WO2014112235A1 - 磁気共鳴イメージング装置及びそのタイミングずれ検出方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及びそのタイミングずれ検出方法 Download PDF

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WO2014112235A1
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gradient magnetic
echo
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陽 谷口
瀧澤　将宏
八尾　武
厚志 倉谷
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株式会社日立製作所
株式会社日立メディコ
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Definitions

  • the present invention relates to magnetic resonance imaging technology.
  • the present invention relates to a method for detecting and adjusting a timing shift of a power source that drives a gradient coil.
  • a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus is a medical image diagnostic apparatus that applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a static magnetic field, measures a signal generated from the subject by nuclear magnetic resonance, and forms an image. .
  • the gradient magnetic field generates a one-dimensional magnetic field strength distribution in the space where the subject is placed, and is used to add position information to the signal.
  • a gradient magnetic field generator usually comprises a coil and a power source for driving it. Since it is necessary to give three-dimensional position information, three sets of coils and a power source are prepared so that gradient magnetic fields are applied independently to the three orthogonal axes (x, y, z).
  • the problem is that the output timing of each power supply is shifted.
  • the main causes of the timing shift are a variation in characteristics of each power source and a difference in impedance of the subcoil. If there is such a timing shift, artifacts and distortion occur in the captured image. Therefore, it is necessary to adjust so that each power supply can be completely synchronized.
  • Artifacts occur in the captured image due to a shift in driving timing between the positive subcoil and the negative subcoil that form a pair.
  • the size of the artifact due to this timing shift mainly depends on the sampling interval of the readout. For example, if the time lag is about 5 samples, the image phase is distorted, and if it is about 10 samples, the brightness also changes. Since the shortest sampling interval in MRI is about several microseconds, it is necessary to suppress the timing deviation to about 10 microseconds or less.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and when the gradient magnetic field coil is divided into sub-coils and the parallel drive is performed using the separate power sources in the positive side sub-coil and the negative side sub-coil, the individual power sources described above are provided. It is an object of the present invention to provide a technique for accurately detecting the output timing deviation without requiring an additional measuring device. It is another object of the present invention to provide a technique that eliminates the output timing shift of the individual power source and eliminates the phase distortion of the image due to the timing shift without using an additional measuring device. And
  • the time shift is detected using the projection images on the positive side and the negative side of the gradient magnetic field.
  • a time lag When there is a time lag, a change occurs in the phases of the positive and negative projection images.
  • a time lag is detected from the phase difference.
  • a specific timing shift detection pulse sequence having a slice gradient magnetic field pulse and a readout gradient magnetic field in the same direction as the gradient magnetic field in question is used.
  • each measurement is performed with a pulse sequence in which the excitation frequency is positively shifted from the Larmor frequency corresponding to the static magnetic field intensity and a pulse sequence in which the excitation frequency is negatively shifted, and thus, in the two slices of the positive side position and the negative side position of the gradient magnetic field.
  • Two projection images reflecting each of the spins are obtained.
  • the position between the two projected images is matched to obtain the phase difference, and the inclination with respect to the position of the phase difference is obtained.
  • imaging by the detection pulse sequence is performed a plurality of times by changing the drive timing of one of the positive side subcoil and the negative side subcoil by a predetermined time width.
  • the calculation means obtains an inclination with respect to the position of the phase difference between the two projection images from each of the plurality of imaging results, and calculates a time shift corresponding to the inclination of the phase difference being zero from the values of the inclinations.
  • the value of the inclination of the phase difference between the two projection images obtained from the imaging result of each time in the two-dimensional space of the change in the driving timing of the one sub-coil and the inclination of the phase difference between the two projection images Is plotted and linear function fitting is performed to estimate the amount of change in drive timing corresponding to a phase difference slope value of zero. That is, the drive timing deviation between the positive and negative subcoils before adjustment is calculated.
  • the drive timing deviation of the positive side subcoil and the negative side subcoil is a deviation from the design of the rising waveform and falling waveform of the gradient magnetic field.
  • a deviation from the design of the rising waveform of the readout gradient magnetic field pulse causes a shift in the echo appearance time.
  • this shift appears as a first-order phase change with respect to the projected position.
  • the difference in sampling timing of echo signal reception also appears as a primary phase change with respect to the position in the echo projection image.
  • the primary phase change caused by the deviation of the positive and negative drive timings of the gradient magnetic field is caused by a projection image reflecting the positive slice of the gradient magnetic field and a projection image reflecting the negative slice.
  • the polarity is reversed. Therefore, as described above, a projection image reflecting the positive slice of the gradient magnetic field and a projection image reflecting the negative slice are obtained by the timing shift detection pulse sequence, and the two projected images are obtained.
  • the phase around the phase caused by the shift of the signal sampling timing mixed in the projected image of the spin echo is canceled, and the phase corresponding to the positive and negative drive timing shift of the gradient magnetic field is cancelled.
  • the circumference is extracted, and the amount of positive and negative drive timing deviation of the gradient magnetic field is derived.
  • not only the primary phase change with respect to the position but also the phase distribution peculiar to the probe and the phase distribution caused by the static magnetic field inhomogeneity are mixed in each projected image. Has been found to hinder extraction around the phase corresponding to the deviation of the positive and negative drive timings of the gradient magnetic field.
  • a pulse sequence that combines a negative slice gradient magnetic field and a negatively shifted excitation frequency and a pulse sequence that combines a positive slice gradient magnetic field and a positively shifted excitation frequency, respectively.
  • a projection image reflecting the spin in the slice at the positive side position is acquired, and a difference (first difference) between the projection images is calculated.
  • a pulse sequence that combines a positive slice gradient magnetic field and a negatively shifted excitation frequency and a pulse sequence that combines a negative slice gradient magnetic field and a positively shifted excitation frequency reflect the spins in the negative slices.
  • An image is acquired, and a difference (second difference) between the projected images is calculated.
  • the two projection images for calculating the first difference are projection images reflecting the spins of slices at the same positive position. Therefore, by performing the difference calculation between the two, the phase distribution due to the probe-specific phase distribution and the static magnetic field inhomogeneity is canceled out. Similarly, since the two projection images for calculating the second difference are projection images of slices at the same negative position, the phase calculation due to the probe-specific phase distribution and static magnetic field inhomogeneity is canceled by the difference calculation. .
  • the phase difference calculation method for obtaining the phase difference by combining the slice positions of the first difference and the second difference is adopted, and as in the above representative example, the positive side subcoil and the negative side subcoil
  • the first difference between the projected images of the slices at the positive position and the negative position in each result of the multiple times of imaging are performed by changing one of the drive timings by a predetermined time width.
  • Each of the slopes relative to the second difference between the projected images of the slices of the slices is obtained, and a timing deviation corresponding to zero of the phase difference is obtained from these slope values, that is, positive side before adjustment, negative side
  • the drive timing deviation between the side subcoils is calculated.
  • the timing shift is detected by capturing the projection image by executing the pulse sequence and processing the projection image, no additional measuring device is required, and the timing shift can be detected with high accuracy.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 irradiates a high-frequency magnetic field and a nuclear magnetism with a magnet 101 that generates a static magnetic field, a gradient coil 102 that generates a gradient magnetic field, a sequencer 104, a gradient magnetic field power source 105, a high-frequency magnetic field generator 106, and the like.
  • a probe 107 for detecting a resonance signal, a receiver 108, a calculator 109, a display 110, and a storage medium 111 are provided.
  • a subject (for example, a living body) 103 is placed on a bed (table) in a static magnetic field space generated by a magnet 101.
  • the sequencer 104 sends commands to the gradient magnetic field power source 105 and the high frequency magnetic field generator 106 to generate a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field, respectively.
  • the high frequency magnetic field is applied to the subject 103 through the probe 107.
  • the nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 103 is received by the probe 107 and detected by the receiver 108.
  • the sequencer 104 sets a nuclear magnetic resonance frequency (detection reference frequency f0) as a reference for detection.
  • the detected signal is sent to the computer 109, where signal processing such as image reconstruction is performed.
  • the result is displayed on the display 110.
  • the detected signal and measurement conditions can be stored in the storage medium 111 as necessary.
  • a command (gradient magnetic field pulse waveform) from the sequencer 104 described later is input to the gradient magnetic field power source 105 through the time adjustment circuit 112, and the gradient magnetic field coil 102 is driven.
  • the gradient magnetic field coil is composed of coils wound in three directions of the x axis (102-1), the y axis (102-2), and the z axis (102-3), and the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the three axis directions are provided. Generated.
  • the gradient magnetic field coils for each axis are composed of coils arranged on the positive side (102-11 and 102-12, 102-21 and 102-22, 102-31 and 102-32), and a subcoil arranged on the negative side (102 -13 and 102-14, 102-23 and 102-24, and 102-33 and 102-34). Examples of gradient magnetic field coils are shown in FIGS.
  • FIG. 3 is an example of a gradient magnetic field coil in the x-axis direction of the MRI apparatus of the present embodiment.
  • the MRI apparatus of this embodiment is a vertical magnetic field type, and the z axis perpendicular to the horizontal plane coincides with the direction of the static magnetic field.
  • the subcoils 102-11 and 102-12 are arranged on the positive side of the x-axis and are driven by the same power source 105-11 as shown in FIG.
  • the direction of the current when the gradient magnetic field has a positive polarity is as shown by the arrow.
  • the subcoils 102-13 and 102-14 are disposed on the negative side of the x-axis and are driven by the same power source 105-13.
  • FIG. 4 shows the distribution of the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field coil in the x-axis direction in FIG. 3 on the x-axis.
  • a magnetic field in a direction that enhances the static magnetic field is generated from the positive side subcoils 102-11 and 102-12.
