JP4581091B2

JP4581091B2 - 磁気共鳴撮像装置および撮像方法

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Publication number: JP4581091B2
Application number: JP2006034978A
Authority: JP
Inventors: 陽介大竹; 勝美巨瀬; 智之拝師
Original assignee: 国立大学法人筑波大学
Priority date: 2006-02-13
Filing date: 2006-02-13
Publication date: 2010-11-17
Anticipated expiration: 2026-02-13
Also published as: JP2007209658A

Description

この発明は、磁気共鳴撮像装置および撮像方法に関し、詳しくは広いダイナミックレンジを有し高い分解能を有する磁気共鳴撮像装置および撮像方法に関する。

近年、磁気共鳴撮像（以下「ＭＲＩ撮像」ともいう。）技術に関する進歩は目覚ましものがあり、今や医療の研究や現場のみならず、材料分析などの分野においても必須となっている。

図１７は従来例に係るＭＲＩ装置の全体の構成を示したものであり、以下にその動作を簡単に説明する。まず撮像に必要なパラメータとなる、繰返し時間ＴＲ、エコー時間ＴＥ、撮像視野等を入力デバイス９０からコンピュータ１０に入力する。コンピュータ１０は、入力されたパラメータをパルス発生器１３を駆動するためのデータ形式に変換して出力し、パルス発生器１３を駆動する。

パルス発生器１３はＭＲＩ撮像装置のパルスシーケンス、即ちＲＦパルスの波形と位置情報、勾配パルスの波形等を正確なタイミングで出力し、さらにＮＭＲ信号をＡＤ変換するためのトリガ信号等を出力する。高周波のシンセサイザ２０から定常的に出力されるラーモア周波数の高周波は、このＲＦパルスの波形によって変調器３３で変調される。このとき同時にパルス発生器１３から出力された位相情報により、高周波の位相も決定され、回転座標系における所定の位相のＲＦパルスが変調器から出力される。

そしてこのＲＦパルスは、パワアンプ５４で増幅されＲＦコイル４２に供給される。一方、パルス発生器１３から出力された磁場勾配パルスの波形は、ｘ、ｙ、ｚの３軸方向の磁場勾配コイルを駆動するための３つの電流増幅器５１、５２、５３にそれぞれ入力される。

そして被写体Ｒの核磁化のラーモア歳差運動は、ＲＦコイル４２で受信されてＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号となり、プリアンプ５５に入力され増幅された後、位相敏感検波器３１において、シンセサイザ２０から出力されたラーモア周波数の参照信号を用いて位相敏感検波される。

このとき、互いに９０°位相の異なる２つの参照信号を用いることにより、回転座標系における互いに直交した成分の核磁化の信号を検出することができ、その結果２種類の信号が得られ、ＡＤＣ１１によってデジタルデータに変換され、変換されたデジタルデータはコンピュータ１０へ転送される。コンピュータ１０では、パルスシーケンスが終了し、画像再構成に必要なデータが取得されると、画像再構成プログラムが起動されて再構成が行われ、取得された画像が画像ディスプレイ８０に表示される。

以上がＭＲＩ撮像装置の一般的な動作である。しかし磁気共鳴撮像においてはＮＭＲ信号のＳＮＲ（Signal-to-Nose Ratio）、計測時間、コンピュータの記憶容量等の制限により画素数が制限され、より高い空間分解能を実現するために、被写体の単位体積当たりのＳＮＲを向上させることが必要であり、巨大な画像マトリックスに対応したＭＲＩ撮像装置が必要となる。

これに対処するため、ゲイン差を変えて２回データを取得する方式（Dual Scan法）がＭＲＩの技術分野では広く採用されている。

また、下記非特許文献１にはＮＭＲ信号を数ＭＨｚから数１０ＭＨｚの中間周波数に変換し、中間周波数の４倍の周波数でデジタルサンプリングするダイレクトサンプリング方式が示めされている。

また、下記特許文献１には、装置の大型化や製造コストを特別に増加させることなく、かつ収集データの全サンプリング点に対してダイナミックレンジを最適化することを目的とする装置が示されている。図１８は、下記特許文献１に示された磁気共鳴装置の受信部の構成を示すブロック図であり、一様な静磁場中に配置された被写体からだから被写体からのアナログ量の磁気共鳴信号を受信する受信部ＲＳに、前記磁気共鳴信号を受けてその磁気共鳴信号の振幅を、調整可能なゲインで格別に調整する２つの信号減衰器ＡＴＴ１、ＡＴＴ２と、この２つの信号減衰器により格別に調整された磁気共鳴信号をデジタル量の信号に格別に変換する２つのＡ／Ｄ変換器Ａ／Ｄ１、Ａ／Ｄ２と、前記磁気共鳴信号の信号値に応じて前記２つの信号減衰器のゲインを切り替える切替手段ＣＣとを備え、収集データの全サンプリング点に対してダイナミックレンジの最適化を図ろうとするものが示されている。
R. Bein,J. Bishop, R.M. Henkelman. Dynamic Range Requirements for ＭＲＩ. Conc. Magn. Reson. B26:28-35,2005 特開２００５−２７０５８３号公報

