(57)【要約】【課題】核磁気共鳴を利用して、高精度に被測定対象の断層撮影を行うことが可能な磁気共鳴画像化装置を提供する。【解決手段】ｆＭＲＩ装置１０００は、核磁気共鳴に起因する検出信号を検知するために、被験者１０に磁場を印加するための静磁場コイル１００、傾斜磁場コイル１０２およびＲＦコイル１０４と、振動磁場をＲＦコイル１０４に与え、検出信号から断層画像を生成する断層撮影制御部２００とを備える。断層撮影制御部２００は、被験者１０に対する断層画像の測定前に、磁気共鳴画像化装置に対するチューニング処理により獲得される共鳴周波数の較正値を格納するためのチューニング値記憶部２２０と、共鳴周波数の経時的な周波数シフト量を検出し、較正値を更新するための周波数シフト量検出部３００と、較正値を参照して、検出信号に基づいて断層画像を再構成するための画像再構成部２６０とを含む。【選択図】        図１
2004248823.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定対象からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、前記被測定対象の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、
前記被測定対象に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、
前記被測定対象の選択された断面内において、前記検出信号を発する原子核の位置情報を前記検出信号が有するように変調した磁場を前記被測定対象に印加するための傾斜磁場印加手段と、
前記被測定対象に対して振動磁場を印加し、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するための振動磁場送受信手段と、
前記振動磁場を前記振動磁場送受信手段に与え、前記検出信号を受けて前記断層画像を生成するための断層撮影制御手段とを備え、
前記断層撮影制御手段は、
前記被測定対象に対する前記断層画像の測定前に、前記磁気共鳴画像化装置に対する較正処理により獲得される少なくとも共鳴周波数の較正値を格納するための較正値記憶手段と、
前記共鳴周波数の経時的な周波数シフト量を検出し、前記較正値を更新するための周波数シフト量検出手段と、
前記較正値を参照して、前記検出信号に基づいて前記断層画像を再構成するための画像再構成手段とを含む、磁気共鳴画像化装置。
【請求項２】
前記周波数シフト量検出手段は、前記画像再構成手段から出力される前記断層画像の経時的な位置ずれを検出して、前記周波数シフト量に換算する、請求項１記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項３】
前記周波数シフト量検出手段は、異なる時間に再構成された同一の前記断面に対応する複数の前記断層画像の各々の重心位置を比較することで、前記断層画像の経時的な位置ずれを検出する、請求項２記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項４】
前記周波数シフト量検出手段は、前記傾斜磁場印加手段を不活性とした状態での前記検出信号の測定により、前記周波数シフト量を検出する、請求項１記載の磁気共鳴画像化装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、生体の断層撮影を行なうための磁気共鳴画像化（ＭＲＩ  ：  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）装置の構成に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体の脳や全身の断面を画像する方法として、生体中の原子、特に、水素原子の原子核に対する核磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴映像法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。
【０００３】
磁気共鳴映像法は、それを人体に適用する場合、同様の人体内断層画像法である「Ｘ線ＣＴ」に比較して、たとえば、以下のような特徴がある。
【０００４】
（１）水素原子の分布と、その信号緩和時間（原子の結合の強さを反映）に対応した濃度の画像が得られる。このため、組織の性質の差異に応じた濃淡を呈し、組織の違いを観察しやすい。