  • the intensity distribution of the magnetic field is indicated by 121, and the intensity becomes maximum at a position deviated in the plus x direction from the gradient magnetic field origin (0, 0, 0). From the sub coils 102-13 and 102-14 on the negative side, a direction to attenuate the static magnetic field, that is, a magnetic field opposite to the static magnetic field is generated.
  • the intensity distribution of the magnetic field is indicated by 122, and the intensity becomes maximum at a position deviated in the minus x direction from the gradient magnetic field origin.
  • the gradient magnetic field coil 102-2 in the y-axis direction and the gradient magnetic field coil 102-3 in the z-axis direction are almost the same as the above-described gradient magnetic field coil in the x-axis direction although the shapes thereof are different. That is, the positive side sub-coil or sub-coil group and the negative side sub-coil or sub-coil group generate magnetic fields that are opposite to each other in the direction of increasing the static magnetic field and the direction of decreasing or decreasing the static magnetic field. Are different. Thus, when the positive side subcoil or subcoil group and the negative side subcoil or subcoil group are driven simultaneously, a gradient magnetic field having a gradient of magnetic field strength along a desired axis is generated.
  • the z-axis which is the direction of the static magnetic field, is horizontal.
  • the subcoils 102-21 and 102-22 are arranged on the positive side of the y axis, and the subcoils 102-23 and 102-24 are arranged on the negative side of the y axis. These subcoils are driven by a current indicated by an arrow to generate a gradient magnetic field (y-direction gradient magnetic field) that gives a gradient along the y-axis to the strength of the static magnetic field.
  • the sequencer 104 normally performs control so that each device operates at a timing and intensity programmed in advance.
  • a program that particularly describes a high-frequency magnetic field, a gradient magnetic field, and timing and intensity of signal reception is called a pulse sequence.
  • the gradient magnetic field on / off control signals according to this pulse sequence are supplied to the gradient magnetic field power supplies 105-11 and 105 provided in each of the three axial directions and separately for the positive side subcoil group and the negative side subcoil group. -12, 105-21, 105-22, 105-31 and 105-32.
  • Time adjustment circuits 112-11, 112-12, 112-21, 112-22, 112-31, and 112-32 are inserted in control signal paths from the sequencer 104 to the respective gradient magnetic field power supplies. With this configuration, it is possible to adjust the deviation of the effective drive timing between the positive side subcoil and the negative side subcoil that generate the gradient magnetic fields in the respective axial directions by synthesis.
  • the deviation in the drive timing between the positive side and negative side of the gradient magnetic field is caused by variations in characteristics at various points such as between the positive side sub-coil and the negative side sub-coil, between power sources, and between signal paths.
  • the deviation of the drive timing on the positive side and the negative side is a modification from the design of the rising waveform and falling waveform of the gradient magnetic field.
  • the deformation from the design of the rising waveform of the readout gradient magnetic field pulse causes a shift in the echo appearance time. In the projection image obtained by inverse Fourier transform of the echo measurement signal, this timing shift appears as a primary phase change with respect to the position where the slice image is projected.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes a pulse sequence for detecting a drive timing shift between the positive side subcoil and the negative side subcoil of each axis.
  • the computer 109 instructs the sequencer 104 to measure a nuclear magnetic resonance signal (echo) according to a timing shift detection pulse sequence, and creates a projection image by performing inverse Fourier transform on the measured echo.
  • a measurement unit and a timing shift detection processing unit that detects a time shift from the projected image are provided. Each of these functions is realized when the CPU of the computer 109 loads the program stored in the storage medium 111 to the memory and executes it.
  • a pulse sequence for measuring the timing deviation of each axis of the gradient magnetic field with the MRI apparatus 100 of the present embodiment will be described.
  • FIG. 6 is a pulse sequence for measuring the drive timing shift of the gradient magnetic field in the x-axis direction using a gradient echo.
  • RF is a high-frequency magnetic field waveform
  • Gx is a gradient magnetic field waveform of an axis (here, x-axis) on which timing deviation is measured.
  • the gradient magnetic fields in the y-axis direction and the z-axis direction are not generated as indicated by Gy and Gz.
  • a slice gradient magnetic field pulse 201 in the axial direction (x direction) to be measured is applied and a high-frequency magnetic field (RF) pulse 202 having a proton resonance frequency fh is irradiated, and a predetermined slice in the target object is irradiated.
  • RF high-frequency magnetic field
  • the slice rephase gradient magnetic field pulse 203 and the dephase readout gradient magnetic field 204 for adding position information in the readout direction (x direction) Excites protons. Then, after applying the slice rephase gradient magnetic field pulse 203 and the dephase readout gradient magnetic field 204 for adding position information in the readout direction (x direction), the A / D conversion is performed (period 207), and a magnetic resonance signal is measured.
  • the gradient magnetic field in the direction of the axis to be measured here, the x axis
  • FIG. 7 is an example thereof, and is a pulse sequence for measuring the drive timing shift of the gradient magnetic field on the x axis, as in FIG.
  • a high-frequency magnetic field (RF) pulse 202 having a proton resonance frequency fh is irradiated along with the application of the slice gradient magnetic field pulse 201 in the x direction to excite protons in a predetermined slice in the target object.
  • RF magnetic field
  • a 180-degree pulse 205 is irradiated.
  • a / D conversion is performed while applying the readout gradient magnetic field pulse 206 (period 207), and one echo is measured.
  • the projection image measurement unit repeats the pulse sequence of FIG. 6 or FIG. 4 four times to measure four echoes, and performs inverse Fourier transform on each echo to create four projection images.
  • the slice gradient magnetic field, the excitation frequency, and the readout gradient magnetic field are changed as shown in FIG. That is, the measurement of the echo number 1 is performed at a frequency in which the polarity of the slice gradient magnetic field 201 in the x direction is negative and the frequency of the excitation RF pulse 202 is shifted to the negative with respect to the proton resonance frequency in the static magnetic field. Therefore, the excited slice position is shifted by a distance x1 in the plus x direction from the origin of the gradient magnetic field.
  • the polarity of the readout gradient magnetic field 206 is positive. This corresponds to a sequence in which the waveform of the gradient magnetic field Gx is represented by a thin line in the sequence of FIG. 6 or FIG.
  • the measurement of echo number 2 is performed with the polarity of the slice gradient magnetic field pulse 201 being positive and the frequency of the excitation RF pulse 202 being negatively shifted. Therefore, the excited slice position is shifted by x1 in the minus x direction from the origin of the gradient magnetic field.
  • the lead-out gradient magnetic field 206 becomes negative, and this corresponds to the sequence indicated by the thick line of the gradient magnetic field Gx in FIG. 6 or FIG.
  • the measurement of the echo number 3 is performed with the polarity of the slice gradient magnetic field pulse 201 being positive and the frequency of the excitation RF pulse 202 being shifted in the plus direction. Therefore, the slice position shifts in the plus x direction (+ x1), and the polarity of the readout gradient magnetic field 206 is negative.
  • the measurement of echo number 4 is performed with the polarity of the slice gradient magnetic field pulse 201 being negative and the frequency of the excitation RF pulse 202 being shifted in the plus direction. Therefore, the slice position is shifted in the minus x direction ( ⁇ x1), and the readout gradient magnetic field 206 is positive. In this way, by changing the polarity of the slice gradient magnetic field and the excitation frequency, the measurement was performed twice by exciting the slice at the positive position on the x axis + x1 and the slice at the negative position on the x axis-x1 was excited. Is executed twice. The order of measurement may be arbitrary. However, when the same position is excited continuously, a waiting time is required until the magnetization is in an equilibrium state.
  • the waiting time can be halved, thereby shortening the measurement time. It is possible.
  • Other main imaging parameters are a visual field of 400 mm, a slice position of ⁇ 100 mm, a slice thickness of 20 mm, TR / TE of 1000/10 mm, and a sampling point of 512.
  • the subject to be photographed is a water phantom 230 having a spherical shape with a diameter of 300 mm, for example, and is installed near the origin of the gradient magnetic field.
  • the phase of the projected image is used to detect the drive timing shift of the positive and negative subcoils for generating the gradient magnetic field, as will be described later. For this reason, even if the signal intensity is different between the positive side and the negative side, it does not matter, so the installation accuracy of the object to be imaged is not important.
  • the positions ⁇ x1 of slices excited by the timing shift detection pulse sequence are ⁇ 100 mm, and are shown as 231 and 232 in FIG.
  • the imaging target is not limited to a uniform proton distribution such as the water phantom described above.
  • the shape need not be spherical, and may be any imaging target in which sufficient protons exist in the range of the selected positive and negative slice positions.
  • the gradient magnetic field pulse waveform rises and falls, and the echo shifts in time.
  • the effect appears as a first-order phase change with respect to the position of the coordinates on which the projected image of the echo is projected.
  • the positive side and the negative side of both the slice gradient magnetic field pulse 202 and the readout gradient magnetic field 206 are detected.
  • the drive timing shift affects the phase of the echo projection image.
  • phase change of the projected image due to the drive timing shift of the slice gradient magnetic field pulse is ⁇ S +, ⁇ and the phase change of the projection image due to the drive timing shift of the readout gradient magnetic field pulse is ⁇ R +, ⁇ , respectively, ).
  • both ⁇ S +, ⁇ and ⁇ R +, ⁇ are proportional to the effective drive timing shift ⁇ t GC +, ⁇ between the positive and negative subcoils that generate the gradient magnetic field in the x direction by synthesis.
  • the phase around due to the time lag is reversed.
  • the intensity ratio between the magnetic field from the positive side subcoil and the magnetic field from the negative side subcoil is just reversed.