しかしながら、上記のゲイン差を変えて２回データを取得するDual Scan法は、２回撮像するため、装置の安定性上好ましいものではない。特にＭＲＩ撮像は、長時間に亘って撮像するため、１回目の撮像と２回目の撮像の条件が必ずしも一致するとは限らず、そのため信号合成は単純ではなく、画像にアーティファクトが出易すく、撮像時間が長くなるという欠点がある。

また、ＮＭＲ信号を中間周波数に変換し、直接サンプリングするダイレクトサンプリング方式は、非常に高度なハードウェア技術を必要とし、ダイナミックレンジも充分とはいえない。また、上記特許文献１に開示されたＭＲＩ撮像装置も、ダイナミックレンジが拡大されるもののまだ充分とはいえない。

上記の課題を解決する第１の発明は、一様な静磁場内に配置された被写体に勾配磁場および撮像パルスシーケンスを印加して、収集した該被写体からのアナログ量の磁気共鳴信号を受信・検波し、デジタルデータに変換して、画像の再構成が行われる磁気共鳴撮像装置であって、ＲＦコイルで受信されたＮＭＲ信号を増幅する第１プリアンプと、該第１プリアンプで増幅されたアナログ信号を２系統に分配する電力分配器と、該電力分配器で分配された１の系統の信号に係る第２プリアンプ、第１位相敏感検波器、第１Ａ／Ｄ変換器を順次配した第１信号系と、前記分配器で分配された他の１の系統の信号に係る第２位相敏感検波器、第２Ａ／Ｄ変換器を順次配した第２信号系と、前記第１信号系と第２信号系を通して取得した、ゲインの異なる２つの同一の信号を合成し、画像を再構成するデータ処理部とを備え、前記データ処理部は、前記第１信号系と第２信号系を通して取得したゲインの異なる２つの同一の信号の位相差とゲイン差を補正した後に、前記第１信号系にて取得された信号の飽和部分を中央部に含む楕円体を信号の入替え位置とし、前記第２信号系にて取得された信号に入れ替えて、前記２つの信号を合成して画像の再構成を行っており、前記２つの信号の入替え位置は、前記第２信号系にて取得された信号の絶対値のピーク値を持つｋ空間の１軸の位置を求める手順１と、前記第１信号系にて取得されたデータのうち、前記手順１と同じ軸のデータをグラフ表示する手順２と、前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の０点側から順に＋方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ１を求める手順３と、前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の右側の点から順に−方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ２を求める手順４と、前記手順３と手順４で求めた点Ｐ１とＰ２の中点Ｐ３を求める手順５と、前記手順１から手順５を繰り返し、前記Ｐ３を中心点とする楕円体のｋｘ、ｋｙ、ｋｚの３軸のうちの残りの２軸についても、データの入替え部位を求める手順６からなる手順を経て求められることを特徴とする磁気共鳴撮像装置である。

第２の発明は、一様な静磁場内に配置された被写体に勾配磁場および撮像パルスシーケンスを印加して、収集した該被写体からのアナログ量の磁気共鳴信号を受信・検波し、デジタルデータに変換して、画像の再構成が行われる磁気共鳴撮像方法であって、ＲＦコイルで受信されたＮＭＲ信号を増幅する第１工程と、該第１工程で増幅されたアナログ信号を２系統に分配する第２工程と、該第２工程で分配された１の系統の信号を増幅し、位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第３工程と、前記第２工程で分配された他の１の系統の信号を位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第４工程と、前記第３工程と第４の工程で得られたゲインの異なる２つの同一の信号を取得し、該２つの信号の位相差とゲイン差を補正した後に、前記第３工程で取得された信号の飽和部分を中央部に含む楕円体を信号の入替え位置とし、前記第４工程で取得された信号に入れ替えて、前記２つの信号を合成して画像の再構成を行う第５の工程を有し、前記第５工程における前記２つの信号の入替え位置は、前記第４工程にて取得された信号の絶対値のピーク値を持つｋ空間の１軸の位置を求める手順１と、前記第３工程にて取得されたデータのうち、前記手順１と同じ軸のデータをグラフ表示する手順２と、前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の０点側から順に＋方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ１を求める手順３と、前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の右側の点から順に−方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ２を求める手順４と、前記手順３と手順４で求めた点Ｐ１とＰ２の中点Ｐ３を求める手順５と、
前記手順１から手順５を繰り返し、前記Ｐ３を中心点とする楕円体のｋｘ、ｋｙ、ｋｚの３軸のうちの残りの２軸についても、データの入替え部位を求める手順６からなる手順を経て求められることを特徴とする磁気共鳴撮像方法である。