【０００５】
（２）磁場は、骨による吸収がない。このため、骨に囲まれた部位（頭蓋内、脊髄など）を観察しやすい。
【０００６】
（３）Ｘ線のように人体に害になるということがないので、広範囲に活用できる。
【０００７】
このような磁気共鳴映像法は、人体の各細胞に最も多く含まれ、かつ最も大きな磁性を有している水素原子核（陽子）の磁気性を利用する。水素原子核の磁性を担うスピン角運動量の磁場内での運動は、古典的には、コマの歳差運動にたとえられる。
【０００８】
以下、本発明の背景の説明のために、この直感的な古典的モデルで、簡単に核磁気共鳴の原理をまとめておく。
【０００９】
上述したような水素原子核のスピン角運動量の方向（コマの自転軸の方向）は、磁場のない環境では、ランダムな方向を向いているものの、静磁場を印加すると、磁力線の方向を向く。
【００１０】
この状態で、さらに振動磁界を重畳すると、この振動磁界の周波数が、静磁界の強さで決まる共鳴周波数ｆ０＝γＢ０／２π（γ：物質に固有の係数）であると、共鳴により原子核側にエネルギーが移動し、磁化ベクトルの方向が変わる（歳差運動が大きくなる）。この状態で、振動磁界を切ると、歳差運動は、傾き角度を戻しながら、静磁界における方向に復帰していく。この過程を外部からアンテナコイルにより検知することで、ＮＭＲ信号を得ることができる。
【００１１】
このような共鳴周波数ｆ０は、静磁界の強度がＢ０（Ｔ）であるとき、水素原子では、４２．６×Ｂ０（ＭＨｚ）となる。
【００１２】
さらに、磁気共鳴映像法では、血流量の変化に応じて、検出される信号に変化が現れることを用いて、外部刺激等に対する脳の活動部位を視覚化することも可能である。このような磁気共鳴映像法を、特に、ｆＭＲＩ（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ＭＲＩ）と呼ぶ。
【００１３】
ｆＭＲＩでは、装置としては通常のＭＲＩ装置に、さらに、ｆＭＲＩ計測に必要なハードおよびソフトを装備したものが使用される。
【００１４】
ここで、血流量の変化がＮＭＲ信号強度に変化をもたらすのは、血液中の酸素化および脱酸素化ヘモグロビンは磁気的な性質が異なることを利用している。酸素化ヘモグロビンは反磁性体の性質があり、周りに存在する水の水素原子の緩和時間に影響を与えないのに対し、脱酸素化ヘモグロビンは常磁性体であり、周囲の磁場を変化させる。したがって、脳が刺激を受け、局部血流が増大し、酸素化ヘモグロビンが増加すると、その変化分をＭＲＩ信号として検出する事ができる。被験者への刺激は、たとえば、視覚による刺激や聴覚による刺激等が用いられる。
【００１５】
図１０は、このような核磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図である。
【００１６】
図１０を参照して、ＭＲＩ装置は、被験者１０を支持するための台部１２と、上述した静磁界を生成するための静磁場コイル１００と、後に説明するように被験者における観測断面（スライス）の位置およびスライス内の位置の情報を観測信号に付与するための傾斜磁場コイル１０２と、観測対象となる原子核に振動磁場を印加するために電磁波を出力するＲＦコイル１０４と、観測対象となる原子核からの信号を受信するためのＲＦコイル１０６と、コイル１００〜１０４を制御し、かつ、ＲＦコイル１０６で受信された信号を基に、断層画像を生成するための断層撮影制御部２００とを備える。
【００１７】
さらに、断層撮影制御部２００は、使用者からの指示等の入力を行うための入力部２１０と、入力部２１０からの指示に基づいて、たとえば、各被験者１０に対する測定ごとに、ＲＦコイル１０４から与える電磁場の強度およびＲＦコイル１０６で検出される信号強度の調整値や測定される共鳴周波数（以下、中心周波数と呼ぶ）の値ｆ０の合わせ込みの結果（較正値）などをチューニング値として保存するためのチューニング値記憶部２２０とを備える。ここで、被験者１０ごとに、このようなチューニングを行うのは、被験者１０によって、コイル内の磁場の環境が微妙に変化するために、これを調整する必要があるからである。
【００１８】