  • this is used to eliminate the factors other than the drive timing shift of the positive side subcoil and the negative side subcoil, such as static magnetic field inhomogeneity and phase distribution of the receiving coil, and the phase and time shift. Clarify the relationship.
  • ⁇ + x1 + Gr (x) is the phase at the position x of the projected image measured with the positive readout gradient magnetic field by exciting the slice position + x1.
  • the phase of each projection image is the probe-specific phase distribution ⁇ RF (x), phase distribution ⁇ B (x) due to non-uniform static magnetic field, phase rotation ⁇ AD due to A / D period shift, positive and negative gradient magnetic fields This is the sum or difference of the phase shifts ⁇ + and ⁇ ⁇ due to the sub-coil drive timing delay and the position-independent phase offset c.
  • ⁇ + x1 (x) indicates the phase of the difference between the projection images of echo numbers 1 and 3 reflecting the spin of the positive side (+ x1) slice
  • ⁇ ⁇ x1 (x) is the negative side
  • ⁇ The phase of the difference between the projection images of echo numbers 4 and 2 reflecting the spin of the slice of x1) is shown.
  • the phase distribution inherent to the probe and the phase distribution due to the static magnetic field inhomogeneity cancel each other.
  • the mutual phase difference between the two differences of Equation (3) is obtained.
  • the slice position of the difference between the negative slices shown in the second equation of the equation (3) -x1 is translated by + 2x1, that is, adjusted to the slice position + x1 of the first difference in the expression (3).
  • the phase difference between the two changes linearly with respect to the position x, and the slope thereof is the difference ⁇ t GC + between the delay time (delay) of the positive side subcoil and the delay time (delay) of the negative side subcoil. -Proportional to ⁇ t GC- . Therefore, in order to obtain the drive timing deviation between the positive side and the negative side, the slope of the phase difference is obtained while changing the delay time on one side, and the change width of the delay time at which the slope of the phase difference becomes zero is obtained.
  • FIG. 10 shows an echo, a projected image, and a phase difference (result of Expression (5)) when the positive delay is set to 0 ⁇ s, 10 ⁇ s, and 20 ⁇ s.
  • the echo and the projected image are displayed in a superimposed manner, and the echoes at the same slice position overlap, and the projected images are superimposed with the readout gradient magnetic field changed to positive and negative. Looks like it is displayed. It can be seen that the slope of the phase differences 241 to 243 near + x1 increases as the positive delay time increases.
  • FIG. 11 is a graph in which this inclination is plotted against delay. FIG. 11 shows that the slope of the phase difference is proportional to delay.
  • FIG. 12 shows the result of measuring the slope of the phase difference three times in total when the positive delay is changed by ⁇ 10 ⁇ s when the positive delay is 30 ⁇ s.
  • the slope of the phase difference changes in proportion to the change in delay.
  • the value of the intersection with the x-axis where the gradient of the phase difference becomes zero was ⁇ 29.92 ⁇ s. That is, if the positive delay is changed by ⁇ 29.92 ⁇ s, the difference between the positive delay and the negative delay can be eliminated.
  • the time shift correction value -29.92 ⁇ s thus obtained is set in the time adjustment circuit 112-11. Thereby, the time of the gradient magnetic field pulse waveform generated from the sequencer 104 is adjusted, and the gradient magnetic field is generated at the same timing on the positive side and the negative side.
  • the x-axis has been described as an example, but the time lag can be measured and set similarly for the y-axis and the z-axis.
  • FIG. 13 shows an example of an operation screen 300 when adjusting the time lag of the gradient magnetic field as described above on the apparatus.
  • the operation screen is similarly configured for each of the three axes x, y, and z. Each axis can be switched by tabs 301 to 303.
  • An adjustment start button 304 and an adjustment result screen 305 are displayed on the operation screen for each axis.
  • the adjustment start button is pressed, the slope of the phase difference is measured for the delay change value set in advance according to the above-described method, and linear function fitting is performed to obtain an adjustment value.
  • the result is displayed on the adjustment result screen 305.
  • a measurement point 306 of the phase difference gradient, a linear function fitting result 307, and an adjustment value 308 are displayed.
  • the adjustment value is automatically set in the time adjustment circuit.
  • the delay is changed and the slope of the phase difference is measured a plurality of times.
  • the time lag can be directly calculated from Equation (6) obtained by transforming Equation (5).
  • each slice affects the accuracy of time shift detection. Since the contribution to the magnetic field by the sub coil on the opposite side is as large as the origin, the contribution to the magnetic field by the positive and negative sub coils varies depending on the position when the slice thickness is increased and the origin is approached. For this reason, when the slice thickness is increased, the detection accuracy of the time shift is lowered. In addition, if the slice thickness is reduced, the signal-to-noise ratio (SN ratio) is lowered, so that the accuracy of time shift detection is lowered. In this embodiment, the thickness is set to 20 mm that provides a sufficient SN ratio. However, if the SN ratio is insufficient, the thickness may be increased to about 40 mm.
  • the drive timing shift when the positive-side and negative-side gradient magnetic field subcoils are driven in parallel by different power sources changes in the phases of the positive and negative projection images. It detects from the difference of. As a result, it is possible to accurately detect the drive timing shift by removing the influence of the shift in the A / D period. Further, by using the phase difference of the projected image measured by reversing the sign of the gradient magnetic field pulse, the influence of the phase distribution of the probe and the static magnetic field inhomogeneity can be removed and the drive timing deviation can be detected with high accuracy. In addition, since a drive timing shift is detected by taking a projected image by executing a pulse sequence and processing the projected image, no additional measuring device is required.
  • echoes are measured with four types of timing shift detection pulse sequences, and the phase distribution due to the probe-specific phase distribution and the static magnetic field inhomogeneity mixed in the phase of each projection image and reception are received. Processing to sequentially cancel the phase shift due to the difference in the A / D period of the signal was performed. If the former probe-specific phase distribution and static magnetic field inhomogeneity are small and the influence on the detection of the deviation of the driving timing of the gradient magnetic field subcoil is small, a simpler measurement method is used in which processing for canceling these is omitted. It is possible.
  • the pulse sequences for measurement of echo number 1 and measurement of echo number 4 are used among the four types of pulse sequences indicated by echo numbers 1 to 4 in FIG. That is, the echo of the echo number 1 reflecting the spin in the slice at the positive position + x1 of the gradient magnetic field by a pulse sequence having a negative polarity of the slice gradient magnetic field and a frequency shifted negatively from the Larmor frequency in the static magnetic field strength. Measure. Further, the echo of the echo number 4 reflecting the spin in the slice at the negative side position ⁇ x1 of the gradient magnetic field is measured by a pulse sequence having a negative polarity of the slice gradient magnetic field and a frequency that is positively shifted from the Larmor frequency. Note that the time shift detection pulse sequence used here may be a sequence in which the gradient echo shown in FIG. 6 is generated and measured, or a sequence in which the spin echo shown in FIG. 7 is generated and measured.
  • the phases of the projection images obtained by performing the inverse Fourier transform on the respective measurement signals are respectively as ⁇ + x1 + Gr (x) and ⁇ ⁇ x1 + Gr (x) in equation (2). Since the slice positions of both projection images are shifted by 2 ⁇ x1, the projection image of the echo number 4 is moved by 2 ⁇ x1 in the x-axis direction to match the slice positions.
  • the phase of the two projected images after movement is as shown in equation (8).
  • measurement is performed a plurality of times by changing the delay time of one of the positive side subcoil and the negative side subcoil by a predetermined time width, and the measurement of the plurality of times From each result, the slopes of the phase difference between the projection image of the echo number 1 and the projection image of the echo number 4 are obtained, respectively, and the slope of the phase difference is zero from the values of the slopes.
  • a corresponding delay time shift that is, a drive timing shift between the positive and negative subcoils before adjustment is calculated.
  • the pulse sequences for the measurement of the echo number 1 and the measurement of the echo number 4 are used among the four types of pulse sequences indicated by the echo numbers 1 to 4 in FIG.
  • the deviation of the drive timing between the positive and negative subcoils is calculated using only the pulse sequence for measurement of echo number 1 and the measurement of echo number 2. That is, the polarity of the slice gradient magnetic field is negative, and the excitation frequency is a pulse sequence having a frequency that is negatively shifted from the Larmor frequency in the static magnetic field strength. The echo number in FIG. 1 echo is measured.
  • the echo of echo number 2 reflecting the spin in the slice at the negative side position -x1 of the gradient magnetic field is measured by a pulse sequence in which only the polarity of the slice gradient magnetic field is changed to positive.
  • the detection pulse sequence to be applied may be either the sequence shown in FIG. 6 or the sequence shown in FIG.
  • the projection image of the echo of echo number 2 is moved by 2 ⁇ x1 in the x-axis direction, and the slice position is adjusted.
  • the phases ⁇ + x1 + Gr (x) and ⁇ -x1 -Gr (x-2x1) of the two projection images obtained as a result can be expressed by Expression (10).
  • measurement is performed a plurality of times by changing the drive timing of one of the positive side subcoil and the negative side subcoil by a predetermined time width, and the measurement of the plurality of times From each result, the inclination of the addition result of the projection image of the echo number 1 and that obtained by moving the position of the projection image of the echo number 2 is obtained with respect to the phase position, and the phase inclination corresponds to zero from the value of the inclination.
  • Time difference that is, the drive timing difference between the positive and negative subcoils before adjustment is calculated.
  • the influence of the deviation of the A / D period is removed by using a simpler procedure without using an additional measurement device, and the gradient magnetic field subcoils on the positive side and the negative side are removed.
  • a drive timing shift can be detected, and the drive timing shift can be adjusted.