第３の発明は、受信信号を第１の信号系および第２の信号系の２つの信号系に分配し、さらに合成する信号処理方法において、前記受信信号から前記第１の信号系に分配された第１の信号を、増幅し、位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第１工程と、前記受信信号から前記第２の信号系に分配された第２の信号を、前記第１の信号とは異なるゲインで増幅し、位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第２工程と、前記第１工程および前記第２工程により得られたそれぞれゲインの異なる同一の信号である前記第１の信号および前記第２の信号を合成する第３工程とを備え、前記第３工程は、前記第１の信号および前記第２の信号の位相差とゲイン差を補正した後に、前記第１の信号の飽和部分を中央部に含む楕円体を信号の入替え位置とし、前記第２の信号に入れ替えて、前記第１の信号および前記第２の信号を合成しており、前記第１の信号と前記第２の信号との入替え位置は、前記第２の信号の絶対値のピーク値を持つｋ空間の１軸の位置を求める手順１と、前記第１工程にて取得されたデータのうち、前記手順１と同じ軸のデータをグラフ表示する手順２と、前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の０点側から順に＋方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ１を求める手順３と、前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の右側の点から順に−方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ２を求める手順４と、前記手順３と手順４で求めた点Ｐ１とＰ２の中点Ｐ３を求める手順５と、前記手順１から手順５を繰り返し、前記Ｐ３を中心点とする楕円体のｋｘ、ｋｙ、ｋｚの３軸のうちの残りの２軸についても、データの入替え部位を求める手順６とからなる手順を経て求められることを特徴とする信号処理方法である。

本発明によれば、ＲＦコイルで受信されＮＭＲ信号を増幅した後に、２系統に分配し、１系統は増幅、位相検波、Ａ／Ｄ変換をし、他の１系統はそのまま位相検波、Ａ／Ｄ変換を行い、その後、それらのゲインの異なる２つの同一の信号を合成し、画像の再構成を行なう、磁気共鳴撮像装置および撮像方法であるから、ハードウェアも比較的単純で、安定性が高く、幅広いダイナミックレンジを持ち、高い分解能を有するという効果が得られる。さらにこの受信機（以下「並列受信機」ともいう。）の並列数を増やせば、それに伴ってダイナミックレンジをさらに広げることがでる。またこの並列受信機は広く信号処理に活用し、ダイナミックレンジを広げることができる。

以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。図１は本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置のブロック図であり、図１７に示した従来例に係るＭＲＩ撮像装置のブロック図と同一部位については同一の符号を付して記載の明確化と、従来例との差異の明確化を図っている。

図１において、１０はＭＲＩ撮像装置を制御する工業用のＰＣ（パーソナルコンピュータ）であり、２台のＡＤＣ（Ａ／Ｄ変換器）１１、１２とＤＳＰ１３を内蔵し、さらにデータ処理部１４を備えＤＳＰ（Degital Signal Processer）１３はパルスプログラマとして機能する。またＰＣ１０には入力デバイス９０と画像ディスプレイ８０が接続されている。

５１、５２、５３はＤＳＰ１３で生成されたx、y、zの３軸の勾配磁場制御信号を増幅するアンプである。４０はＭＲＩ撮像装置の架台であり、４１はその最外側に配置される超伝導磁石であり、４３、４４、４５は超伝導磁石４１の内周側に配置されるｘ、ｙ、ｚの３軸方向の勾配コイルであり、４２は勾配コイルのさらにその内周側に配置されるＲＦコイルである。

３０は送受信機であり、変調器３３を構成要素とする送信機と、２台の位相敏感検波器３１、３２をそれぞれ構成要素とする２系統の受信機から構成されている。２０はシンセサイザであり変調器３３に定常的にラーモア周波数の高周波を出力するとともに、位相敏感検波器３１、３２に対してラーモア周波数の参照信号を出力するものであり、従来例のＭＲＩ装置に係るシンセサイザと同じ機能を有している。

７０は切替え装置であり、切替え回路（後述）で構成されており、５５は切替え回路７０を介してＲＦコイル４２から送信される受信信号を増幅する第１プリアンプ、６０はＤＩＶ（電力分配器）である。

このＤＩＶ６０に送られた信号は、第２プリアンプ５６で増幅され送受信機３０内の第１位相敏感検波器３１とＰＣ１０内の第１ＡＤＣ１１に接続されゲインの高められる第１信号系と、増幅することなくそのまま送受信機３０内の第２位相敏感検波器３２とＰＣ１０内の第２ＡＤＣ１２に接続される第２信号系に分配されている。そしてこの２つの信号系がＰＣ１０内のデータ処理部１４に接続されている。

