(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場発生手段と、静磁場中に配置された被検体に所定のパルスシーケンスに基づいて傾斜磁場と高周波磁場を印加して、該被検体からの核磁気共鳴に基づくエコー信号を計測する計測制御手段と、前記エコー信号を処理して画像を再構成する信号処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスは、前記核磁気共鳴の共鳴周波数を検出するためのシーケンスを含み、
前記信号処理手段は、前記共鳴周波数の経時変化を打ち消す様に、１枚の画像の再構成に必要なエコー信号を複数回のパルスシーケンスで計測する際に、該複数回の計測で取得された各エコー信号に対して位相回転演算を施して、同じ位相エンコードのエコー信号の位相を揃えた後に加算処理し、該加算処理されたエコー信号を処理して画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段、前記パルスシーケンスに基づいて複数回の計測を行い、
前記信号処理手段は、各回で計測されたエコー信号に対して前記位相回転演算を施して、同じ位相エンコードのエコー信号の位相を揃えて加算することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスは、前記被検体の磁化を定常状態に保持するタイプのものであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
複数回の計測を行いこれらのデータの演算を行う際に、計測の前後、もしくは計測中に静磁場の変動による共鳴周波数の変化を測定するパルスシーケンスを行って共鳴周波数を測定し、計測されたデータの共鳴周波数を求め、これより計測データ間の直交検波における位相ずれを計算し、検出データに対して演算を行うことによって、同じ位相エンコードの計測データ間の位相を合わせて加算を行うことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項４記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
複数回の計測を行いこれらのデータの演算を行う際に、計測されたそれぞれのデータにおけるエコーピーク付近のデータより、直交検波されたデータの位相を求め、計測データのすべての位相が揃うように、検出データに対して演算を行うことによって計測データ間の位相を合わせて加算を行うことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項４又は５記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
照射ＲＦ位相を測定ごとに変化させて複数回計測し、得られたデータを加算することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用した断層像撮影装置（以下「MRI装置」と言う）のイメージング技術に係わり、定常状態(Steady State Free Precession 以下SSFPと言う)を保ったパルスシーケンスにおいて、計測を数回行い、これらを演算する場合に、計測間で共鳴周波数が変化した場合には検波の位相が変化してしまうが、計測ごとの検波の位相を求め、演算により計測間での位相が合うようにすることで、検波の位相差に起因した偽像の発生を抑制する技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
MRIは静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加することにより被検体に生じるエコー信号を検出し、これを信号処理し画像化する装置である。高周波を連続的に印加することによってSSFP状態を形成することができる。このSSFP状態を利用したシーケンスでは、数回同じ計測を行い加算を行う際には、これらの検波の位相が揃っていないとS/Nの低下だけでなく、濃淡の縞の偽像が発生してしまうといった問題がある。
【０００３】
特に静磁場の時間変動が比較的大きいMRI装置では、計測中に共鳴周波数が変化してしまい、検波の位相が計測間で変化してしまうことがある。この結果として画像にアーチファクトが発生してしまうという問題があった。
【０００４】
［非特許文献1］においてS.Vasanawalaらが、照射RFの位相を変化させて2回測定し再構成の際に位相を90°回転させて加算を行うことによって、off-resonanceに対する広いstop-bandを発生させることができ、これを利用して脂肪抑制が可能であることを発表している。
【非特許文献１】
Magnetic Resonance in Medicine 43:82-90(2000)
【０００５】
ここで、測定中に共鳴周波数の変化があると、再構成の際に位相回転を行わずにそのまま加算を行ったとしても、測定毎に検波の位相が変化することから、再構成の際に位相回転を加えたものと同等になってしまう。さらに静磁場均一性の悪い装置では、脂肪のケミカルシフトに等しい共鳴周波数の変動が生じることもあるので、上に示した脂肪抑制効果が原因となり、画像に幅広の濃淡縞のアーチファクトが発生することになる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、静磁場の変動により共鳴周波数が変化した場合には、これらの計測時の共鳴周波数を求め、これからの計測間での検波の位相差が0となるように位相補正することによって、偽像の発生を避けることができる。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明のMRI装置は、共鳴周波数の経時変化を打ち消す様に、複数回の計測で取得された各エコー信号に対して位相回転演算を施して位相を揃えた後に加算処理し、該加算処理されたエコー信号を処理して画像を再構成することを特徴とする。具体的には、静磁場が変化した際の計測時の共鳴周波数は、計測の前後もしくは、計測中に共鳴周波数を計測するシーケンスを実行することで求めることができる。このようにして計測した共鳴周波数から線形もしくは多項式近似により、任意の時刻における共鳴周波数を求めることが出来る。求めた共鳴周波数より、それぞれの計測時における検波の位相を計算することができる。また、検波の位相は、計測データのエコーピーク付近におけるデータの位相を調べることによって求めることもできる。計測時の検波の位相が求められ、これが計測間で異なっていた場合、計測データに対してデータ間での位相差分のみ回転するようにデータ処理を行うことによって、計測データ間での検波位相の差を0とすることができる。このようにデータ処理を行った後、データは加算処理されて、通常のMRI装置での演算を経て画像が作成される。
【０００８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例について添付図面を参照して説明する。
