JP3346903B2 - Magnetic resonance imaging equipment - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）に係わり、特にエコープラナー画像の再構成
方法に関する。The present invention relates to magnetic resonance imaging (MRI), and more particularly to a method for reconstructing an echo planar image.

【０００２】[0002]

【従来の技術】図１に、磁気共鳴を用いた検査装置（以
下、単に検査装置という）の構成の一例を示す。図にお
いて、１０１は静磁場を発生するマグネット、１０２は
傾斜磁場を発生するコイル、１０３は検査対象である。
検査対象１０３は、マグネット１０１およびコイル１０
２内に設置される。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、傾
斜磁場および高周波磁場を発生する。高周波磁場はプロ
ーブ１０７を通じて検査対象１０３に印加される。検査
対象１０３から発生した信号はプローブ１０７によって
受波され、受信器１０８を通って計算機１０９に送ら
れ、ここで信号処理が行われる。結果はディスプレイ１
１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に信
号や測定条件を記憶させることもできる。静磁場均一度
を調整する必要があるときは、シムコイル１１２を使
う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム
電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整
時には各コイルに流れる電流をシーケンサ１０４により
制御する。シーケンサ１０４はシム電源１１３に命令を
送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をコ
イル１１２より発生させる。なお、シーケンサ１０４は
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。該プログラムの内、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ている。2. Description of the Related Art FIG. 1 shows an example of a configuration of an inspection apparatus using magnetic resonance (hereinafter simply referred to as an inspection apparatus). In the figure, 101 is a magnet that generates a static magnetic field, 102 is a coil that generates a gradient magnetic field, and 103 is an inspection target.
The inspection target 103 includes the magnet 101 and the coil 10
2 is installed. The sequencer 104 sends commands to the gradient magnetic field power supply 105 and the high frequency magnetic field generator 106 to generate a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field. The high-frequency magnetic field is applied to the inspection target 103 through the probe 107. The signal generated from the inspection target 103 is received by the probe 107 and sent to the computer 109 through the receiver 108, where the signal processing is performed. The result is Display 1
10 is displayed. If necessary, signals and measurement conditions can be stored in the storage medium 111. When it is necessary to adjust the static magnetic field uniformity, the shim coil 112 is used. The shim coil 112 includes a plurality of channels, and a current is supplied from a shim power supply 113. When adjusting the uniformity of the static magnetic field, the current flowing through each coil is controlled by the sequencer 104. The sequencer 104 sends a command to the shim power supply 113 to generate an additional magnetic field from the coil 112 so as to correct the non-uniformity of the static magnetic field. The sequencer 104 performs control so that each device operates at a timing and intensity programmed in advance. Among the programs, those describing the high-frequency magnetic field, the gradient magnetic field, the timing and the intensity of signal reception, in particular, are called pulse sequences.

【０００３】撮影原理の概略を超高速撮影法であるエコ
ープラナー法を例に説明する。静磁場中に検査対象を置
き、高周波磁場パルスを印加して水素原子などの磁化を
励起した後、位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾
斜磁場を印加して各磁化に位置情報を与えながら、磁気
共鳴信号（エコー）を計測する。リードアウト傾斜磁場
については、正のパルスと負のパルスを交互に印加しな
がら１個のパルスに付き１個のエコーを計測する。ま
た、位相エンコード傾斜磁場については、エコーの直前
にステップ状のパルスを印加するか、あるいは強度の小
さいオフセット傾斜磁場を連続的に印加する。サンプリ
ング点数は１個のエコーに付き通常６４から５１２であ
り、計測するエコーの数は６４から２５６である。An outline of the principle of photographing will be described by taking an echo planar method, which is an ultra-high-speed photographing method, as an example. After placing the test object in a static magnetic field, applying a high-frequency magnetic field pulse to excite magnetization such as hydrogen atoms, applying a phase encoding gradient magnetic field and a readout gradient magnetic field to give position information to each magnetization, and perform magnetic resonance. Measure the signal (echo). As for the readout gradient magnetic field, one echo is measured per pulse while applying a positive pulse and a negative pulse alternately. As for the phase encoding gradient magnetic field, a step-like pulse is applied immediately before the echo or an offset gradient magnetic field having a small intensity is continuously applied. The number of sampling points is usually 64 to 512 for one echo, and the number of echoes to be measured is 64 to 256.