次に、本実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置の動作について説明する。ＰＣ１０に接続されている入力デバイス９０からＤＳＰ１３にＲＦパルス、勾配磁場、信号取り込みのトリガ等のタイミングを示したテキストデータに基くパルスシーケンスが入力されると、ＤＳＰ１３から、ＲＦパルス波形およびｘ、ｙ、ｚの３軸方向の勾配磁場制御信号が生成される。

生成されたＲＦパルス波形は送受信機３０の変調器３３にて、高周波のプロトンのラーモア周波数パルス（ＲＦパルス）に変調され、その後パワアンプ５４にて所定の電力に増幅され、超伝導磁石４１の静磁場内に設置したＲＦコイル（送受信兼用）４２に供給される。これにより、ＲＦコイル４２内に挿入された被写体の核スピンが励起されＮＭＲ信号が発生する。

ＤＳＰ１３によって生成されたｘ、ｙ、ｚの３軸方向の勾配磁場制御信号は、それぞれ勾配アンプ５１、５２、５３にて電流増幅され、所定の電流が勾配磁場コイル４３、４４、４５に供給され、これにより所定の強度の勾配磁場が発生し、ＮＭＲ信号に位置情報が付加される。

ＲＦコイル４２によって検出されたＭＲＩ信号、即ち勾配磁場コイル４３、４４、４５によって位置情報を付加されたＮＭＲ信号は、第１プリアンプ５５により増幅された後、ＤＩＶ６０により２系統に分配され、一方の信号は第２プリアンプ５６により増幅され送受信機３０内の第１位相敏感検波器３１に入り、もう一方の信号はそのまま増幅されることなく送受信機３０の別の第２位相敏感検波器３２に入る。即ち第１位相敏感検波器３１はＮＭＲ信号電圧の小さい信号（高空間周波数成分）を正確に増幅して取得し、もう１台の第２位相敏感検波器３２はＮＭＲ信号電圧の大きい信号（低空間周波数成分）を正確にそのまま取得し、２台の位相敏感検波器３１、３２がゲインの異なる同一のＭＲＩ信号を同時に取得するという特徴を持つ。

また、送受信機３０内の第１位相敏感検波器３１、第２位相敏感検波器３２に入力された信号は、それぞれ互いに９０°位相が異なる２つの参照信号が用いられ、それぞれの検波信号として出力される。本実施の形態においては、２つ１組の信号が入力されるため、２組の検波信号が検出される。これらの信号は、２つの第１ＡＤＣ１１、第２ＡＤＣ１２でそれぞれデジタル化され、ＰＣ１０のメモリ（不図示）に保存される。

そして、ゲインの異なる２組のデジタル化された同一のＭＲＩ信号は、ＰＣ１０の信号処理部１４で位相補正とゲイン補正が行われ、１つのフーリエ領域の画像信号に合成され、フーリエ変換により画像再構成が行われる。

次に、本実施の形態における信号処理方法についてより詳細に説明する。図２は本実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置の信号処理のフローチャートであり、以下第１から第８工程について順を追って説明する。

第１工程：２組の信号取得

前述の通り、ＰＣ１０内のデータ処理部１４によって２つの第１ＡＤＣ１１、第２ＡＤＣ１２によってそれぞれデジタル化された２組の検波信号が取得される。
図３は本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置の取得信号の説明図であり、図（Ａ）は、第１信号系の第１ＡＤＣ１１から出力されるゲインを高めた信号が示されていおり、信号のピーク部分が飽和している。図（Ｂ）は第２信号系の第２ＡＤＣ１２から出力されるゲインを高めない信号が示されており、信号のピーク部分においても飽和していない。

しかし、第１工程で取得された２つの信号はハードウェア部での配線長等の違いにより一般的に位相がずれているので、２つの信号を比較し位相差を求め、その後２つの信号のゲイン差を求め、求めた位相差とゲイン差を補正して信号の合成を行う必要がある。

第２工程：信号合成位置の決定

信号合成位置は楕円体であり、ｋｘ、ｋｙ、ｋｚの３軸方向の長さを以下の手順で求める。図４は本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置に係る取得信号の飽和点の求め方の説明図である。図３、図４を参照して、

手順1 ・・第２信号系の第２ＡＤＣ（低空間周波成分取得用）から取得された信号の絶対値のピーク値を持つｋ空間の１軸（例えばｋｘ軸）の位置を求める。

手順２・・第１信号系の第１ＡＤＣ（高空間周波成分取得用）から取得されたデータのうち1軸（手順１と同じ軸）のデータをグラフ表示する（図４）。

手順３・・手順２で表示したグラフにおいて、横軸の０点側から順に＋方向に検索して行き、初めに飽和する点（Ｐ１）を求める（図４）。

手順４・・手順３と同様に、手順２で表示したグラフにおいて、横軸の右側の点から順に−方向に検索して行き、初めに飽和する点（Ｐ２）を求める（図４）。

手順５・・Ｐ１、Ｐ２の中点Ｐ３を求める（図４）。Ｐ２−Ｐ１の範囲が第１ＡＤＣ１１で得られたデータと第２ＡＤＣ１２で得られたデータの入替え部位（楕円体の１軸の長さ）となる。