断層撮影制御部２００は、さらに、上述したようなチューニング動作や測定動作の制御を行うための制御部２３０と、制御部２３０に制御されてＲＦコイル１０４に対してＲＦパルスを与えるためのＲＦパルス送信部２４０と、ＲＦコイル１０６からの信号を増幅するための信号増幅部２５０と、チューニング値記憶部２２０中に格納されている中心周波数の較正値等の情報と信号増幅部２５０からの検出信号とに基づいて、フーリエ変換処理を行なうことにより、観測する断面画像を再構成するための画像再構成部２６０と、画像再構成部２６０からの情報をもとに再構成された断面画像を表示するための表示部２７０とを備える。
【００１９】
ここで、静磁場コイル１００は、より詳しくは、たとえば、４個の空芯コイルから構成され、その組み合わせで内部に均一な磁界を作り、被験者１０の体内の水素原子核のスピンに配向性を与える。
【００２０】
ＲＦコイル１０４は、高周波を発して被験者１０の体内の原子核を励起し、ＲＦコイル１０６は、生じた核磁気共鳴を起因とする検出信号（エコー信号）を検知する。
【００２１】
傾斜磁場コイル１０２は、図示しないＸ，  Ｙ，  Ｚの３組の傾斜コイルを備え、Ｚコイルは励起時に、磁界強度をＺ方向に傾斜させて共鳴面を限定し、Ｙコイルは、Ｚ方向の磁界印加の直後に短時間の傾斜を加えて検出信号にＹ座標に比例した位相変調を加え（位相エンコーディング）、Ｘコイルは、続いてデータ採取時に傾斜を加えて、検出信号にＸ座標に比例した周波数変調を与える（周波数エンコーディング）。
【００２２】
すなわち、静磁界にＺ軸傾斜磁界を加えた状態にある被験者１０に、共鳴周波数の高周波電磁界を、ＲＦコイル１０４を通じて印加すると、磁界の強さが共鳴条件になっている部分の水素原子核が、選択的に励起されて共鳴し始める。共鳴条件に合致した部分（たとえば、被験者１０の所定の厚さの断層）にある水素原子核が励起され、スピンがいっせいに回転する。励起パルスを止めると、ＲＦコイル１０６には、今度は、回転しているスピンが放射する電磁波が信号を誘起し、しばらくの間、この信号が検出される。この信号によって、被験者１０の体内の、水を含んだ組織を観察する。そして、信号の発信位置を知るために、ＸとＹの傾斜磁界を加えて信号を検知する、という構成になっている。
【００２３】
制御部２３０は、励起信号を繰り返し与えつつ検出信号を測定し、画像再構成部２６０は、１回目のフーリエ変換計算により、共鳴の周波数をＸ座標に還元し、２回目のフーリエ変換でＹ座標を復元して画像を得て、表示部２７０に対応する画像を表示する。
【００２４】
以上の説明は、通常のＭＲＩ装置の動作と本質的に同じである。
次に、ｆＭＲＩとして動作するときの動作シーケンスについて、さらに、詳しく説明する。
【００２５】
脳機能の画像を撮影するためには、エコープレナーイメージング（ＥＰＩ：ｅｃｈｏ  ｐｌａｎａｒ  ｉｍａｇｉｎｇ）と呼ばれるシーケンスが採用される。
【００２６】
図１１は、このようなｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。
【００２７】
被験者１０に、同一の刺激タスクを、所定の期間ごと一定の間隔をおいて繰り返し与える。このとき、脳内の同一断面について断層撮影は時系列的に続行しつつ、その断面内で刺激タスク期間内のＥＰＩ信号の変化を検出する。
【００２８】
このような信号強度の変化は、上述したように、脳内の血流量の変化に起因するものである。ただし、このような信号強度の変化は、数パーセントのオーダーであり、十分なＳＮ比を得るために、同一の刺激タスクを複数回繰り返して、各回のＥＰＩ信号の変化パターンを、タスクの開始時点を揃えて平均する。このような処理により、刺激に対する脳内の応答を視覚化する。つまり、ある特定のタスクを行っているときに、脳内で活動が活性化する部位を特定できる。
【００２９】
なお、このようなエコープレナーイメージングによる画像生成の原理および臨床応用等については、非特許文献１〜２に記載されている。
【００３０】
一方で、このようなＥＰＩのシーケンスを使って観察を行う結果、ＮＭＲで単純に断面形状を撮影するのよりも、ｆＭＲＩでは、長時間のスキャンが必要になる。
【００３１】
ところが、測定前にチューニングを取った後に、１０分や２０分という時間のオーダーで測定を繰り返すと、信号のベースラインのレベルが変動してしまうという現象が確認される。このような変動は「低周波ドリフト」と呼ばれる。ここで、信号のベースラインとは、たとえば、ファントムと呼ばれる較正用の試料で、測定条件を最適化した際の信号のベースレベルである。「低周波ドリフト」がｆＭＲＩの測定に与える影響については、非特許文献３に記載されている。
【００３２】
【非特許文献１】