  • the drive timing of the MRI apparatus that drives the gradient magnetic fields in parallel can be adjusted appropriately and accurately, and the image quality of the MRI apparatus can be improved and a high image quality level can be maintained. Expected to be done.
  • 101 Magnet for generating a static magnetic field
  • 102 Gradient magnetic field coil
  • 103 Subject
  • 104 Sequencer
  • 105 Gradient magnetic field power source
  • 106 High-frequency magnetic field generator
  • 107 Probe
  • 108 Receiver
  • 109 Computer
  • 110 Display
  • 111 Storage medium
  • 112 Time adjustment circuit

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Abstract

　傾斜磁場方向の正側のサブコイルと負側のサブコイルを別の電源で並列駆動しで傾斜磁場を発生させる磁気共鳴イメージング装置にて、正側と負側の駆動タイミングのずれを、付加的な装置を用いることなく精度良く検出する。問題とする傾斜磁場と同一方向のスライス傾斜磁場パルス２０１、リードアウト傾斜磁場パルス２０６を持つ複数種類のタイミングずれ検出用パルスシーケンスを実行して傾斜磁場の正側のスライスのエコーと負側のスライスのエコーを撮影し、相互の演算により他の要因による位相回りを排除して正側の投影像と負側の投影像との位相差を導出し、位置に対する位相差の傾きから傾斜磁場発生の正側のサブコイルと負側のサブコイルの駆動タイミングずれを検出する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及びそのタイミングずれ検出方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関する。特に、傾斜磁場コイルを駆動する電源のタイミングずれを検出し、これを調整する手法に関する。
　磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、静磁場に置かれた被検体に高周波磁場、傾斜磁場を印加し、核磁気共鳴により被検体から発生する信号を計測し、画像化する医用画像診断装置である。
　傾斜磁場は、被検体が置かれた空間に一次元の磁場強度分布を生じさせるものであり、位置情報を信号に付与するために用いられる。傾斜磁場発生装置は、通常、コイルとそれを駆動する電源から成る。３次元の位置情報を付与する必要があるため、直交３軸(x, y, z)にそれぞれ独立に傾斜磁場が印加されるよう、３組のコイルと電源が用意される。
　撮影に必要な傾斜磁場を発生させるには非常に高出力の電源が必要であるため、低出力のものを組み合わせて並列駆動させる方法がある（例えば、特開平9-94244参照）。この方法では、各軸のコイルを複数のサブコイルに分割して構成することにより、各軸のコイルを複数の電源で分担して駆動できる。したがって個々には低出力の電源を採用しても十分な傾斜磁場を発生させることが可能となる。
　複数の電源を用いて駆動する場合に問題となるのが、各電源の出力のタイミングがずれることである。タイミングずれの原因の主なものとして、各電源の特性のばらつきとサブコイルのインピーダンスの違いが挙げられる。こうしたタイミングのずれがあると、撮影した画像にアーチファクトやゆがみが発生する。そのため、各電源の同期が完全にとれるよう調整する必要がある。
　同期をとるための方法として、電源の入力波形の時間をシフトさせるための遅延回路を用いた調整方法がある。サブコイルに流れる電流波形を電流計を用いて計測し、各電流波形の差分波形がゼロになるように調整する方法や、ボア内の中心位置において静磁場強度をモニタしながらそれが変化しないように調整する方法がある（例えば、特開平9-94244参照）。
特開平9-94244号公報
　傾斜磁場コイルをサブコイルに分割する分割法は種々のものがある。その中で最も問題となるのは、傾斜磁場の軸上の正側の位置に発生磁場分布の極大を持ち、傾斜磁場の極性が正の場合に静磁場を増強する磁場を発するサブコイル、もしくはサブコイル群と、傾斜磁場の軸上の負側の位置に発生磁場分布の極大を持ち、傾斜磁場の極性が正の場合に静磁場を減弱する磁場を発するサブコイル、もしくはサブコイル群とで分割して駆動する場合である。前者を正側のサブコイル、後者を負側のサブコイルと呼ぶ。対をなす正側のサブコイルと負側のサブコイルとの間の駆動タイミングのずれにより、撮像した画像にアーチファクトが生じる。このタイミングずれによるアーチファクトの大きさは、主にリードアウトのサンプリング間隔に依存する。例えば、時間ずれが5サンプル程度であると画像の位相にひずみが現れ、10サンプル程度になると輝度にも変化が現れる。MRIにおいて最短のサンプリング間隔は数マイクロ秒程度であるため、タイミングずれを10マイクロ秒程度以下に抑える必要がある。
　上述の時間調整方法では、時間ずれが小さくなると差分波形や磁場強度変化も小さくなり、ノイズと同レベルになるため、10マイクロ秒程度の短時間のずれを検出するのは困難である。また、ボア内の中心位置を精度良く検出するのは困難であるという問題がある。コイルに流れる電流を計測するための大容量の電流計や、静磁場強度を計測するための磁場計を別途用意する必要がある。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、傾斜磁場コイルをサブコイルに分割し、正側のサブコイルと負側のサブコイルとで個別の電源を用いて並列駆動させる場合に、上記個別の電源の出力タイミングずれを付加的な計測装置を必要としないで精度良く検出する技術を提供することを目的とする。また本発明は、更に上記個別の電源の出力タイミングずれを無くして、タイミングずれに起因する画像の位相歪みを排除する調整を、付加的な計測装置を用いずに行う技術を提供することを目的とする。
　本発明の代表的構成では、傾斜磁場の正側と負側の投影像を用いて時間ずれを検出する。時間ずれがある場合、正側と負側の投影像の位相に変化が生じる。その位相の差分から時間ずれを検出する。
　具体的には、問題とする傾斜磁場と同一方向のスライス傾斜磁場パルス及びリードアウト傾斜磁場を持つ特有のタイミングずれ検出用パルスシーケンスを用いる。特に、励起周波数を静磁場強度に相当するラーモア周波数からプラスシフトしたパルスシーケンスと、マイナスシフトしたパルスシーケンスによりそれぞれの計測を行い、もって上記傾斜磁場の正側位置と負側位置の２つのスライス内のスピンをそれぞれ反映する２つの投影像を得る。演算手段では、それら２つの投影像間の位置を合わせて位相差をとり、位相差の位置に対する傾きを求める。さらに、上記検出用パルスシーケンスによる撮像は、正側のサブコイル、負側のサブコイルのうちの一方の駆動タイミングを所定時間幅づつ変化させて複数回実施する。演算手段では、その複数回の撮像の各々の結果から２つの投影像間の位相差の位置に対する傾き求め、それら傾きの値から位相差の傾きがゼロに対応する時間ずれを算出する。具体的には上記一方のサブコイルの駆動タイミングの変化と、２つの投影像間の位相差の傾きとの２次元空間に各回の撮像結果から得た２つの投影像間の位相差の傾きの値をプロットして１次関数フィッティングを行い、位相差の傾きの値がゼロに対応する駆動タイミング変化量を推定する。つまり、調整前の正、負のサブコイル間の駆動タイミングずれを算出する。
　正側サブコイル、負側サブコイルの駆動タイミングずれは傾斜磁場の立ち上がり波形、及び立ち下がり波形の設計からのずれとなる。特に、リードアウト傾斜磁場パルスの立ち上がり波形の設計からのずれはエコーの出現時間のシフトの原因となる。エコーを逆フーリエ変換して得る投影像では、このずれは投影された位置に対する１次の位相変化として現れる。一方、エコー信号受信のサンプリングタイミングのずれも、同様にエコーの投影像で、位置に対する１次の位相変化として現れる。上記のタイミングずれ検出用パルスシーケンスにより、それぞれ傾斜磁場の正側のスライスを反映する投影像と、負側のスライスを反映する投影像とを得ると、サンプリングタイミングのずれに起因する１次の位相変化は、２つの投影像の間で全く等価に現れる。これに対し、傾斜磁場の正、負の駆動タイミングずれに起因する１次の位相変化は、前記傾斜磁場の正側のスライスを反映する投影像と、負側のスライスを反映する投影像とで極性が逆になる。したがって上記のように、タイミングずれ検出用パルスシーケンスにより、それぞれ傾斜磁場の正側のスライスを反映する投影像と、負側のスライスを反映する投影像とを得て、それら２つの投影像間の位置を合わせて位相差をとり、位相差の位置に対する傾きを求めることで、信号のサンプリングタイミングのずれに起因する位相回りがキャンセルされ、傾斜磁場の正、負の駆動タイミングずれに相当する位相回りが正しく抽出できる。
　以上に述べた範囲での本発明の手法では、スピンエコーの投影像に混入する信号サンプリングタイミングのずれに起因する位相回りを相殺して、傾斜磁場の正、負の駆動タイミングずれに相当する位相回りを抽出し、その傾斜磁場の正、負の駆動タイミングずれの量を導出する。しかし、詳細に検討すると、位置に対する１次の位相変化だけでなく、プローブ特有の位相分布、また静磁場不均一に起因する位相分布もそれぞれの投影像に混入し、厳密にはこれらの位相分布が傾斜磁場の正、負の駆動タイミングずれに相当する位相回りの抽出を阻害することが判明した。そこで、更に検討を進めた本発明の手法では、負のスライス傾斜磁場とマイナスシフトした励起周波数とを組み合わせたパルスシーケンス、正のスライス傾斜磁場とプラスシフトした励起周波数との組み合わせたパルスシーケンスでそれぞれ正側位置のスライス内のスピンを反映する投影像を取得し、それら投影像同志の差分（第１の差分）を算出する。また正のスライス傾斜磁場とマイナスシフトした励起周波数との組み合わせたパルスシーケンス、負のスライス傾斜磁場とプラスシフトした励起周波数とを組み合わせたパルスシーケンスでそれぞれ負側位置のスライス内のスピンを反映する投影像を取得し、それら投影像同志の差分（第２の差分）を算出する。上記第１の差分を算出する２つの投影像は、互いに同一の正の位置のスライスのスピンを反映する投影像である。したがって、両者の差分演算をおこなうことにより、プローブ特有の位相分布及び静磁場不均一による位相回りは相殺される。同様に、上記第２の差分を算出する２つの投影像は、互いに同一の負の位置のスライスの投影像なので、差分演算によりプローブ特有の位相分布及び静磁場不均による位相回りは相殺される。そうして、この第１の差分と第２の差分のスライス位置を合わせて位相差を求める位相差算出法を採用し、上記代表例と同様に、正側のサブコイル、負側のサブコイルのうちの一方の駆動タイミングを所定時間幅づつ変化させて撮像を複数回実施し、その複数回の撮像の各々の結果における、上記正位置のスライスの投影像同志の第１の差分と、上記負位置のスライスの投影像同志の第２の差分との間の位相差の位置に対する傾きそれぞれ求め、それら傾きの値から位相差の傾きがゼロに対応するタイミングずれ、すなわち、調整前の正側、負側のサブコイル間の駆動タイミングずれを算出する。このように、より検討を進めた本発明の手法では、４つの投影像それぞれに混入している信号サンプリングのタイミングのずれによる１次の位相変化、プローブ固有の位相分布による位相回り、及び静磁場強度の不均一による位相回りを全てキャンセルして、正側、負側のサブコイル間の駆動タイミングずれを高精度で検出する。