手順６・・手順１から５を繰り返し、楕円体の残りの２軸（例えばｋｙ、ｋｚ軸）についても、データの入替え部位を求める。なお手順５で求めたＰ３は残りの２軸について入替え部位を求める場合の中点となる。

第３工程：位相差の決定

信号を合成するためには、予め２組の信号の位相を一致させるために、まず位相差を求める。２つの信号の位相差は複素割り算によって求めることができる。信号のある時点において第１ＡＤＣ１１の信号をA+jBとし、第２ＡＤＣ１２の信号をC+jDとした場合、位相差は、
で求めることができ、この結果を用いることにより２つの信号の位相を一致させる。

また、実際の計測では、ノイズの影響を抑えるため、信号合成領域（楕円体）と、中心を共通としその楕円体の軸をいただきたく拡大（データ測定点数で５〜２０点程度）した楕円体との間のデータ点に関して、すべての点について位相差計算を行うのが好ましい。即ち領域内のすべての点で位相差を計算し、位相差のヒストグラムを求める。

第４工程：ゲイン差の決定。

ゲイン差を求める際にもノイズの影響を抑えるため、位相の計算時と同様に信号合成領域（楕円体）と、中心を共通としその楕円体の軸を少し拡大した楕円体との間のデータ点に関して、すべての点についてゲイン差のヒストグラムを求める。

第５工程：位相・ゲイン補正

第３程において求めた、ヒストグラムのピークとなる値を２つの信号の位相差として、第２ＡＤＣ１２から得られるすべての信号に対し位相差補正を行い、第４工程において求めた、ヒストグラムのピークとなる値を、２つの信号間のゲイン差とし、第１ＡＤＣ１１から得られるすべての信号に対し補正を行う。

第６工程：信号合成

第２工程で求めたデータ入替え部位（楕円体の内部）で、補正済の第１ＡＤＣ１１のデータを第２ＡＤＣ１２のデータに入替える。これにより、第１ＡＤＣ１１で正確に得ることができなかった低空間周波数成分の信号を、第２ＡＤＣ１２で得られた低空間周波数成分の信号に入替えられ、１組の画像信号データにすることにより低空間周数波成分と高空間周波数成分を持つデータを構築することができる。

第７工程：逆フーリエ変換（ＩＦＴ）による画像再構成

第６工程で合成された信号を逆フーリエ変換して画像を取得する。

第８工程：画像の補間・回転

第７工程で取得した画像を劣化させないように、画素サイズを小さくするフーリエ補間法を使用する。

図５はフーリエ拡大補間法の説明図であり、その順序を示している。

初めに、第７工程で取得した画像（図５（Ａ））をフーリエ変換（ＦＴ）し、k空間の画像（図５（Ｂ））に変換する。これにより、画像のマトリックス数と同じ数だけのk空間のデータが得られる。画像の拡大はk空間で行う．拡大したい所定の大きさのマトリックスを用意し、このマトリックスのデータの中心に元画像から得られたk空間のデータを挿入する。データが埋まらなかった領域にはZero Fillingを採用し、すべて0を挿入する（図５（Ｃ））。その後逆フーリエ変換（ＩＦＴ）を行い、拡大画像を得る（図５（Ｄ）））。

この作業より、画像分解能を劣化させずに、画素サイズを小さくすることが可能となる。図５は元画像の画素数２５６×２５６を拡大画像の画素数５１２×５１２に変換したものを例示している。最後に画像の回転を行う。
（撮像シーケンス）

画像シーケンスとして、図６に示したスピンエコー法と、図７に示した勾配エコー法を用いることができる。

図６に示したスピンエコー（ＳＥ）法のパルスシーケンスは、ＲＦコイル４２（図１）によって、初めに９０°パルスでＦＩＤ（自由誘導減衰）を発生させ、その後リード勾配磁場（例えば、Ｚ方向の勾配コイル）によって核磁化の位相差を広げ、続いてＲＦコイル４２に１８０°パルスを加えすべての核磁化を反転させ、続いてリード勾配磁場により再び位相を再収束させ、エコー信号を生成させる。

この手法では、静磁場中の磁場の不均一性をキャンセルすることができ、ＴＥ（エコー時間）後に非常に大きな信号を得ることができる。図７に示した勾配エコー（ＧＥ）法のパルスシーケンスは、初めにＲＦコイルに（図１）よって、９０°パルスでＦＩＤ（自由誘導減衰）を発生させ、その後、リード勾配磁場（Ｚ方向の勾配コイル）によって核磁化の位相差を広げる。