押尾晃一，「ＥＰＩ  Ｒｅｖｉｓｉｔｅｄ」，日本磁気共鳴医学会誌，第１９巻１号（１９９９）ｐ．１−５
【００３３】
【非特許文献２】
鈴木清隆，「Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ」，日本磁気共鳴医学会誌，第１９巻１号（１９９９）ｐ．７−１８
【００３４】
【非特許文献３】
アン・Ｍ・スミス（Ａｎｎｅ  Ｍ．  Ｓｍｉｔｈ）他７名「ｆＭＲＩ信号における低周波ドリフトの研究（Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｌｏｗ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  Ｄｒｉｆｔ  ｉｎ  ｆＭＲＩ  Ｓｉｇｎａｌ）」、ニューロイメージ（ＮｅｕｒｏＩｍａｇｅ）  ９，ｐ．５２６−５３３（１９９９）  Ａｒｔｉｃｌｅ  ＩＤ  ｎｉｍｇ．  １９９９．０４３５
【００３５】
【発明が解決しようとする課題】
上述したように、ｆＭＲＩで観測対象となる信号変化は、極めて微弱であるために、このような低周波ドリフトの存在は、測定精度の限界を規定してしまう。
それにもかかわらず、このような低周波ドリフトの原因については、従来は明確な特定がなされておらず、その結果、十分な対策が施されていない、という問題があった。
【００３６】
本発明は、上記のような問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、核磁気共鳴を利用して、高精度に被測定対象の断層撮影を行うことが可能な磁気共鳴画像化装置を提供することである。
【００３７】
【課題を解決するための手段】
このような目的を達成するために、本発明の磁気共鳴画像化装置は、被測定対象からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、前記被測定対象の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、前記被測定対象に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、前記被測定対象の選択された断面内において、前記検出信号を発する原子核の位置情報を前記検出信号が有するように変調した磁場を前記被測定対象に印加するための傾斜磁場印加手段と、前記被測定対象に対して振動磁場を印加し、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するための振動磁場送受信手段と、前記振動磁場を前記振動磁場送受信手段に与え、前記検出信号を受けて前記断層画像を生成するための断層撮影制御手段とを備え、前記断層撮影制御手段は、前記被測定対象に対する前記断層画像の測定前に、前記磁気共鳴画像化装置に対する較正処理により獲得される少なくとも共鳴周波数の較正値を格納するための較正値記憶手段と、前記共鳴周波数の経時的な周波数シフト量を検出し、前記較正値を更新するための周波数シフト量検出手段と、前記較正値を参照して、前記検出信号に基づいて前記断層画像を再構成するための画像再構成手段とを含む。
【００３８】
好ましくは、前記周波数シフト量検出手段は、前記画像再構成手段から出力される前記断層画像の経時的な位置ずれを検出して、前記周波数シフト量に換算する。
【００３９】
好ましくは、前記周波数シフト量検出手段は、異なる時間に再構成された同一の前記断面に対応する複数の前記断層画像の各々の重心位置を比較することで、前記断層画像の経時的な位置ずれを検出する。
【００４０】
好ましくは、前記周波数シフト量検出手段は、前記傾斜磁場印加手段を不活性とした状態での前記検出信号の測定により、前記周波数シフト量を検出する。
【００４１】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。
【００４２】
［磁気共鳴画像化装置の構成および動作］
図１は、本発明に係る磁気共鳴画像化装置の一例のｆＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【００４３】
図１に示したｆＭＲＩ装置１０００の構成において、図１０に示したＭＲＩ装置と同一部分には、同一符号を付してその説明は繰り返さない。
【００４４】
なお、ＲＦコイル１０４とＲＦコイル１０６とは、別個のコイルでも良いし、同一のコイルが送信と受信を兼ねる構成としてもよい。