　本発明によれば、パルスシーケンスの実行による投影像の撮影と、投影像の処理によってタイミングずれを検出するため、付加的な計測装置が不要であり、精度良くタイミングずれを検出できる。
本発明の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 上記実施形態のブロック１０２，１０５，１１２の詳細構成を示すブロック図である。 上記実施形態における傾斜磁場コイルの構造を示す斜視図である。 上記実施形態における傾斜磁場コイルの傾斜磁場強度分布を示す図である。 傾斜磁場コイルの他の一例を示す斜視図である。 上記実施形態におけるタイミングずれ検出用パルスシーケンスを示す図である。 タイミングずれ検出用パルスシーケンスの他の一例を示す図である。 上記実施形態におけるエコーの計測順序を示す図である。 上記実施形態における撮影対象の一例を示す図である。 上記実施形態の処理経過過程における投影像と位相差とを示す図である。 上記実施形態のパルスシーケンスで得る投影像間の位相差の傾きと一方のサブコイルの駆動タイミング遅延の関係を示す図である。 上記実施形態によるサブコイルの駆動タイミングずれ計測を説明するための図である。 上記実施形態のサブコイルの駆動タイミングずれ調整の操作画面を説明するための図である。
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第１の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　まず、本実施形態のＭＲＩ装置について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場発生器１０６と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出するプローブ１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、ディスプレイ１１０と、記憶媒体１１１とを備える。被検体（例えば、生体）１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内の寝台（テーブル）に載置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、プローブ１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（検波基準周波数ｆ０）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。
　本実施形態のＭＲＩ装置１００では、後述するシーケンサ１０４からの命令(傾斜磁場パルス波形)は、時間調整回路112を通して傾斜磁場電源１０５へと入力され、傾斜磁場コイル１０２が駆動される。傾斜磁場コイルはｘ軸(102-1)、ｙ軸(102-2)、ｚ軸(102-3)の３方向に巻かれたコイルからなり、３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが生成される。
　各軸の傾斜磁場コイルは、正側に配置されるコイル(102-11と102-12、102-21と102-22、102-31と102-32)と負側に配置されるサブコイル(102-13と102-14、102-23と102-24、102-33と102-34)の2個のサブコイルからなる。傾斜磁場コイルの例を図３と図４に示す。
　図３は、本実施形態のＭＲＩ装置のx軸方向の傾斜磁場コイルの一例である。本実施態様のＭＲＩ装置は垂直磁場タイプであり、水平面と垂直なz軸は静磁場の方向と一致している。サブコイル102-11と102-12はx軸の正側に配置されており、図２に示すように同じ電源105-11で駆動される。傾斜磁場の極性が正の場合の電流の向きは矢印に示すとおりである。同様に、サブコイル102-13と102-14はx軸の負側に配置されており、同じ電源105-13で駆動される。
　図３のx軸方向の傾斜磁場コイルにより発生される傾斜磁場のx軸上の分布を図４に示す。図４で、正側のサブコイル102-11と102-12からは静磁場を増強する向きの磁場が発生する。その磁場の強度分布は121で示され、傾斜磁場原点（0,0,0）からプラスｘ方向に偏った位置で強度が最大になる。負側のサブコイル102-13と102-14からは静磁場を減弱する向き、つまり静磁場と逆向きの磁場が発生する。その磁場の強度分布は122で示され、傾斜磁場原点からマイナスｘ方向に偏った位置で強度が最大になる。正側と負側のサブコイルを同時に図３に矢印で示した電流で駆動すると、両方のサブコイルの合成磁場が得られ、ｘ軸に沿って一定の勾配で磁場強度が変化する傾斜磁場分布123となる。
　ｙ軸方向の傾斜磁場コイル102-2、およびｚ軸方向の傾斜磁場コイル102-3は、形状はそれぞれ異なるが仕組みは上記したx軸方向の傾斜磁場コイルとほぼ同様である。すなわち、正側のサブコイルもしくはサブコイル群と、負側のサブコイルもしくはサブコイル群とは、静磁場を増強する向き、静磁場を減弱する向き、と互いに逆向きの磁場を発生し、互いの磁場強度分布を異ならせている。これにより、正側のサブコイルもしくはサブコイル群と負側のサブコイルもしくはサブコイル群とを同時に駆動した時には、所望の軸に沿った磁場強度の勾配を持つ傾斜磁場を発生する。なお、図５は本実施態様と異なる水平磁場タイプのＭＲＩ装置のy軸方向の傾斜磁場コイルの一例である。静磁場の方向であるz軸は水平である。サブコイル102-21と102-22はy軸の正側に配置され、サブコイル102-23と102-24はy軸の負側に配置されている。これらサブコイルは矢印に示す電流で駆動されて、静磁場の強度にy軸に沿った勾配を付与する傾斜磁場（y方向傾斜磁場）を発する。
　シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。このパルスシーケンスに従う傾斜磁場のオン・オフ制御信号は、３軸方向のそれぞれに、また更に正側サブコイル群用と、負側サブコイル群用とに別々に設けられた傾斜磁場電源105-11、105-12、105-21、105-22、105-31、105-32に個別に供給される。シーケンサ104からそれぞれの傾斜磁場電源へ至る制御信号の経路にはそれぞれ時間調整回路112-11、112-12、112-21、112-22、112-31、112-32が挿入されている。この構成により、各軸方向の傾斜磁場を合成により発生する正側サブコイルと負側サブコイルの間の実効駆動タイミングのずれが調整可能となっている。
　傾斜磁場の正側、負側の駆動タイミングずれは、正側サブコイルと負側サブコイルの間、各電源間、各信号経路間など様々な箇所の特性のばらつきが原因である。その正側、負側の駆動タイミングずれは、傾斜磁場の立ち上がり波形、及び立ち下がり波形の設計からの変形となる。特に、リードアウト傾斜磁場パルスの立ち上がり波形の設計からの変形はエコーの出現時間のシフトの原因となる。エコー計測信号を逆フーリエ変換して得る投影像では、このタイミングずれはスライス像が投影される位置に対する１次の位相変化として現れる。リードアウト傾斜磁場以外の傾斜磁場パルスでも、その立ち上がり波形、及び立ち下がり波形の設計からの変形は、不要な位相回りを引き起こすので、画像劣化の要因となる。したがって、傾斜磁場を合成により発生する正側サブコイルと負側サブコイルの間の駆動タイミングのずれは精密に計測してゼロに調整する必要がある。本実施形態のＭＲＩ装置１００では、上記各軸の正側サブコイルと負側サブコイルの駆動タイミングずれを検出するためのパルスシーケンスを備える。
　本実施形態の計算機１０９は、タイミングずれ検出用パルスシーケンスに従って核磁気共鳴信号（エコー）を計測することをシーケンサ１０４に指示し、計測されたエコーを逆フーリエ変換して投影像を作成する投影像計測部と、投影像から時間ずれを検出するタイミングずれ検出処理部を備える。これらの各機能は、記憶媒体１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。
　本実施形態のＭＲＩ装置１００で、傾斜磁場の各軸のタイミングずれを計測するパルスシーケンスについて説明する。
　図６は、グラディエントエコーを用いてx軸方向の傾斜磁場の駆動タイミングずれを計測するためのパルスシーケンスである。本図において、ＲＦは高周波磁場波形であり、Ｇｘはタイミングずれを計測する対象の軸(ここではx軸)の傾斜磁場波形である。y軸方向、z軸方向の傾斜磁場は、Ｇｙ，Ｇｚに示すとおり発生しない。このパルスシーケンスでは、まず、計測対象の軸方向（x方向）のスライス傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトン共鳴周波数ｆｈの高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を照射し、対象物体内の、所定のスライスのプロトンを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス２０３とリードアウト方向（ｘ方向）の位置情報を付加するためのディフェーズ用リードアウト傾斜磁場２０４を印加した後、リードアウト傾斜磁場パルス２０６を印加しながらA/D変換し(期間２０７)、磁気共鳴信号を計測する。このようにリードアウト傾斜磁場パルスでも、スライス傾斜磁場パルスと同様に、計測対象の軸（ここではx軸）の方向の傾斜磁場を用いるのが本パルスシーケンスの特徴である。
　タイミングずれ検出用パルスシーケンスとして、スピンエコーを発生、計測するシーケンスを用いることもできる。図７はその一例であり、図６と同様にx軸の傾斜磁場の駆動タイミングずれを計測するためのパルスシーケンスである。このパルスシーケンスでは、まず、x方向のスライス傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトン共鳴周波数ｆｈの高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を照射し、対象物体内の、所定のスライスのプロトンを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス２０３とリードアウト方向（ｘ方向）の位置情報を付加するためのディフェーズ用リードアウト傾斜磁場２０４を印加した後、１８０度パルス２０５を照射する。そして、リードアウト傾斜磁場パルス２０６を印加しながらA/D変換し（期間２０７）、1個のエコーを計測する。