その後に、反転したリード勾配磁場により再び位相を再収束させ、エコー信号を生成させる。この手法は１８０°パルスを用いていないのでＴＥを短縮することができ、単位時間あたりのＳＮＲを高くすることができる。しかし核磁化を反転させていないので静磁場中の磁場の不均一性をキャンセルすることができないため、ＴＥ後には不均一性の影響を受けたまま、信号を観測することになるので、核磁化は完全に収束するとは限らない。

次に実施例により、本発明について、より詳細に説明する。本実施例に用いたＭＲＩ撮像装置の各構成要素の諸元は次の通りである。
（超伝導磁石）

ＪＡＳＴＥＣ社製、静磁場強度９.４Ｔ、プロトン共鳴周波数４００ＭＨｚ、室温開口径８９ｍｍ、室温シム開口径７３ｍｍ、均一領域約２０ｍｍｄｓｖ
（勾配磁場コイル）

ｘ軸、ｙ軸にはGolayコイル、ｚ軸にはMaxwell pairコイル
を用いた。コイルの細部諸元は表１の通りである。
（ＲＦコイル）

図８に示した蔵型コイルを使用し、図９示したＲＦプローブの同調・マッチング回路を使用した。そして、表２にＲＦプローブの仕様を示した。

図９に示したＲＰプローブ回路は並列共振回路であり、チューニングキャパシタ（C_t）とマッチングキャパシタ（C_m1、C_m2）を変化させ４００MHzにチューニングし、５０Wにマッチングを行った。また４００MHzでチューニングを実現するために、コイルをキャパシタで分割した。このようにキャパシタ（C）で分割することにより、シールドやサンプルとの浮遊容量を軽減し、さらに見かけのLを下げることができるため、同調周波数を高くできた。キャパシタにはVoltronics製のＡ１−１２シリーズのトリマー(０.６−１２ｐＦ)と１１シリーズのチップコンデンサを用いた。そしてＲＦプローブは試験管に格納した。
（送受信切替え回路）

図１１は、本発明の実施の形態に係る送受信切替え回路図である。この送受信切り替え回路７０は、クロスダイオード７１とl/４伝送線路７２とで構成される回路であり、クロスダイオード７１の特性を図１０に、l/４伝送線路７２に使用したマイクロストリップラインの仕様を表３に示した。
（被写体）

被写体には水ファントム（図１３参照）を用いた。この水ファントムは、ＮＭＲ試験管の底にナイロン球を入れ、試験管の中に途中まで、硫酸銅水溶液を満たしたものである。
（スピンエコー法）

ＴＲ：１００ms ＴＥ：１２ms 信号積算：1
画素サイズ：６０mm³ Matrix Size：２５６×２５６×５１２
ゲイン差：０、１０、２０、３０、４０ｄＢ
（勾配エコー法）

ＴＲ：１００ms、ＴＥ：５ms ＦＡ（フリップ角）：９０°、信号積算：1
画素サイズ：６０mm³、Matrix Size：２５６×２５６×５１２
ゲイン差：０、１０、２０、３０、４０ｄＢ

まず、スピンエコー法による撮像結果を見る。信号強度変化を図１２に、得られた３Ｄ画像データの中心断面画像を図１３に示し、またそれぞれのＳＮＲを表４に示した。

図１２において、受信機単体の場合（即ち、第２プリアンプのゲイン０ｄＢの場合）線形領域は凡そ−５０ｄＢまでの範囲であり、k空間の中心より２０００m^−１位置で線形性は失われて、−５５ｄＢでノイズフロアに入っている。これより本実施例に係る受信機（ＤＴＲＸ４）単体のダイナミックレンジはおおよそ５５ｄＢであり取得したデータは、ほとんどがノイズである。図１３（Ａ）からも分かるように、ノイズがほとんどを占めるk空間のデータより再構成された画像のＳＮＲは著しく低い。

しかし、ゲイン差を加えてデータを取得すると、ノイズフロアは低下し、線形領域が広くなり、また画像のＳＮＲも高くなってくる。+４０ｄＢのゲイン差を加えた場合、ダイナミックレンジは９０ｄＢまで広がる（図１２）。

また、k空間すべてのＭＲＩデータを取得するために、９０ｄＢ（３.３万倍）以上のダイナミックレンジを持つシステムを構成するには、ＲＦコイルやプリアンプ等の見直しが必要となるが、受信機に関しては、受信機の並列数を増やせば、原理上ほぼ無限にダイナミックレンジを広げることができる。

次に、勾配エコー法による撮像結果を見る。信号強度変化を図１４に、得られた3D画像データの中心断面画像を図１５示し、またそれぞれのＳＮＲを表５に示した。

図１４において、スピンエコー法と同様、受信機単体の場合（即ち、第２プリアンプゲイン０ｄＢの場合）線形領域は凡そ−５０ｄＢであり、−５５ｄＢでノイズフロアに入る．しかしスピンエコー法と比べ線形性が保たれる領域が広く、その結果k空間の信号をスピンエコー法に比べ多く収集できるため、同じダイナミックレンジでも勾配エコー法の方がＳＮＲの高い画像を取得できた。

