磁共振成像裝置和磁共振成像方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及一種測定來自被檢測體中的氫、磷等的核磁共振信號（以下稱為NMR信 號）并對原子核的密度分布、緩和時間分布等進(jìn)行圖像化的磁共振成像（以下稱為MRI)裝 置，特別涉及使用了放射狀地采樣k空間的徑向序列的攝像技術(shù)。
【背景技術(shù)】
[0002] MRI裝置是測量構(gòu)成被檢測體、特別是人體組織的原子核自旋所產(chǎn)生的匪R信號， 二維或三維地對其頭部、腹部、四肢等的形態(tài)或功能進(jìn)行圖像化的裝置。在攝影中，在將被 檢測體配置在靜磁場(分極磁場Bo)內(nèi)的基礎(chǔ)上，為了選擇激勵特定的區(qū)域而施加切片選擇 傾斜磁場脈沖和高頻磁場脈沖，然后向激勵范圍內(nèi)施加讀出傾斜磁場脈沖，進(jìn)行相位或頻 率的編碼。
[0003] 讀出傾斜磁場脈沖產(chǎn)生向任意的方向傾斜的磁場，在靜磁場空間內(nèi)生成磁場的強(qiáng) 度梯度。原子核自旋以與傾斜的磁場的強(qiáng)度和回轉(zhuǎn)磁比率對應(yīng)的頻率進(jìn)行旋進(jìn)運(yùn)動，因此 通過在施加了讀出傾斜磁場脈沖的狀態(tài)下測量NMR信號（回波信號），進(jìn)行以傅立葉變換為 代表的頻率分析，能夠?qū)⒒夭ㄐ盘柗纸鉃槊總€頻率、即每個位置的分量。在MRI裝置中，將進(jìn) 行了不同相位或頻率的編碼的回波信號群配置在測量空間（是一般被稱為"k空間"的空間， 以下稱為k空間），進(jìn)行二維或三維傅立葉變換，由此重構(gòu)為圖像。
[0004] 作為回波信號的配置方法，有以k空間的原點(diǎn)為中心一邊改變旋轉(zhuǎn)角一邊放射狀 地配置的徑向采樣法。在徑向采樣法中，將采樣每個角度的回波信號而得到的測量數(shù)據(jù)群 稱為刀鋒(Blade)。在徑向采樣法中，將每個角度的刀鋒彼此重疊地配置在k空間中，因此如 果刀鋒之間的位置關(guān)系不適當(dāng)，則產(chǎn)生偽影或產(chǎn)生亮度模糊，畫質(zhì)劣化。由于各種因素而回 波信號從通過脈沖序列指定的k空間上的位置偏移，由此產(chǎn)生不適當(dāng)?shù)奈恢藐P(guān)系。
[0005] 作為修正刀鋒之間的位置關(guān)系的錯誤的技術(shù)，有以下的技術(shù)，即根據(jù)對各刀鋒的 回波信號進(jìn)行傅立葉變換所得的數(shù)據(jù)的相位分布而計算k空間上的回波信號的偏移量，將 其反映到回波信號的k空間配置處理中（例如參照專利文獻(xiàn)1)。另外，還有以下的技術(shù)，即根 據(jù)相位編碼方向上的回波信號的峰值位置的時間性變化，計算相位編碼方向的偏移量，用 于脈沖序列的修正。
[0006] 現(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)
[0007] 專利文獻(xiàn)
[0008] 專利文獻(xiàn)1:國際公開2007/013423號

【發(fā)明內(nèi)容】

[0009]發(fā)明要解決的問題
[0010]在接收的回波信號中，包含全部刀鋒所共通的偏移（以后稱為靜態(tài)誤差）、對每個 刀鋒分別不同的偏移（以后稱為動態(tài)誤差)這2個分量。靜態(tài)誤差在k空間上對全部刀鋒賦予 相同的偏移量，另一方面，動態(tài)誤差分別在各刀鋒的頻率編碼方向上賦予偏移量。因此，使 刀鋒間的位置關(guān)系不適當(dāng)?shù)钠剖怯捎趧討B(tài)誤差造成的。
[0011] 但是，在專利文獻(xiàn)1所不的方法中，在計算偏移量時，不區(qū)別動態(tài)誤差和靜態(tài)誤差。 因此，在因靜態(tài)誤差造成的偏移的方向與頻率編碼方向一致的刀鋒中，也對靜態(tài)誤差進(jìn)行 修正，在因靜態(tài)誤差造成的偏移的方向與頻率編碼方向不一致的刀鋒中，不對靜態(tài)誤差進(jìn) 行修正。因此，無法正確地修正刀鋒間的位置關(guān)系。特別在靜態(tài)誤差是支配性的、靜磁場均 勻度低的區(qū)域中進(jìn)行攝像的情況、或使用具有局部的靈敏度分布的接收RF線圈進(jìn)行測量的 情況下，無法適當(dāng)?shù)匦拚朵h間的位置關(guān)系，容易出現(xiàn)偽影。
[0012] 另外，在專利文獻(xiàn)1所示的方法中，回波信號必須是具有單一的峰值的形狀。在使 用容易受到靜磁場不均勻的影響的梯度回波序列、具有局部的靈敏度分布的接收RF線圈進(jìn) 行測量的情況下，回波的形狀不具有單一的峰值的情況很多，在這樣的情況下無法應(yīng)用該 方法。