【０００４】計測終了後、２次元平面の横方向をサンプ
リング方向、縦方向をエコー方向として全エコーを配置
し、２次元逆フーリエ変換により画像再構成し、断層像
を得る。画像のマトリックスサイズは（１個のエコーの
サンプリング点数）×（エコー数）となる。このほか
に、計測するエコーの数を約半分にし、残りのエコーを
計測したエコーから推定するハーフフーリエ法もある。
なお、エコープラナ撮影法の詳細は、Journal of Magne
tic Resonance, vol.29, pp.355-373, 1978 に記載され
ている。エコープラナー法を変形した方法に、計測空間
分割型エコープラナー法がある。この方法は、エコーを
配置する２次元平面を複数のブロックに分割し、１回の
励起につき１つのブロック内ブロック内のエコーだけを
計測するか、あるいは、１回の励起で数ラインおきにエ
コーを計測する方法である。全計測空間のエコーを計測
するために、複数回の励起を行う必要があるが、画質の
良い画像が得られる。After the measurement is completed, all echoes are arranged with the sampling direction in the horizontal direction of the two-dimensional plane and the echo direction in the vertical direction, and images are reconstructed by two-dimensional inverse Fourier transform to obtain a tomographic image. The matrix size of the image is (the number of sampling points of one echo) × (the number of echoes). In addition, there is also a half Fourier method in which the number of echoes to be measured is reduced to about half and the remaining echoes are estimated from the measured echoes.
For details on echoplanar imaging, see the Journal of Magne
tic Resonance, vol. 29, pp. 355-373, 1978. As a modified method of the echo planar method, there is a measurement space division type echo planar method. This method divides the two-dimensional plane on which the echo is arranged into a plurality of blocks, and measures only the echo in one block within one block for one excitation, or echoes every few lines in one excitation. Is a method of measuring In order to measure the echoes in the entire measurement space, it is necessary to perform excitation multiple times, but an image with good image quality can be obtained.

【０００５】エコープラナー法の他に、グラディエント
スピンエコー法と呼ばれる方法がある。この方法は、１
回の励起で複数の１８０゜パルスによりスピンエコーと
呼ばれるエコー信号を発生させ、その前後に正負交互の
リードアウト傾斜磁場を印加してグラディエントエコー
と呼ばれるエコー信号を発生させる方法である。１８０
゜パルスが静磁場の不均一による磁化の乱れをキャンセ
ルするため、スピンエコーは性質の良いエコー信号であ
る。In addition to the echo planar method, there is a method called a gradient spin echo method. This method uses 1
This is a method in which an echo signal called a spin echo is generated by a plurality of 180 ° pulses in a single excitation, and a readout gradient magnetic field of positive / negative polarity is applied before and after that to generate an echo signal called a gradient echo. 180
The spin echo is a good echo signal because the ゜ pulse cancels the disturbance of magnetization due to the non-uniformity of the static magnetic field.

【０００６】[0006]

【発明が解決しようとする課題】静磁場の不均一や調整
ずれなどによって信号計測時の検波用参照波の周波数と
磁気共鳴の周波数がずれた場合、逆フーリエ変換による
画像再構成では、再構成された画像上にゴーストが発生
する。以下に、このゴーストについて詳細に説明する。When the frequency of the reference wave for detection and the frequency of magnetic resonance at the time of signal measurement are deviated due to non-uniformity of the static magnetic field or deviation of adjustment, image reconstruction by inverse Fourier transform requires reconstruction. Ghosts occur on the displayed image. Hereinafter, this ghost will be described in detail.

【０００７】図２は、エコープラナー撮影法のパルスシ
ーケンスの典型的な例である。スライス傾斜磁場２０１
の印加とともに磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス２
０２を印加し、対象物体内のあるスライス内に磁気共鳴
現象を誘起する。２個のパルス２０３と２０４は磁化の
位相を一旦負にするために印加するディフェーズ用傾斜
磁場パルスである。FIG. 2 shows a typical example of a pulse sequence in the echo planar imaging method. Slice gradient magnetic field 201
High frequency magnetic field (RF) pulse 2 for magnetization excitation with application of
02 is applied to induce a magnetic resonance phenomenon in a certain slice in the target object. The two pulses 203 and 204 are dephase gradient magnetic field pulses applied to temporarily make the phase of magnetization negative.