前述の通り、本実施例においては、スピンエコー法でも、勾配エコー法でも、ＲＦコイルで受信されＮＭＲ信号を増幅した後に、２系統に分配し、１系統は増幅、位相検波、Ａ／Ｄ変換をし、他の１系統はそのまま位相検波、Ａ／Ｄ変換を行い、その後、それらのゲインの異なる２つの同一の信号を合成し、画像の再構成を行うものであるから比較的簡単なハードウェアにして、安定性が高く、幅広いダイナミックレンジを持ち、高い分解能を持つ、鮮明なＭＲＩ撮像画像を得ることができた。

なお、図１２、図１４に示したグラフのゲイン差を+２０ｄＢとしたＳＥ法とＧＥ法によるファントム撮像時の信号強度の変化を比較したグラフ（図１６）からも分かるように、勾配エコー法の場合、信号の減衰がスピンエコー法に比べ緩やかである。これは勾配エコー法の場合、核磁化が静磁場の不均一性を受けエコータイムで完全に収束しないために起きるエコーのピークが鈍る現象によるものである。

このため、勾配エコー法を用いた場合は、スピンエコー法に比べ信号変化の減衰が緩やかなため、k空間の信号の取得が比較的容易であり、限られたダイナミックレンジを有する受信機を用いて、大きなマトリックスサイズでデータを取得する場合は勾配エコー法の方が容易となる。

本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置のブロック図である。本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置の信号処理のフローチャートである。本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置の取得信号の説明図である。本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像装置に係る取得信号の飽和点の求め方の説明図である。本発明の実施の形態に係るフーリエ拡大補間法の説明図である。本発明の実施の形態に係るスピンエコー法のパルスシーケンスの説明図である。本発明の実施の形態に係る勾配エコー法のパルスシーケンスの説明図である。本発明の実施の形態に係るＲＦコイルの模式図である。本発明の実施の形態に係るＲＦプローブの同調・マッチング回路図である。本発明の実施の形態に係るダイオードの特性図である。本発明の実施の形態に係る送受信切り替え回路図である。本発明の実施の形態に係るＳＥ法によるゲイン差を変えてファントム撮像時の信号強度変化を示すグラフである。本発明の実施の形態に係るＳＥ法によるゲイン差を変えた時のファントム中心断層画像撮像ある。本発明の実施の形態に係るＧＥ法によるゲイン差を変えてファントム撮像時の信号強度を示すグラフである。本発明の実施の形態に係るＧＥ法によるゲイン差を変えた時のファントム中心断層画像撮像ある。本発明の実施の形態に係るＳＥ法とＧＥ法によるファントム撮像時の信号強度変化を示すグラフである。従来例に係るＭＲＩ撮像装置のブロック図である。従来例に係るＭＲＩ撮像装置の受信部の構成を示すブロック図である

符号の説明

１００・・ＭＲＩ撮像装置
１０・・ＰＣ（コンピュータ）
１１・・第１ＡＤＣ（またはＡＤＣ）
１２・・第２ＡＤＣ
１３・・ＤＳＰ
１４・・データ処理部
２０・・シンセサイザ
３０・送受信機
３１・・第１位相変換器
３２・・第２位相変換器
３３・・変調器
４０・・架台
４１・・超伝導磁石
４２・・ＲＦコイル
４３・・勾配コイル（ｘ方向）
４４・・勾配コイル（ｙ方向）
４５・・勾配コイル（ｚ方向）
５０・・アンプ
５１・・勾配アンプ（ｘ方向）
５２・・勾配アンプ（ｙ方向）
５３・・勾配アンプ（ｚ方向）
５４・・パワアンプ
５５・・第１プリアンプ（またはプリアンプ）
５６・・第２プリアンプ
６０・・ＤＩＶ（電力分配器）
７０・・切替装置（切替え回路）
７１・・クロスダイオード
７２・・λ/４伝送線路
８０・・画像ディスプレイ
９０・・入力デバイス
Ｒ・・被写体