　投影像計測部は、図６あるいは図７のパルスシーケンスを４回繰り返して４個のエコーを計測し、各エコーを逆フーリエ変換して４個の投影像を作成する。４個のエコーを計測するにあたって、スライス傾斜磁場と励起周波数、リードアウト傾斜磁場を図８に示すように変化させる。すなわちエコー番号１の計測は、ｘ方向のスライス傾斜磁場２０１の極性が負であり励起用ＲＦパルス２０２の周波数が静磁場でのプロトン共鳴周波数に対してマイナスにシフトさせた周波数で行われる。よって励起されるスライス位置は傾斜磁場の原点からプラスｘ方向に距離x1シフトしている。リードアウト傾斜磁場２０６の極性は正である。図６または図７のシーケンスで傾斜磁場Gxの波形を細線で示した波形としたシーケンスがこれに当たる。
　エコー番号２の計測はスライス傾斜磁場パルス２０１の極性が正、励起用ＲＦパルス２０２の周波数がマイナスシフトで行われる。よって励起されるスライス位置は傾斜磁場の原点からマイナスｘ方向にx1シフトしている。リードアウト傾斜磁場２０６は負となり、図６または図７にて傾斜磁場Gxの太線で示す波形としたシーケンスがこれに当たる。エコー番号３の計測はスライス傾斜磁場パルス２０１の極性が正、励起用ＲＦパルス２０２の周波数がプラス方向シフトで行われる。よってスライス位置はプラスｘ方向にシフトし（＋x1)、リードアウト傾斜磁場２０６の極性は負である。エコー番号４の計測は、スライス傾斜磁場パルス２０１の極性が負、励起用ＲＦパルス２０２の周波数がプラス方向シフトで行われる。よってスライス位置はマイナスｘ方向にシフトし（-x1)、リードアウト傾斜磁場２０６は正である。　このようにスライス傾斜磁場の極性と励起周波数を変化させて、x軸の正の位置+x1のスライスを励起した計測を２回実行し、x軸の負の位置-x1のスライスを励起した計測を２回実行する。計測の順序は任意でよい。ただし、同じ位置を連続して励起する場合には、磁化が平衡状態になるまでの待ち時間が必要になる。これに対して、図８に示すような順番で計測を行い、正の位置と負の位置を交互に励起するようにすれば、待ち時間を半分にすることができるため、計測時間を短縮させることが可能である。その他の主な撮影パラメータは、視野400 mm、スライス位置±100 mm、スライス厚20 mm、TR/TE 1000/10 ms、サンプリング点数512である。
　タイミングずれ検出用パルスシーケンスを用いて撮影した４個の投影像を用いて傾斜磁場の駆動タイミングずれを検出する手順について説明する。
　撮影対象は例えば直径300 mmの球形状をした水ファントム230とし、傾斜磁場の原点付近に設置する。図９は、この水ファントムのz = 0における断面の画像である。本実施例のタイミングずれ検出処理では、後に説明するように傾斜磁場発生用の正側、負側のサブコイルの駆動タイミングずれの検出に投影像の位相を用いている。そのため、正側と負側とで信号強度が異なっていても問題とはならないため、撮影対象の設置精度は重要ではない。タイミングずれ検出用パルスシーケンスによって励起されるスライスの位置±x1は±100 mmであり、図９に231と232として示されている。その撮像対象は、上記の水ファントムなど一様なプロトンの分布を持つものに限らない。形状も球形である必要はなく、選択された正、負のスライス位置の範囲に十分なプロトンが存在する撮像対象であれば良い。
　この撮影対象に対して、タイミングずれ検出用パルスシーケンスを用いてエコー番号１から４までの４個のエコーを計測し、それぞれを逆フーリエ変換してx方向の投影像を作成する。エコー計測順序は図８のとおりである。
　傾斜磁場の正側、負側の駆動タイミングがずれると傾斜磁場パルス波形の立ち上がり、立ち下りの変形が起こり、エコーが時間的にシフトする。その影響はエコーの投影像が投影される座標の位置に対する１次の位相変化として現れる。図６もしくは図７に示した本実施例のx方向の傾斜磁場の駆動タイミングずれを検出するパルスシーケンスでは、スライス傾斜磁場パルス202とリードアウト傾斜磁場206の双方での、正側、負側の駆動タイミングずれがエコーの投影像の位相に影響する。それぞれスライス傾斜磁場パルスの駆動タイミングずれによる投影像の位相変化をθS+,-とし、リードアウト傾斜磁場パルスの駆動タイミングずれによる投影像の位相変化をθR+,-とすると、両者は式(1)のように表せる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
つまり、θS+,-とθR+,-のいずれもx方向の傾斜磁場を合成により発生する正側のサブコイルと負側のサブコイルの間の実効的な駆動タイミングずれΔtGC+,-に比例する。
　傾斜磁場パルスの極性を反転すると時間ずれによる位相まわりが反転する。また、原点から等距離(±x1)の正側と負側では、正側サブコイルからの磁場と負側サブコイルからの磁場との強度の比率がちょうど反転する。以下の時間ずれ検出処理では、このことを用いて、静磁場不均一や受信コイルの位相分布など、正側のサブコイルと負側のサブコイルの駆動タイミングずれ以外の要因を除去しながら位相と時間ずれの関係を明らかにする。
　さて、時間ずれ検出用パルスシーケンスによって計測された４個の投影像の位相は式(2)のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
左辺は例えばθ+x1+Gr(x)は、スライス位置+x1を励起して正のリードアウト傾斜磁場で計測した投影像の位置xにおける位相である。各投影像の位相は、プローブ固有の位相分布θRF(x)、静磁場不均一による位相分布ΔB(x)、A/D期間のずれによる位相回りθAD、正側、負側の傾斜磁場サブコイルの駆動のタイミングずれ(delay)による位相回りθ+及びθ-、並びに、位置に依存しない位相オフセットｃの和あるいは差となっている。スライス位置が正の場合は正側のサブコイルからの磁場の強度が負側のサブコイルの磁場の強度よりも強いため、負側のサブコイルのタイミングずれの影響は小さい。そこで、負側のタイミングずれによる位相まわりに1より小さい係数αを乗じている。
　まず、各投影像に含まれるプローブ固有の位相分布と静磁場不均一による位相分布を除去するため、エコー番号１と３の投影像同志の差分と、エコー番号４と２の投影像同志の差分をそれぞれ式(3)のように求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
ここで、θ+x1(x)は正側（+x1）のスライスのスピンを反映するエコー番号１と３の投影像同志の差分の位相を示し、θ-x1(x)は負側（－x1）のスライスのスピンを反映するエコー番号４と２の投影像同志の差分の位相を示す。式(3)の右辺で分かるように、この二つの差分では、プローブ固有の位相分布及び静磁場不均一による位相分布はそれぞれ相殺されている。　次に、A/D期間のずれによる位相回りを除去するため、式(3)の２つの差分の相互の位相差を求める。このとき、２つの差分の間で励起位置が異なるため、まず、式(4)のように、式(3)の２番目の式で示される負側のスライスの投影像同志の差分のスライス位置-x1を+2x1だけ平行移動させ、つまり式(3)の１番目の差分のスライス位置+x1に合わせる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
そして、式(5)に示すように両者の位相差を求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
式(5)より、両者の位相差は位置xに対して１次関数的に変化し、その傾きは正側サブコイルの遅延時間（delay）と負側サブコイルの遅延時間（delay）の差ΔtGC+ - ΔtGC-に比例する。従って、正側と負側の駆動タイミングずれを求めるには、片側の遅延時間を変化させながら位相差の傾きを求め、位相差の傾きがゼロになる遅延時間の変更幅を求めれば良い。
　以上の処理を遅延時間(delay)を変化させて行った結果を図１０と図１１に示す。図１０は、正側のdelayを0μs、10μs、20μsとした場合のエコーと投影像、位相差(式(5)の結果)である。エコーと投影像は４個を重ねて表示しており、エコーは同じスライス位置のものが重なりあい、投影像はリードアウト傾斜磁場を正負に変えたものが重なり合っているため、それぞれ２個だけが表示されているように見える。+x1付近の位相差241から243の傾きは、正側の遅延時間が大きくなるにつれて大きくなっていることがわかる。この傾きをdelayに対してプロットしたグラフが図１１である。図１１より位相差の傾きはdelayに比例していることがわかる。
　次に、実際にdelayを推定した例を図１２に示す。図１２は、正側のdelayが30μsの場合に、正側のdelayを±10μs変化させて合計3回位相差の傾きを測定した結果である。delayの変化に比例して位相差の傾きは変化している。この３点を１次関数フィッティングした結果、位相差の傾きがゼロとなるx軸との交点の値は-29.92μsとなった。すなわち、正側のdelayを-29.92μs変化させると正側と負側のdelayの差をなくすことができる。
　こうして求められた時間ずれ補正値-29.92μsは、時間調整回路112-11に設定される。これにより、シーケンサ１０４から発生された傾斜磁場パルス波形の時間が調整され、正側と負側とで同じタイミングで傾斜磁場が発生される。
　以上の実施例では、x軸を例に説明したが、y軸、z軸についても同様に時間ずれを測定し、設定することができる。
　以上説明したような傾斜磁場の時間ずれの調整を装置上で実施する際の操作画面の一例300を図１３に示す。操作画面はx、y、zの３軸それぞれについて同様に構成されている。各軸はタブ301から303によって切り替えることができる。各軸の操作画面には調整開始ボタン304と調整結果画面305が表示されている。調整開始ボタンを押すと、上述の方法に従ってあらかじめ設定されたdelay変更値について位相差の傾きが測定されて１次関数フィッティングされ、調整値が求められる。その結果が調整結果画面305に表示される。調整結果画面には、位相差の傾きの測定点306と１次関数フィッティング結果307、調整値308が表示されている。調整値は自動的に時間調整回路に設定される。
　位相差の傾きを測定する回数が多いほどノイズの影響を受けにくくなり、１次関数によるフィッティングの精度が向上する。その結果、求められるdelayの精度も向上する。ただし、測定に要する時間が長くなるため、通常は5回から10回程度とすれば十分である。
　以上の実施例では、delayを変化させて位相差の傾きを複数回測定したが、１個の位相差の傾きから時間ずれを求めることも可能である。例えば、傾斜磁場コイルを設計した時点でのαを用いることにより、式(5)を変形させた式(6)から時間ずれを直接計算することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
すなわち、式(6)の傾きをaと置くと、式(7)のように、時間ずれの差ΔtGC+ - ΔtGC-はaとスライス傾斜磁場の強度、サンプリングレート、視野、αから計算することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　反対側のサブコイルによる磁場への寄与は、図４のように、原点から離れるほど小さくなる。そのため、スライス位置は、傾斜磁場がリニアな領域内(図４の例では±300mm程度まで)でできるだけ原点から離した方が、時間ずれの検出精度を高くすることができる。
上述の例では±100 mmでも十分な精度が得られている。