【０００８】磁気共鳴信号（エコー）２０５は、磁化の
位相に位相エンコード方向の位置情報を付加するための
位相エンコード傾斜磁場２０６を印加し、リードアウト
方向の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場
パルス２０７を印加しながら計測される。リードアウト
傾斜磁場パルスは正負交互に印加され、その間、複数の
エコーが計測される。計測されたエコーは周波数空間
（ｋ空間）上に並べられ、通常、逆フーリエ変換される
ことによって画像が作られる。このとき、偶数番目のエ
コーは、図３に示すように、奇数番目のエコーと反対向
きに並べられる。A magnetic resonance signal (echo) 205 is applied with a phase encoding gradient magnetic field 206 for adding position information in the phase encoding direction to the magnetization phase, and a readout gradient for adding position information in the readout direction. It is measured while applying the magnetic field pulse 207. The readout gradient magnetic field pulse is applied alternately in the positive and negative directions, during which a plurality of echoes are measured. The measured echoes are arranged in a frequency space (k space), and an image is usually created by performing an inverse Fourier transform. At this time, the even-numbered echoes are arranged in the opposite direction to the odd-numbered echoes, as shown in FIG.

【０００９】エコーの計測時、検波用参照波の周波数と
磁気共鳴の周波数にずれがあると、計測データの位相に
ずれが生じる。周波数のずれをΔｆ［Ｈｚ］とすると、
単位時間当たりの位相ずれは、２π・Δｆ［ｒａｄ.］
となる。前述のように、奇数番目のエコーと偶数番目の
エコーとは、反対向きに並べられているので、周波数空
間の左右端へ行くほど、奇数・偶数エコーの位相差が大
きくなる。たとえば、サンプリングレートをΔｔ、サン
プリング点数をｎとすると、図３の右端では、奇数番目
（ｉ番目）のエコーの位相は下式（１）となり、一方、
（ｉ＋１）番目のエコーの位相は下式（２）となる。 Ｐ_i ＋２π・Δｆ・Δｔ・ｎ／２ （１） Ｐ_i+1 −２π・Δｆ・Δｔ・ｎ／２ （２）During the measurement of the echo, if there is a difference between the frequency of the reference wave for detection and the frequency of the magnetic resonance, the phase of the measurement data will be shifted. If the frequency shift is Δf [Hz],
The phase shift per unit time is 2π · Δf [rad.]
Becomes As described above, since the odd-numbered echoes and the even-numbered echoes are arranged in opposite directions, the phase difference between the odd-numbered and even-numbered echoes increases toward the left and right ends of the frequency space. For example, assuming that the sampling rate is Δt and the number of sampling points is n, the phase of the odd-numbered (i-th) echo is given by the following equation (1) at the right end of FIG.
The phase of the (i + 1) -th echo is given by the following equation (2). P _i + 2π · Δf · Δt · n / 2 (1) P _{i + 1} −2π · Δf · Δt · n / 2 (2)

【００１０】ここで、Ｐ_i はｉ番目のエコーの中央の位
相である。通常、Ｐ_i はｉに対してなめらかに変化する
ため、ｉ番目と（ｉ＋１）番目のエコーの右端の位相差
は、下式（３）のようになる。 ２×２π・Δｆ・Δｔ・ｎ／２ （３） 各エコーの位相が交互に変化しているため、このまま、
フーリエ変換によって画像を再構成すると、図８に示す
ように、本来の画像１０の上下にゴースト１１，１２が
発生する。Here, _Pi is the center phase of the i-th echo. Normally, P _i changes smoothly with respect to i, so the phase difference between the right ends of the i-th and (i + 1) -th echoes is expressed by the following equation (3). 2 × 2π · Δf · Δt · n / 2 (3) Since the phase of each echo changes alternately,
When the image is reconstructed by the Fourier transform, ghosts 11 and 12 occur above and below the original image 10 as shown in FIG.

【００１１】計測空間分割型エコープラナー法において
も、同様の問題が発生する。この方法では、ｋ空間上で
のエコーの並びが例えば図９のようになる。従って、エ
コー間で位相のギャップが生じる部分があり、このまま
逆フーリエ変換すればゴーストが発生する。A similar problem occurs in the measurement space division type echo planar method. In this method, the arrangement of echoes in the k space is as shown in FIG. 9, for example. Therefore, there is a portion where a phase gap occurs between echoes, and a ghost occurs if the inverse Fourier transform is performed as it is.