Claims

一様な静磁場内に配置された被写体に勾配磁場および撮像パルスシーケンスを印加して、収集した該被写体からのアナログ量の磁気共鳴信号を受信・検波し、デジタルデータに変換して、画像の再構成が行われる磁気共鳴撮像装置であって、
ＲＦコイルで受信されたＮＭＲ信号を増幅する第１プリアンプと、
該第１プリアンプで増幅されたアナログ信号を２系統に分配する電力分配器と、
該電力分配器で分配された１の系統の信号に係る第２プリアンプ、第１位相敏感検波器、第１Ａ／Ｄ変換器を順次配した第１信号系と、
前記分配器で分配された他の１の系統の信号に係る第２位相敏感検波器、第２Ａ／Ｄ変換器を順次配した第２信号系と、
前記第１信号系と第２信号系を通して取得した、ゲインの異なる２つの同一の信号を合成し、画像を再構成するデータ処理部とを備え、
前記データ処理部は、前記第１信号系と第２信号系を通して取得したゲインの異なる２つの同一の信号の位相差とゲイン差を補正した後に、前記第１信号系にて取得された信号の飽和部分を中央部に含む楕円体を信号の入替え位置とし、前記第２信号系にて取得された信号に入れ替えて、前記２つの信号を合成して画像の再構成を行っており、
前記２つの信号の入替え位置は、前記第２信号系にて取得された信号の絶対値のピーク値を持つｋ空間の１軸の位置を求める手順１と、
前記第１信号系にて取得されたデータのうち、前記手順１と同じ軸のデータをグラフ表示する手順２と、
前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の０点側から順に＋方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ１を求める手順３と、
前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の右側の点から順に−方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ２を求める手順４と、
前記手順３と手順４で求めた点Ｐ１とＰ２の中点Ｐ３を求める手順５と、
前記手順１から手順５を繰り返し、前記Ｐ３を中心点とする楕円体のｋｘ、ｋｙ、ｋｚの３軸のうちの残りの２軸についても、データの入替え部位を求める手順６からなる手順を経て求められることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
一様な静磁場内に配置された被写体に勾配磁場および撮像パルスシーケンスを印加して、収集した該被写体からのアナログ量の磁気共鳴信号を受信・検波し、デジタルデータに変換して、画像の再構成が行われる磁気共鳴撮像方法であって、
ＲＦコイルで受信されたＮＭＲ信号を増幅する第１工程と、
該第１工程で増幅されたアナログ信号を２系統に分配する第２工程と、
該第２工程で分配された１の系統の信号を増幅し、位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第３工程と、
前記第２工程で分配された他の１の系統の信号を位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第４工程と、
前記第３工程と第４の工程で得られたゲインの異なる２つの同一の信号を取得し、該２つの信号の位相差とゲイン差を補正した後に、前記第３工程で取得された信号の飽和部分を中央部に含む楕円体を信号の入替え位置とし、前記第４工程で取得された信号に入れ替えて、前記２つの信号を合成して画像の再構成を行う第５の工程を有し、
前記第５工程における前記２つの信号の入替え位置は、前記第４工程にて取得された信号の絶対値のピーク値を持つｋ空間の１軸の位置を求める手順１と、
前記第３工程にて取得されたデータのうち、前記手順１と同じ軸のデータをグラフ表示する手順２と、
前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の０点側から順に＋方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ１を求める手順３と、
前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の右側の点から順に−方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ２を求める手順４と、
前記手順３と手順４で求めた点Ｐ１とＰ２の中点Ｐ３を求める手順５と、
前記手順１から手順５を繰り返し、前記Ｐ３を中心点とする楕円体のｋｘ、ｋｙ、ｋｚの３軸のうちの残りの２軸についても、データの入替え部位を求める手順６からなる手順を経て求められることを特徴とする磁気共鳴撮像方法。
受信信号を第１の信号系および第２の信号系の２つの信号系に分配し、さらに合成する信号処理方法において、
前記受信信号から前記第１の信号系に分配された第１の信号を、増幅し、位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第１工程と、
前記受信信号から前記第２の信号系に分配された第２の信号を、前記第１の信号とは異なるゲインで増幅し、位相敏感検波し、Ａ／Ｄ変換する第２工程と、
前記第１工程および前記第２工程により得られたそれぞれゲインの異なる同一の信号である前記第１の信号および前記第２の信号を合成する第３工程とを備え、
前記第３工程は、前記第１の信号および前記第２の信号の位相差とゲイン差を補正した後に、前記第１の信号の飽和部分を中央部に含む楕円体を信号の入替え位置とし、前記第２の信号に入れ替えて、前記第１の信号および前記第２の信号を合成しており、
前記第１の信号と前記第２の信号との入替え位置は、前記第２の信号の絶対値のピーク値を持つｋ空間の１軸の位置を求める手順１と、
前記第１工程にて取得されたデータのうち、前記手順１と同じ軸のデータをグラフ表示する手順２と、
前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の０点側から順に＋方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ１を求める手順３と、
前記手順２で表示したグラフにおいて、横軸の右側の点から順に−方向に検索して行き、初めに飽和する点Ｐ２を求める手順４と、
前記手順３と手順４で求めた点Ｐ１とＰ２の中点Ｐ３を求める手順５と、
前記手順１から手順５を繰り返し、前記Ｐ３を中心点とする楕円体のｋｘ、ｋｙ、ｋｚの３軸のうちの残りの２軸についても、データの入替え部位を求める手順６とからなる手順を経て求められることを特徴とする信号処理方法。