　各スライスの厚さは時間ずれの検出精度に影響を与える。反対側のサブコイルによる磁場への寄与は原点ほど大きいため、スライス厚を厚くして原点に近づくと正負のサブコイルによる磁場への寄与は、位置によって変化する。そのため、スライス厚を厚くすると時間ずれの検出精度が低下する。また、スライス厚を薄くすると信号対ノイズ比(SN比)が低下するため、時間ずれの検出精度が低下する。本実施例では、十分なSN比が得られる20 mmとしたが、SN比が不足する場合には40 mm程度まで厚くしても良い。
　以上説明したように、本実施形態によれば、正側と負側の傾斜磁場サブコイルを別の電源で並列駆動させる場合の駆動タイミングずれを、正側と負側の投影像の位相に生じる変化の差分から検出する。これにより、A/D期間のずれの影響を除去して駆動タイミングずれを精度良く検出することができる。また、傾斜磁場パルスの符号を反転させて計測した投影像の位相差分を用いることにより、プローブの位相分布や静磁場不均一の影響を除去して駆動タイミングずれを精度良く検出することができる。また、パルスシーケンスの実行による投影像の撮影と、投影像の処理によって駆動タイミングずれを検出するため、付加的な計測装置が不要である。
　＜＜実施形態の変形例＞＞
　上述の第一の実施態様では、４種類のタイミングずれ検出用パルスシーケンスでそれぞれエコーを計測し、それぞれの投影像の位相に混入するプローブ固有の位相分布及び静磁場不均一による位相分布、並びに受信信号のA/D期間のずれによる位相回りを順次相殺する処理を行っていた。前者のプローブ固有の位相分布及び静磁場不均一が小さく、傾斜磁場サブコイルの駆動タイミングのずれの検出に与える影響が小さい場合には、これらを相殺する処理を省略した、より簡単な計測法を用いることが可能である。
　このような変形例のひとつでは、図８にエコー番号１～４で示した４種類のパルスシーケンスの内、エコー番号１の計測用とエコー番号４の計測用のパルスシーケンスのみを用いる。すなわち、スライス傾斜磁場の極性は負、励起周波数は静磁場強度におけるラーモア周波数からマイナスシフトした周波数のパルスシーケンスにより、傾斜磁場の正側位置+x1のスライス内のスピンを反映したエコー番号１のエコーを計測する。また、スライス傾斜磁場の極性は負、励起周波数はラーモア周波数からプラスシフトした周波数のパルスシーケンスにより、傾斜磁場の負側位置-x1のスライス内のスピンを反映したエコー番号４のエコーを計測する。なお、ここで用いる時間ずれ検出用パルスシーケンスは、先に図６に示したグラディエントエコーを発生させて計測するシーケンスでも、図７に示したスピンエコーを発生させて計測するシーケンスでも良い。
　それぞれの計測信号を逆フーリエ変換して得る投影像の位相は、それぞれ式(2)のθ+x1+Gr(x)、θ-x1+Gr(x)のとおりである。両投影像のスライス位置は2・x1ずれているので、エコー番号４の投影像をx軸方向に2・x1だけ移動してスライス位置を合わせる。移動後の２つの投影像の位相は式(8)に示すとおりである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　両投影像は、移動前のスライス位置が異なるので、式(8)の１番目の式のプローブ固有の位相回りθRFの値、また静磁場不均一による位相回りΔB０の値は、式(8)の２番目の式のプローブ固有の位相回りθRFの値、及び静磁場不均一による位相回りΔB０の値とそれぞれ一致しない。しかしながら、これらの値が検出に影響しない程に小さいとすると、両投影像の差分処理によりこれらに位相回りは相殺されると考えて良く、差分処理により算出される位相差は式(９)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
すなわち、エコー番号４の投影像をx軸方向に2・x1だけ移動した後の差分処理を行うことにより、２つの投影像の位相に混入している信号のA/D変換のタイミングすれによる位相回りθADが相殺され、差分により得る位相差のx軸に対する傾きが正負の傾斜磁場サブコイルの駆動タイミングのずれに相当することが分かる。したがって、上述の第一の実施態様と同様に、正側のサブコイル、負側のサブコイルのうちの一方の遅延時間を所定時間幅づつ変化させて計測を複数回実施し、その複数回の計測の各々の結果から、エコー番号１の投影像と、エコー番号４の投影像の位置を移動したものとの間の位相差の位置に対する傾きそれぞれ求め、それら傾きの値から位相差の傾きがゼロに対応する遅延時間ずれ、すなわち、調整前の正、負のサブコイル間の駆動タイミングのずれを算出する。
　以上に述べた計測法では、図８にエコー番号１～４で示した４種類のパルスシーケンスの内、エコー番号１の計測用とエコー番号４の計測用のパルスシーケンスのみを用いていた。これとは別に、エコー番号１の計測用とエコー番号２の計測用のパルスシーケンスのみを用いて正、負のサブコイル間の駆動タイミングのずれを算出する変形例もある。すなわち、スライス傾斜磁場の極性は負、励起周波数は静磁場強度におけるラーモア周波数からマイナスシフトした周波数のパルスシーケンスにより、傾斜磁場の正側位置+x1のスライス内のスピンを反映した図８のエコー番号１のエコーを計測する。また、スライス傾斜磁場の極性のみを正に変えたパルスシーケンスにより、傾斜磁場の負側位置-x1のスライス内のスピンを反映したエコー番号２のエコーを計測する。ここでも、適用する検出用パルスシーケンスは、図６に示したシーケンス、図７に示したシーケンスのいずれでも良い。それぞれの計測信号を逆フーリエ変換して得る投影像のうちエコー番号２のエコーの投影像をx軸方向に2・x1だけ移動し、スライス位置を合わせる。その結果得られる２つの投影像の位相θ+x1+Gr(x)、θ-x1-Gr(x-2x1)は、式(10)で表せる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
したがって、スライス位置合わせ後の上記２つの投影像を加算することにより、信号のA/D期間のずれによる位相回りθADが相殺される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
投影像の加算の結果は式(11)となるので、プローブ固有の位相回りθRF、及び静磁場不均一による位相回りΔB０は相殺される訳ではない。しかし、これらの値が検出に影響しない程に小さいと仮定すると、加算結果の位相のx軸に対する傾きが正負の傾斜磁場サブコイルの駆動タイミングのずれに相当すると言える。したがって、上述の第一の実施態様と同様に、正側のサブコイル、負側のサブコイルのうちの一方の駆動タイミングを所定時間幅づつ変化させて計測を複数回実施し、その複数回の計測の各々の結果から、エコー番号１の投影像と、エコー番号２の投影像の位置を移動したものとの加算結果の位相の位置に対する傾きそれぞれ求め、それら傾きの値から位相の傾きがゼロに対応する時間ずれ、すなわち、調整前の正、負のサブコイル間の駆動タイミングのずれを算出する。
　以上に示した実施態様の変形例では、付加的な計測装置を用いずに、しかもより簡便な手順により、A/D期間のずれの影響を除去して正側と負側の傾斜磁場サブコイルの駆動タイミングずれを検出でき、この駆動タイミングずれを調整することが可能となる。
　本発明により、傾斜磁場を並列駆動するＭＲＩ装置の駆動タイミングの調整が適正に精度良くできるようになり、ＭＲＩ装置の高画質化、高い画質レベルの維持が可能になるため、本発明は広く利用されると期待される。
１０１：静磁場を発生するマグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：プローブ、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、１１２：時間調整回路

Claims (10)

  1. 　所定の検査空間に所定方向の静磁場を発生する手段と、
    　前記検査空間の磁場強度に直交３軸それぞれに沿った勾配をつけるための３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
    　前記検査空間に置かれた被検体に高周波磁場を印加する手段と、
    　前記３方向の傾斜磁場それぞれの発生、前記対象への高周波磁場の印加、及びそれらにより前記被検体から発生する磁気共鳴信号の受信を制御するシーケンサと、
    　検出した磁気共鳴信号を処理する演算手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記傾斜磁場発生手段は、前記３方向の傾斜磁場の各々を合成により発生する正側のサブコイル及び負側のサブコイル、並びに、前記正側のサブコイルと前記負側のサブコイルのそれぞれに電流を供給する電源を有し、
    　前記シーケンサは、前記３方向のうちの第１の方向の傾斜磁場を合成により発生する正側のサブコイルと負側のサブコイルとの駆動タイミングのずれを検出するための複数のパルスシーケンスであり、前記第１の方向のリードアウト傾斜磁場パルスの下で傾斜磁場原点から前記正側のサブコイル寄りにシフトした位置の第１スライスのエコー、及び前記負側のサブコイル寄りにシフトした第２スライスのエコーのいずれかをそれぞれ計測する複数のパルスシーケンスを実行し、
    　前記演算手段では、前記複数のパルスシーケンスの各々で計測されるエコー信号をそれぞれ逆フーリエ変換して前記第１スライスの投影像、前記第２スライスの投影像を導出し、前記第１スライスの投影像と第２スライスの投影像の間の位相差を求め、該位相差の前記第１の方向に沿った位置に対する傾きをゼロにするために必要な前記正側のサブコイル、負側のサブコイルのいずれか一方の駆動タイミングの変更幅を算出して前記正側のサブコイルと負側のサブコイルとの駆動タイミングのずれとする
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記シーケンサは、前記第１の方向のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からマイナスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを前記リードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第１のパルスシーケンスと、該第１のパルスシーケンスに対して励起パルスの中心周波数を前記ラーモア周波数からプラスシフトした中心周波数を持つものに代え、もって前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを前記リードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第２のパルスシーケンスと実行し、
    　前記演算手段は、前記第１、第２のパルスシーケンスで得られたエコー信号をそれぞれ逆フーリエ変換して前記第１、第２の投影像を導出し、前記投影像間の演算として、該第１、第２の投影像のスライス位置を合わせた後に両投影像の差分処理の演算を行う
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記シーケンサは、前記第１の方向のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを前記リードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第１のパルスシーケンスと、該第１のパルスシーケンスに対してスライス傾斜磁場パルスの極性およびリードアウト傾斜磁場パルスの極性を反転し、もって前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを反転したリードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第２のパルスシーケンスと実行し、
