to the RF coil is defined by a pulse sequence database (PSD).

A magnetic resonance signal is detected from the subject with the receiving RF coil,
The MRI method according to claim 1, wherein a magnetic resonance image of the subject is generated using the detected magnetic resonance signal.

In the initial operation state of the magnet system before the magnet system of the MRI apparatus becomes a steady state,
Applying an excitation signal of a predetermined center frequency to the transmission RF coil to excite the transmission RF coil;
Detecting a free induction decay (FID) signal based on the excited transmit RF coil;
The drift of the center frequency of the RF coil for transmission is calculated from the detected FID signal,
Correct the center frequency of the excitation signal applied to the RF coil for transmission with reference to the calculated frequency drift,
The MRI method according to claim 1, wherein the transmitting RF coil in the phase cycle method in the SSFP state is excited using the corrected center frequency signal.

The excitation of the transmitting RF coil and the detection of the FID signal are repeated a plurality of times,
An average FID signal is calculated from a plurality of FID signals obtained,
Calculating the drift of the center frequency of the excitation signal applied to the transmitting RF coil from the calculated average FID signal;
The center frequency of the excitation signal applied to the transmitting RF coil is corrected using the calculated frequency drift,
The MRI method according to claim 4, wherein the transmitting RF coil in the phase cycle method in the SSFP state is excited using the corrected center frequency excitation signal.

In the initial operating state of the magnet system before the magnet system of the MRI apparatus becomes steady state of steady state free precession (SSFP),
Applying an excitation signal of a predetermined center frequency to the transmitting RF coil to excite the transmitting RF coil;
Detecting a free induction decay (FID) signal based on the excited transmit RF coil;
The drift of the center frequency of the RF coil for transmission is calculated from the detected FID signal,
The center frequency of the excitation signal applied to the transmitting RF coil is corrected using the calculated frequency drift,
An MRI method which makes it possible to excite the RF coil for transmission in the phase cycle method in the SSFP state after the initial state using the excitation signal of the corrected center frequency.

In a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus that generates a magnetic resonance image obtained by performing a phase cycle method in a steady state free precession (SSFP) mode,
Means for detecting a deviation (frequency drift) from the center frequency of the frequency applied to the transmission RF coil for each cycle for switching the phase of the excitation signal applied to the transmission RF coil;
Means for correcting a center frequency of an excitation signal applied to the transmitting RF coil based on the detected frequency drift;
An MRI apparatus comprising: means for applying a phase cycle method by applying the transmitting RF coil to the excitation signal having the corrected center frequency.

The MRI apparatus according to claim 7, wherein a cycle for switching a phase of an excitation signal applied to the transmission RF coil is defined by a pulse sequence database (PSD).

A magnetic resonance signal is detected from the subject with the receiving RF coil,
The MRI apparatus according to claim 7 or 9, wherein an image generation unit generates a magnetic resonance image of the subject using the detected magnetic resonance signal.

In the initial operation state of the magnet system before the magnet system of the MRI apparatus becomes a steady state,
Means for exciting the transmitting RF coil by applying an excitation signal of a predetermined center frequency to the transmitting RF coil;
Means for detecting a free induction decay (FID) signal based on the excited transmit RF coil;
Means for calculating a center frequency drift of the transmitting RF coil from the detected FID signal;
Means for correcting a center frequency of an excitation signal applied to the transmission RF coil using the calculated frequency drift;
The MRI apparatus according to claim 7, further comprising: means for exciting the transmission RF coil in the phase cycle method in the SSFP state using the corrected center frequency signal.

The means for exciting the RF coil for transmission and the means for detecting the FID signal are operated repeatedly several times,
An average FID signal is calculated from a plurality of FID signals obtained by the average FID calculation means,
The drift calculating means calculates the drift of the center frequency of the excitation signal applied to the transmitting RF coil from the calculated average FID signal,
The frequency correction means corrects the center frequency of the excitation signal applied to the transmitting RF coil using the calculated frequency drift,
The MRI apparatus according to claim 10, wherein the transmission RF coil excitation unit excites the transmission RF coil in the phase cycle method in the SSFP state using the corrected excitation signal of the center frequency.

In the initial operating state of the magnet system before the magnet system of the MRI apparatus becomes steady state of steady state free precession (SSFP),
Means for exciting the transmitting RF coil by applying an excitation signal of a predetermined center frequency to the transmitting RF coil;
Means for detecting a free induction decay (FID) signal based on the excited transmit RF coil;
Means for calculating a center frequency drift of the transmitting RF coil from the detected FID signal;
Means for correcting a center frequency of an excitation signal applied to the transmission RF coil using the calculated frequency drift;
An MRI apparatus that makes it possible to excite the RF coil for transmission in the phase cycle method in the SSFP state after the initial state using the corrected excitation signal of the center frequency.