【００４５】
図１に示したｆＭＲＩ装置１０００の構成が、図１０に示したＭＲＩ装置の構成と異なる点は、信号増幅部２５０からの信号または画像再構成部２６０からの断層画像に基づいて、中心周波数ｆ０の経時的なシフト量を検出するための周波数シフト検出部３００が設けられていることである。
【００４６】
制御部２３０は、被験者１０に対する測定前に行われたチューニングで設定されてチューニング値記憶部２２０に格納されている中心周波数ｆ０の較正値を、この周波数シフト検出部３００により検出された周波数シフト量に基づいて、随時更新する。
【００４７】
本発明の特徴部分は、典型的には、周波数シフト検出部３００による中心周波数ｆ０の経時的なシフト量の検出処理と、上述したような制御部２３０が行う更新処理を制御するソフトウェアに関するものである。ただし、このような処理の一部ないし全部は、処理時間の高速化のためにハードウェアにより行われる構成であってもよい。
【００４８】
図２は、ｆＭＲＩ装置１０００の処理の流れを説明するためのフローチャートである。なお、静磁場は、被験者１０の測定系内での存否にかかわらず、静磁場コイル１００により印加されているものとする。
【００４９】
図２を参照して、処理が開始されると、被験者１０ごとに装置の初期チューニング処理が行われ（ステップＳ１００）、制御部２３０は、ＲＦコイル１０４から与える電磁場の強度およびＲＦコイル１０６で検出される信号強度の調整値や測定される中心波数値ｆ０の合わせ込みの結果（較正値）などをチューニング値として、チューニング値記憶部２２０に保存する（ステップＳ１０２）。
【００５０】
続いて、被験者１０に対する測定が開始されると（ステップＳ１０４）、制御部２３０は、傾斜磁場コイル１０２を制御しつつ、ＲＦパルス送信部２４０からの電磁波をＲＦコイル１０４から出力させる（ステップＳ１０８）。被験者１０からの信号は、ＲＦコイル１０６により受信され、信号増幅部２５０により増幅されて（ステップＳ１１０）、画像再構成部２６０に送られる。
【００５１】
なお、ステップＳ１０８においては、傾斜磁場コイル１０２のうちＹコイルによる磁場を等差的に複数回にわたって強度を変化させることで、検出信号に位相変調が加えられ、ステップＳ１１０では、検出信号受信時に、傾斜磁場コイル１０２のうちＸコイルによる磁場を変化させることで、検出信号に周波数変調が加えられる。
【００５２】
画像再構成部２６０は、フーリエ変換処理を利用して、画像を再構成して、表示部２７０に表示させる（ステップＳ１１２）。
【００５３】
続いて、周波数シフト検出部３００により、中心周波数ｆ０の経時的なシフトの検出が行われ（ステップＳ１１４）、周波数シフトが検出された場合（ステップＳ１１６）、制御部２３０は、チューニング値記憶部２２０に格納されている中心周波数ｆ０の較正値を、検出された周波数シフト量に基づいて更新し（ステップＳ１１８）、処理はステップＳ１０８に復帰する。
【００５４】
一方、ステップＳ１１６において、周波数シフトが検出されない場合、続いて、制御部２３０は、測定終了であるか否かの判定を行い（ステップＳ１２０）、測定を継続する場合は、処理をステップＳ１０８に復帰させ、シーケンス上、測定を終了すると判断した場合は、処理を終了させる。
【００５５】
［低周波ドリフト低減の原理］
続いて、図１および図２で説明したような処理を行なうことで、上述したベースラインレベルの変動の問題点が、解消されるメカニズムについて説明する。
【００５６】
図３は、人体とファントムとで、観測される検出信号波形を示す図である。
図３において、縦軸は検出信号の振幅を表し、横軸は周波数を表す。なお、図の右側から左側に向けて周波数が減少する。
【００５７】
図３中では、選択したスライスに相当して、所定の周波数幅（時間軸では約１．５ｍｓｅｃに相当）が励起されている。
【００５８】
図３において、まず、第１に注意するべきことは、中心周波数値ｆ０が測定期間中において、チューニング時よりも何らかの原因で移動すると、ＭＲＩでは、画像の位置ずれとして観測されることである。
【００５９】
次に、ファントムでは、水の水素に起因するピークのみが観測されるのに対して、人体では、水の水素だけでなく脂肪中の水素に起因するピークが、ケミカルシフトのために水の水素からの信号とは分離して低周波側に存在することである。このため、人体を測定するときは、脂肪抑制パルス（Ｆａｔ−ｓａｔパルス）を付加して、図３中で斜線により示した周波数帯域（時間軸では約１０ｍｓｅｃに相当）をマスクする処理が行われる。