[0013] 進(jìn)而，在使用回波信號的峰值位置的時間性變化的方法中，前提是回波信號的形 狀不隨著時間而變化。但是，在容易受到靜磁場不均勻的影響的梯度回波序列等的情況下， 回波信號的形狀隨著時間而變化，因此無法應(yīng)用該方法。
[0014] 鑒于上述情況而作出本發(fā)明，其目的在于提供一種在通過徑向采樣法進(jìn)行測量的 情況下也得到高質(zhì)量的圖像的技術(shù)。
[0015] 用于解決問題的手段
[0016] 在本發(fā)明中，實施預(yù)測量，分離使回波信號在k空間上的位置偏移的多個因素，計 算每個刀鋒各自的偏移量，反映到重構(gòu)處理中。預(yù)測量按照與圖像取得序列所使用的讀出 傾斜磁場脈沖相同的脈沖形狀，施加只有極性進(jìn)行正負(fù)改變的讀出傾斜磁場脈沖，分別取 得回波信號。根據(jù)通過對兩個回波信號進(jìn)行傅立葉變換取得相位差而得到的數(shù)據(jù)列的斜率 的變化量計算偏移量，針對MRI裝置的X軸、Y軸、Z軸分別得到。
[0017]發(fā)明效果
[0018]在用徑向采樣法進(jìn)行測量的情況下，也能夠得到高質(zhì)量的圖像。
【附圖說明】
[0019]圖1是第一實施方式的MRI裝置的框圖。
[0020] 圖2(a)是徑向掃描的k空間軌跡的示意圖，（b)是混合徑向掃描的k空間軌跡的示 意圖。
[0021] 圖3(a)是用于說明刀鋒間的位置關(guān)系適當(dāng)?shù)那闆r下的k空間的數(shù)據(jù)配置的說明 圖，（b)是用于說明刀鋒間的位置關(guān)系不適當(dāng)?shù)那闆r下的k空間的數(shù)據(jù)配置的說明圖。
[0022] 圖4是用于說明第一實施方式的控制處理系統(tǒng)的功能框和存儲在存儲裝置內(nèi)的數(shù) 據(jù)的說明圖。
[0023]圖5是第一實施方式的誤差測量處理的流程圖。
[0024]圖6(a)和(b)是用于說明第一實施方式的誤差測量序列的脈沖圖案的說明圖。 [0025]圖7是第一實施方式的偏移量計算處理的流程圖。
[0026]圖8是第一實施方式的k空間坐標(biāo)計算處理的流程圖。
[0027]圖9是第一實施方式的測量處理的流程圖。
[0028]圖10是用于說明第一實施方式的效果的說明圖，（a)是用于說明基于現(xiàn)有的方法 的圖像的說明圖，（b)是用于說明基于第一實施方式的方法的圖像的說明圖。
[0029] 圖11是用于說明第一實施方式的效果的說明圖，（a)是用于說明基于現(xiàn)有的方法 的圖像的說明圖，（b)是用于說明基于第一實施方式的方法的圖像的說明圖。
[0030] 圖12(a)是用于說明第二實施方式的圖像取得序列所使用的脈沖圖案的說明圖， (b)是用于說明誤差測量所使用的脈沖圖案的說明圖。
【具體實施方式】
[0031] 〈第一實施方式〉
[0032] 以下，使用【附圖說明】本發(fā)明的實施方式。此外，在用于說明發(fā)明的實施方式的全部 圖中，在沒有特別限定的情況下，具有相同功能的部分附加同一符號，省略其重復(fù)的說明。 [0033]〈裝置結(jié)構(gòu)〉
[0034]最初，根據(jù)圖1說明本發(fā)明的MRI裝置的一個例子的整體概要。圖1是表示本發(fā)明的 MRI裝置的一個實施方式的整體結(jié)構(gòu)的框圖。
[0035]本實施方式的MRI裝置100利用匪R現(xiàn)象得到被檢測體的斷層圖像，如圖1所示，具 備靜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)120、傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)130、高頻磁場產(chǎn)生系統(tǒng)（以下稱為發(fā)送系統(tǒng)） 150、高頻磁場檢測系統(tǒng)（以下稱為接收系統(tǒng)）160、控制處理系統(tǒng)170、序列發(fā)生器140。
[0036]靜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)120如果是垂直磁場方式，則在被檢測體101周圍的空間中在與其 體軸垂直的方向上產(chǎn)生均勻的靜磁場，如果是水平磁場方式，則在體軸方向上產(chǎn)生均勻的 靜磁場，因此具備配置在被檢測體101周圍的永磁鐵方式、常電導(dǎo)方式、或超導(dǎo)方式的靜磁 場產(chǎn)生源。
