JP4472950B2

JP4472950B2 - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JP4472950B2
Application number: JP2003208480A
Authority: JP
Inventors: 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: 2010-06-02
Anticipated expiration: 2023-08-22
Also published as: JP2005065724A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ:Magnet Resonance ）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：Magnet Resonance Imaging）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-State Free Precession：ＳＳＦＰ）モードで位相サイクル（Phase Cycle)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（Free Induction Decay、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（Free Induction Decay：ＦＩＤ）振動波が各ＲＦパルスの後に生じ、スピンエコー（Spin Echo ：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（STimulated Echo ：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（Repetition Time ：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。ここで、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。
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（Free Induction Decay：ＦＩＤ）信号、スピンエコー（ＳＥ）信号、および、励起エコー（STimulated Echo ：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、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８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ＰＳＤ（ＰｕｌｓｅＳｅｑｕｅｎｃｅＤａｔａｂａｓｅ）の１例を図解する図である。
【００４０】
第１実施の形態
図６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８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コイルを空打ちして、受信用ＲＦコイルでＦＩＤ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、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】
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。
【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８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８（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、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８（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８（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８（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８（Ｅ）は受信用ＲＦコイルが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８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

Claims

定常状態自由歳差運動（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画像を生成するＭＲＩ装置において、
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に、前記送信用ＲＦコイルに印加された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コイルに印加して位相サイクル法を実施する手段と
を有することを特徴とするＭＲＩ装置。
前記送信用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は、パルスシーケンスデータベースによって規定される、請求項１記載のＭＲＩ装置。
被検体から磁気共鳴信号を検出する受信用ＲＦコイルと、
前記検出した磁気共鳴信号を用いて前記被検体の磁気共鳴画像を生成する画像生成手段とを有する、請求項１または２記載のＭＲＩ装置。
前記ＭＲＩ装置のマグネットシステムが定常状態になる前のマグネットシステムの初期動作状態において、
前記送信用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コイルを励起する手段と、
前記励起された送信用ＲＦコイルに基づく自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号を検出する手段と、
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する手段と、
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する手段と、
前記補正した中心周波数の信号を用いて、前記ＳＳＦＰ状態における位相サイクル法における前記送信用ＲＦコイルを励起する手段とを有する、請求項１〜３いずれか記載のＭＲＩ装置。
前記送信用ＲＦコイルを励起する手段、および、前記ＦＩＤ信号を検出する手段を複数回繰り返して動作させ、
複数回のＦＩＤ信号から平均ＦＩＤ信号を算出し、
前記ドリフト算出手段において前記算出した平均ＦＩＤ信号から前記送信用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算出し、
前記周波数補正手段において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、
前記送信用ＲＦコイル励起手段が前記補正した中心周波数の励起信号を用いて前記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、請求項４記載のＭＲＩ装置。
ＭＲＩ装置のマグネットシステムが定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）の定常状態になる前のマグネットシステム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コイルを励起する手段と、
前記励起された送信用ＲＦコイルに基づく自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号を検出する手段と、
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する手段と、
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する手段とを有し、
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装置。