【００６０】
そして、人体からの信号では、Ｆａｔ−ｓａｔパルスが付加されている場合は、中心周波数ｆ０の変動により、選択されたスライスに相当する周波数帯域中において、ピーク波形により囲まれる面積が大きく変動する。
【００６１】
これに対して、人体からの信号に対してＦａｔ−ｓａｔパルスが付加されていない場合やファントムからの信号波形の場合は、中心周波数ｆ０が変動しても、選択されたスライスに相当する周波数帯域中において、ピーク波形により囲まれる面積の変動がほとんどない。
【００６２】
したがって、人体からの信号でＦａｔ−ｓａｔパルスが付加されている場合は、中心周波数ｆ０の変動があると仮定すると、観測されたようなベースラインの変動が説明可能と考えられる。逆にいえば、Ｆａｔ−ｓａｔパルスがない場合は、人体からの信号であっても、ベースラインの変動も小さくなると予想される。
【００６３】
次に、中心波数値ｆ０が移動すると、ＭＲＩの撮影画面上では、画像の位置ずれとして観測されることについて、簡単に説明する。
【００６４】
図４は、周波数空間において、観測されるデータのトラジェクトリを示す図である。
【００６５】
図４において、縦軸の方向は、位相の変化を表しており、縦軸の間隔は、エコー間時間（Ｉｎｔｅｒ  ｅｃｈｏ  ｔｉｍｅ）を示す。
【００６６】
図５は、図４に対応して再構成された画像空間を示す図である。
画像空間では、縦軸方向は、位相差として観測される。
【００６７】
このとき、画像空間での１ピクセルあたりの周波数は、位相方向のデータ収集バンド幅ＢＷ（ｐｈａｓｅ）により決定される。
【００６８】
位相方向のデータ収集バンド幅ＢＷ（ｐｈａｓｅ）は、以下のように表される。
ＢＷ（ｐｈａｓｅ）＝１／Ｉｎｔｅｒ  ｅｃｈｏ  ｔｉｍｅ
このとき、１ピクセル当たりの周波数（ｆｐｉｘ）は以下のとおりとなる。
【００６９】
ｆｐｉｘ＝ＢＷ（ｐｈａｓｅ）／（位相マトリックスの個数）
したがって、画像シフト量Ｉｓｈｉｆｔと周波数シフト量との関係は以下のとおりである。
【００７０】
Ｉｓｈｉｆｔ＝Δｆ０／ｆｐｉｘ
ここで、Δｆ０は、中心波数値ｆ０のシフト量である。
【００７１】
図６は、イメージシフト量（ΔＳｈｉｆｔ）と中心波数値ｆ０のシフト量（Δｆ）との関係の実測データである。イメージシフト量と中心周波数の変動には、正比例の関係にある。
【００７２】
したがって、周波数シフト検出部３００が周波数シフトを検出する方法には、たとえば、以下のような方法がある。
【００７３】
（１）画像データからの検出
図６に示された実測値に基づいて、同じスライスの２枚の画像間の位置ずれを検出することで、イメージシフト量を測定し、これを周波数のシフト量に換算する。
【００７４】
このとき、イメージシフト量の決定の仕方は、特に限定されないが、たとえば、以下の式で表される２枚の２値化画像の重心位置Ｘｃの違いから撮像対象の移動量を求めることができる。
【００７５】
【数１】
2004248823.tif 000003
【００７６】
（２）信号増幅部２５０からの信号そのものからの検出
傾斜磁場の印加が行われていない場合の検出信号は、原理的にチューニング時の検出信号と等価であるため、この信号をフーリエ変換する（スペクトル解析する）ことによって、中心周波数を検出し、その移動量を求めることがきる。
【００７７】
なお、上記２つの方法とも、実際には、一回の周波数シフトの検出結果だけに基づくのでは、時間的に緩やかに変化する問題としている周波数シフトの影響と、突発的な体動による影響を分離できないため、少なくとも数回のシフト情報を利用して、緩やかに変化する成分を抽出することが望ましい。このような「緩やかに変化する成分の抽出」には、メディアンフィルタ処理や移動平均処理などを利用することができる。
【００７８】
［中心周波数シフト量と信号強度変化の関係］
以下では、画像データから中心周波数のシフト量を検出する場合について、中心周波数シフト量と信号強度変化の関係について説明する。
【００７９】
まず、図７は、食用のハムを測定試料として、意図的に中心周波数ｆ０にオフセットをかけた場合の信号強度の変化を示す図である。
【００８０】
ハムは、水分と脂肪分がＺ軸方向に均一に分布していると考えられるので、断層面での画像シフト量を正確に求めやすいと考えられる。
【００８１】