[0037] 傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)130具備在作為MRI裝置100的坐標(biāo)系(裝置坐標(biāo)系）的X、Y、Z的3 軸方向上卷繞的傾斜磁場線圈131、驅(qū)動各個傾斜磁場線圈的傾斜磁場電源13 2，通過依照 來自后述的序列發(fā)生器140的命令驅(qū)動各個傾斜磁場線圈131的傾斜磁場電源132,而在X、 Υ、ζ的3軸方向上施加傾斜磁場Gx、Gy、Gz。
[0038] 在攝影時，向與切片面(攝影斷面)垂直的方向施加切片方向傾斜磁場脈沖，設(shè)定 與被檢測體101對應(yīng)的切片面，在與該切片面垂直、并且相互垂直的剩余的2個方向上施加 相位編碼方向傾斜磁場脈沖和頻率編碼方向傾斜磁場脈沖，對回波信號編碼各個方向的位 置信息。
[0039] 發(fā)送系統(tǒng)150為了使構(gòu)成被檢測體101的生物體組織的原子的原子核自旋產(chǎn)生核 磁共振，向被檢測體101照射高頻磁場脈沖（以下稱為"RF脈沖"），具備高頻振蕩器(合成器） 152、調(diào)制器153、高頻放大器154、發(fā)送側(cè)的高頻線圈（發(fā)送線圈）151。高頻振蕩器152生成并 輸出RF脈沖。
[0040] 調(diào)制器153按照基于來自序列發(fā)生器140的指令的定時對輸出的RF脈沖進(jìn)行振幅 調(diào)制，高頻放大器154對該振幅調(diào)制后的RF脈沖進(jìn)行放大，供給到與被檢測體101接近配置 的發(fā)送線圈151。發(fā)送線圈151向被檢測體101照射所供給的RF脈沖。
[0041] 接收系統(tǒng)160檢測通過構(gòu)成被檢測體101的生物體組織的原子核自旋的核磁共振 而釋放的核磁共振信號（回波信號、NMR信號），具備接收側(cè)的高頻線圈(接收線圈）161、信號 放大器162、正交相位檢波器163、A/D變換器164。接收線圈161與被檢測體101接近地配置， 檢測由于從發(fā)送線圈151照射的電磁波而感應(yīng)出的被檢測體101的響應(yīng)的匪R信號。檢測出 的匪R信號在通過信號放大器162放大后，按照基于來自序列發(fā)生器140的指令的定時通過 正交相位檢波器163被分割為正交的兩個系統(tǒng)的信號，各自通過A/D變換器164變換為數(shù)字 量，發(fā)送到控制處理系統(tǒng)170。在本實施方式中，列舉使用具有多個信道的接收線圈161的情 況為例子進(jìn)行說明。
[0042]序列發(fā)生器140依照來自控制處理系統(tǒng)170的指示，施加 RF脈沖和傾斜磁場脈沖。 具體地說，依照來自控制處理系統(tǒng)170的指示，向發(fā)送系統(tǒng)150、傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)130以及 接收系統(tǒng)160發(fā)送被檢測體101的斷層圖像的數(shù)據(jù)收集所需要的各種命令。
[0043]控制處理系統(tǒng)170進(jìn)行MRI裝置100整體的控制、各種數(shù)據(jù)處理等的運(yùn)算、處理結(jié)果 的顯示和保存等，具備CPU171、存儲裝置172、顯示裝置173、輸入裝置174。存儲裝置172由硬 盤等內(nèi)部存儲裝置、外置硬盤、光盤、磁盤等外部存儲裝置構(gòu)成。顯示裝置173是CRT、液晶等 顯示器裝置。輸入裝置174是MRI裝置100的各種控制信息、通過控制處理系統(tǒng)170進(jìn)行的處 理的控制信息的輸入的接口，例如具備軌跡球或鼠標(biāo)、鍵盤。接近顯示裝置173地配置輸入 裝置174。操作者一邊看著顯示裝置173,一邊通過輸入裝置174交互地輸入MRI裝置100的各 種處理所需要的指示、數(shù)據(jù)。
[0044] CPU171依照操作者輸入的指示，執(zhí)行預(yù)先保存在存儲裝置172中的程序，由此實現(xiàn) MRI裝置100的動作的控制、各種數(shù)據(jù)處理等控制處理系統(tǒng)170的各處理。依照預(yù)先保存在存 儲裝置中的脈沖序列，進(jìn)行對上述序列發(fā)生器140的指示。另外，如果向控制處理系統(tǒng)170輸 入來自接收系統(tǒng)160的數(shù)據(jù)，則CPU171執(zhí)行信號處理、圖像重構(gòu)處理等，將作為其結(jié)果的被 檢測體101的斷層像顯示在顯示裝置173,并且存儲在存儲裝置172。
[0045] 發(fā)送線圈151和傾斜磁場線圈131被設(shè)置在插入被檢測體101的靜磁場產(chǎn)生系統(tǒng) 120的靜磁場空間內(nèi)，如果是垂直磁場方式則與被檢測體101相對，如果是水平磁場方式則 圍住被檢測體101。另外，接收線圈161被設(shè)置得與被檢測體101相對或圍