図6は本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（NMR）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図6に示すように、静磁場発生磁石2と、磁場勾配発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置（CPU）8とを備えて成る。
【０００９】
上記静磁場発生磁石2は、被検体1の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体1の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系3は、X, Y, Zの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ7からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X, Y, Zの三軸方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzを被検体1に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体1に対するスライス面を設定することができる。シーケンサ４は、上記被検体1の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系5及び磁場勾配発生系3並びに受信系６に送るようになっている。送信系5は、上記シーケンサ4から送り出される高周波パルスにより被検体1の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成り、上記高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4の命令にしたがって変調器12で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波が上記被検体1に照射されるようになっている。受信系6は、被検体1の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（NMR信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成り、上記送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波による被検体1の応答の電磁波（NMR信号）は被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15及び直交位相検波器16を介してA/D変換器17に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ4からの命令によるタイミングで直交位相検波器16によりサンプリングされた二系列の収集データとされ、その信号が信号処理系7に送られるようになっている。この信号処理系7は、CPU8と、磁気ディスク18及び磁気テープ19等の記録装置と、CRT等のディスプレイ20とから成り、上記CPU8でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ20に断層像として表示するようになっている。なお、図6において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生磁石2の磁場空間内に設置されている。
【００１０】
図1にパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスでは、高周波パルス(RF)101とスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)102を印加した後、スライス方向の位相分散を戻す傾斜磁場パルス111、位相エンコード(Gp)のオフセットを与えるパルス103と読み出し傾斜磁場パルス(Gr)のオフセットを与えるパルス104を印加する。次に、読み出し傾斜磁場106を印加し発生するエコー信号106を、各々の時間範囲107の間サンプリングする。そして、次のRFを印加する前にスピンの位相が再び揃うように傾斜磁場108，109，110を印加する。
【００１１】
静磁場の不均一性が大きい時などでは、この方法によって得られる画像には、偽像が発生してしまう。この偽像を抑制するための方法として、高周波パルス101の位相を変化させて同様の測定を行い得られたデータを加算する方法がある。
【００１２】
この方法において、データを加算する際には、データの位相が揃っている必要がある。位相が揃っていない場合では、S/Nの低下だけでなく、アーチファクトが発生してしまう。そこで、計測の前後もしくは計測中に図1(202)のシーケンスの前後に図2のように共鳴周波数を測定するためのシーケンス201を挿入する。
【００１３】
このようにして得られた共鳴周波数(301)より、任意の時刻における計測時の共鳴周波数(302)を線形もしくは多項式による近似によって求めることができる（図3）。
【００１４】
得られた共鳴周波数より、データ（401，402，403）間でこの共鳴周波数が変化していた場合には、408より検波の位相を求め、変化量だけ戻すように位相演算を行うことで計測データの位相を揃え(405，406，407)、この後、加算処理409を行う（図4）。加算処理を行った後に、通常の演算と同様に2次元Fourier変換410を行い、絶対値411を計算することによって最終的な画像412が得られる。また、この検波の位相は、図5に示すように得られたデータの実部501もしくは虚部502のエコーピーク付近のデータが最大504となるように位相回転を行うことによって求めることもできる。ここてデータの位相とはtan-1(虚部/実部)によって求められるものである。
【００１５】
【発明の効果】
本発明によれば、以下に記載されるような効果を奏する。
定常状態を保ち複数回の計測を行いこれを加算を行うパルスシーケンス関して、計測中の正確な共鳴周波数を求めこれより検波の位相を計算し位相補正を行うことによって、濃淡縞の偽像の発生を抑制することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  SSFPパルスシーケンスの一例を示す図。
【図２】共鳴周波数を測定するシーケンスを挿入した撮像パターンの一例を示す図。
【図３】測定時刻における共鳴周波数を求める方法の一例を示す図。
【図４】データ処理のフローチャート。
【図５】エコーピーク付近より検波の位相を求める方法を示す図。
【図６】本発明が適用されるMRI装置の構成を示すブロック図。
【符号の説明】
１…被検体
２…静磁場発生磁石
３…磁場勾配発生系
４…シーケンサ
５…送信系
６…受信系
７…信号処理系
８…中央処理装置(CPU)
９…傾斜磁場コイル
１０…傾斜磁場電源
１１…高周波発信器
１２…変調器
１３…高周波増幅器
１４ａ，１４ｂ…高周波コイル
１５…増幅器
１６…直交位相検波器
１７…A/D変換器
１８…磁気ディスク
１９…磁気テープ
２０…ディスプレイ
【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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