    　前記演算手段は、前記第１、第２のパルスシーケンスで得られたエコー信号をそれぞれ逆フーリエ変換して前記第１、第２の投影像を導出し、前記投影像間の演算として、該第１、第２の投影像のスライス位置を合わせた後に両投影像の加算処理の演算を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記シーケンサは、
    　前記第１の方向で負極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からマイナスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを正極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第１のパルスシーケンスと、　前記第１の方向で正極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からマイナスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを負極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第２のパルスシーケンスと、
    　前記第１の方向で正極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からプラスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを負極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第３のパルスシーケンスと、
    　前記第１の方向で負極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からプラスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを正極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第４のパルスシーケンスとを実行し、
    　前記演算手段は、前記第１のパルスシーケンスで得たエコーの投影像と前記第３のパルスシーケンスで得たエコーの投影像との第１の差分処理により、静磁場不均一に起因する位相回りを除去した前記第１のスライスの投影像を導出し、前記第４のパルスシーケンスで得たエコーの投影像と前記第２のパルスシーケンスで得たエコーの投影像との第２の差分処理により、静磁場不均一に起因する位相回りを除去した前記第２のスライスの投影像を導出し、前記第１の差分処理の結果と、前記第２の差分処理の結果におけるスライス位置を合わせた後に相互の差分処理を行って前記第１スライスの投影像と第２スライスの投影像の間の位相差を求める
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記正側のサブコイルの電源、及び負側のサブコイルの電源に前記シーケンサからの制御信号をそれぞれ伝達する経路の各々に、各サブコイルの駆動波形に対する遅延時間を調整する時間調整手段を備え、
    　前記シーケンサは、前記正側のサブコイル、負側のサブコイルの一方の駆動波形の遅延時間を複数とおり変更して前記正側のサブコイルと負側のサブコイルとの駆動タイミングのずれを検出するための複数のパルスシーケンスの実行を繰り返し、
    　前記演算手段は、各遅延時間の値に対する前記第１スライスの投影像と第２スライスの投影像の間の位相差の傾きの関係を求め、前記傾きがゼロになる遅延時間を前記正側のサブコイルと負側のサブコイルとの駆動タイミングのずれとする
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記演算手段が導出した前記正側のサブコイルと負側のサブコイルとの駆動タイミングのずれを前記時間調整手段に設定する手段をさらに備える
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
  7. 　所定の検査空間に所定方向の静磁場を発生する手段と、
    　前記検査空間の磁場強度に直交３軸それぞれに沿った勾配をつける３方向の傾斜磁場を、それぞれ正側のサブコイル及び負側のサブコイルの発生磁場の合成により発生する傾斜磁場発生手段と、
    　前記検査空間におかれた被検体に高周波磁場を印加する手段と、
    　前記３方向の傾斜磁場それぞれの発生、前記対象への高周波磁場の印加、及びそれらにより前記被検体から発生する磁気共鳴信号の受信を制御するシーケンサと、
    　検出した磁気共鳴信号を処理する演算手段とを備える磁気共鳴イメージング装置における前記正側のサブコイルと負側のサブコイルとの駆動タイミングのずれを検出する方法であって、
    　検出の対象となる前記正側のサブコイルと負側のサブコイルとで発生する第１の方向のリードアウト傾斜磁場パルスの下で、傾斜磁場原点から前記正側のサブコイル寄りにシフトした位置の第１スライス、及び前記負側のサブコイル寄りにシフトした第２スライスのエコーのいずれかをそれぞれ計測する複数のパルスシーケンスを実行し、
    　前記演算手段で、前記複数のパルスシーケンスの各々で計測されるエコー信号をそれぞれ逆フーリエ変換して前記第１スライスの投影像、前記第２スライスの投影像を導出し、
    　前記投影像の相互の演算により、前記第１スライスの投影像と第２スライスの投影像の間の位相差を求め、
    　前記位相差の前記第１の方向に沿った位置に対する傾きをゼロにするために必要な前記正側のサブコイル、負側のサブコイルのいずれか一方の駆動タイミングの変更幅を算出し、前記正側のサブコイルと負側のサブコイルとの駆動タイミングのずれとする
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置のタイミングずれの検出方法。
  8. 　前記複数のパルスシーケンスは、前記第１の方向のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からマイナスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを前記リードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第１のパルスシーケンスと、該第１のパルスシーケンスに対して励起パルスの中心周波数を前記ラーモア周波数からプラスシフトした中心周波数を持つものに代え、もって前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを前記リードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第２のパルスシーケンスと含み、
    　前記演算手段は、前記第１、第２のパルスシーケンスで得られたエコー信号をそれぞれ逆フーリエ変換して前記第１、第２の投影像を導出し、前記投影像間の演算として、該第１、第２の投影像のスライス位置を合わせた後に両投影像の差分処理の演算を行う
    ことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置のタイミングずれの検出方法。
  9. 　前記複数のパルスシーケンスは、前記第１の方向のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを前記リードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第１のパルスシーケンスと、該第１のパルスシーケンスに対してスライス傾斜磁場パルスの極性およびリードアウト傾斜磁場パルスの極性を反転し、もって前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを反転したリードアウト傾斜磁場パルスの下で計測する第２のパルスシーケンスとを含み、
    　前記演算手段は、前記第１、第２のパルスシーケンスで得られたエコー信号をそれぞれ逆フーリエ変換して前記第１、第２の投影像を導出し、前記投影像間の演算として、該第１、第２の投影像のスライス位置を合わせた後に両投影像の加算処理の演算を行うことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置のタイミングずれの検出方法。
  10. 　前記複数のパルスシーケンスは、
    　前記第１の方向で負極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からマイナスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを正極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第１のパルスシーケンスと、
    　前記第１の方向で正極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からプラスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを負極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第２のパルスシーケンスと、
    　前記第１の方向で正極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からマイナスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第１スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを負極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第３のパルスシーケンスと、
    　前記第１の方向で負極性のスライス傾斜磁場パルスと静磁場強度に対応するラーモア周波数からプラスシフトした中心周波数の励起パルスとの同時印加で前記第２スライスのスピンを励起し、該スピンのエコーを正極性のリードアウト傾斜磁場の下で計測する第４のパルスシーケンスとを含み、
    　前記演算手段は、前記第１のパルスシーケンスで得たエコーの投影像と前記第３のパルスシーケンスで得たエコーの投影像との第１の差分処理により、静磁場不均一に起因する位相回りを除去した前記第１のスライスの投影像を導出し、前記第４のパルスシーケンスで得たエコーの投影像と前記第２のパルスシーケンスで得たエコーの投影像との第２の差分処理により、静磁場不均一に起因する位相回りを除去した前記第２のスライスの投影像を導出し、前記第１の差分処理の結果と、前記第２の差分処理の結果におけるスライス位置を合わせた後に相互の差分処理を行って前記第１スライスの投影像と第２スライスの投影像の間の位相の差分を求める
    ことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置のタイミングずれの検出方法。
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