図７では、Ｆａｔ−ｓａｔパルスが付加されている場合（図中、ＦＳ（＋））では、中心周波数ｆ０のオフセットに応じて、信号強度が大きく変化しているのに対し、Ｆａｔ−ｓａｔパルスが付加されていない場合（図中、ＦＳ（−））では、中心周波数ｆ０のオフセットに応じて、信号強度はほとんど変化していない。
【００８２】
また、図７において、マイナス側にオフセットをかけているのは、中心周波数ｆ０が上昇することに相当するが、Ｆａｔ−ｓａｔパルスが付加されている場合（図中、ＦＳ（＋））では、中心周波数ｆ０が上昇の初期では、わずかに信号強度が減少し、そののち、信号強度が増加していることが分かる。
【００８３】
次に、図８は、Ｆａｔ−ｓａｔパルスが付加されている場合（図中、ＦＳ（＋））と付加されていない場合（図中、ＦＳ（−））とで、スキャン回数に対する、相対信号強度（図中、ＦＳ（＋）＿ｓｉｇｎａｌまたはＦＳ（−）＿ｓｉｇｎａｌ）とイメージシフト量（図中、ＦＳ（＋）＿ｉｍａｇｅ  ｓｈｉｆｔまたはＦＳ（−）＿ｉｍａｇｅ  ｓｈｉｆｔ）の関係を示す図である。
【００８４】
図８で、多数回のスキャンを行なった場合に、Ｆａｔ−ｓａｔパルスがある場合とない場合で、信号の相対強度変化に傾向の差が見られる。
【００８５】
図９は、図８に示したイメージシフト量から換算した中心周波数ｆ０のオフセットに基づいて図７に示した関係により予測される信号強度の変化と、図８に示した実測された信号強度の変化とを比較して示す図である。
【００８６】
図９より、予測される変化と実測値とが良く一致していることが分かる。
すなわち、中心周波数ｆ０のシフトが、観測される信号レベルの変動とよく対応すると結論できる。
【００８７】
以上により、中心周波数ｆ０の変動（たとえば、画像のシフト）をモニタしながら、中心周波数の変動値を相殺するように、チューニング時の中心周波数値を更新すれば、長時間にわたって、安定したｆＭＲＩ測定が可能である。
【００８８】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【００８９】
【発明の効果】
以上説明したとおり、本発明の磁気共鳴画像化装置に従えば、中心周波数ｆ０の変動をモニタしながら、中心周波数の変動値を相殺するように、チューニング時の中心周波数値を更新するので、ベースラインの変動を抑制しつつ、長時間にわたって、安定した磁気共鳴画像の測定が可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る磁気共鳴画像化装置の一例のｆＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【図２】ｆＭＲＩ装置１０００の処理の流れを説明するためのフローチャートである。
【図３】人体とファントムとで、観測される検出信号波形を示す図である。
【図４】周波数空間において、観測されるデータのトラジェクトリを示す図である。
【図５】図４に対応して再構成された画像空間を示す図である。
【図６】イメージシフト量と中心波数値ｆ０のシフト量との関係の実測データである。
【図７】ハムを測定試料として、意図的に中心周波数ｆ０にオフセットをかけた場合の信号強度の変化を示す図である。
【図８】Ｆａｔ−ｓａｔパルスが付加されている場合と付加されていない場合とで、スキャン回数に対する相対信号強度とイメージシフト量の関係を示す図である。
【図９】中心周波数ｆ０のオフセットに基づいて予測される信号強度の変化と、実測された信号強度の変化とを比較して示す図である。
【図１０】核磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図である。
【図１１】ｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。
【符号の説明】
１０  被験者、１２  台部、１００  静磁場コイル、１０２  傾斜磁場コイル、１０４，１０６  ＲＦコイル、２００  断層撮影制御部、２１０  入力部、２２０  チューニング値記憶部、２３０  制御部、２４０  ＲＦパルス送信部、２５０  信号増幅部、２６０  画像再構成部、２７０  表示部、３００  周波数シフト検出部、１０００  ｆＭＲＩ装置。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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