【００１２】グラディエントスピンエコー法でも同様の
問題が発生する。以下、これについて説明する。図１０
は、この撮影法のパルスシーケンスの典型的な例であ
る。この例では、１回の励起で１５個のエコーを計測す
る。スライス傾斜磁場２１の印加とともにＲＦパルス２
２を印加し、対象物体内のあるスライス内の磁化を励起
する。パルス２３は、磁化の位相を一旦負にするための
ディフェーズ用傾斜磁場パルスである。その後、１８０
゜パルス２４を印加して静磁場不均一によって乱れた磁
化をリフォーカスさせ、スピンエコー２５を発生させ
る。スピンエコーの前後には、正負交互のリードアウト
傾斜磁場２６によってグラディエントエコー２７，２８
を発生させる。各エコーの発生前には、各エコーにｙ方
向の位置情報を与えるため、Ｇｙパルスを印加する。必
要なエコーを全て計測するため、このパルスシーケンス
を繰り返し実行する。ｋ空間上でのエコーの並びは、例
えば図１１のようになる。ここでも、ｋ空間上でエコー
間の位相にギャップの生じる部分があり、このまま逆フ
ーリエ変換すればゴーストが発生する。A similar problem occurs in the gradient spin echo method. Hereinafter, this will be described. FIG.
Is a typical example of the pulse sequence of this imaging method. In this example, 15 echoes are measured by one excitation. RF pulse 2 with application of slice gradient magnetic field 21
2 to excite the magnetization in a slice in the target object. The pulse 23 is a dephasing gradient magnetic field pulse for temporarily making the phase of magnetization negative. Then 180
゜ Apply the pulse 24 to refocus the magnetization disturbed by the non-uniformity of the static magnetic field, and generate the spin echo 25. Before and after the spin echo, gradient echoes 27 and 28 are generated by a read-out gradient magnetic field 26 of alternating positive and negative.
Generate. Before each echo is generated, a Gy pulse is applied to give position information in the y direction to each echo. This pulse sequence is repeatedly executed to measure all necessary echoes. The arrangement of the echoes in the k space is, for example, as shown in FIG. Also in this case, there is a gap in the phase between the echoes in the k space, and a ghost occurs if the inverse Fourier transform is performed as it is.

【００１３】以上のように、ｋ空間上に反転されたエコ
ーが存在する場合には、虚像が発生する。本発明の目的
は、この偽像の発生を抑える磁気共鳴イメージング方法
を提供することにある。As described above, when an inverted echo exists in the k space, a virtual image is generated. An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging method that suppresses the generation of the false image.

【００１４】[0014]

【課題を解決するための手段】上記目的は、位相ずれを
補正してから画像再構成することによって達成される。
すなわち、本発明では、位相エンコード傾斜磁場を印加
しないで参照用エコー信号を計測し、磁気共鳴周波数と
検波用参照波の周波数ずれに起因する位相ずれを参照用
エコー信号から検出する。そして、画像再構成用エコー
信号の位相を前記位相ずれだけ戻した後、画像の再構成
を行う。The above object is achieved by correcting a phase shift and then reconstructing an image.
That is, in the present invention, the reference echo signal is measured without applying the phase encoding gradient magnetic field, and the phase shift due to the frequency shift between the magnetic resonance frequency and the detection reference wave is detected from the reference echo signal. Then, after returning the phase of the image reconstruction echo signal by the phase shift, the image reconstruction is performed.

【００１５】位相ずれの検出は、参照用エコー信号のピ
ークを検出し、そのピークの時刻とその時のエコー信号
の位相から単位時間当たりの位相ずれを計算することに
よって行うことができる。位相ずれの検出は、また、リ
ードアウト傾斜磁場の符号に応じて参照用エコー信号を
時間方向に反転させ、反転させたエコーと反転させてい
ないエコーの位相の差分を計算し、位相の差分とそのサ
ンプリング点の時刻とから単位時間当たりの位相ずれを
計算することによっても行うことができる。計算の過程
では最小二乗法を用いることができる。The phase shift can be detected by detecting the peak of the reference echo signal and calculating the phase shift per unit time from the time of the peak and the phase of the echo signal at that time. The phase shift is detected by inverting the reference echo signal in the time direction according to the sign of the read-out gradient magnetic field, calculating the phase difference between the inverted echo and the non-inverted echo, and calculating the phase difference. It can also be performed by calculating a phase shift per unit time from the time of the sampling point. In the process of calculation, the least squares method can be used.

【００１６】[0016]

【作用】位相ずれを検出してそれを戻すことによって、
位相ずれのない信号を得ることができ、偽像のない画像
を再構成することができる。[Action] By detecting the phase shift and returning it,
A signal without a phase shift can be obtained, and an image without a false image can be reconstructed.

【００１７】[0017]

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。 〔実施例１〕位相補正を行って画像再構成する手順の一
例を、図４に示す。パルスシーケンスは図２に示したも
のを使用する。まず、画像用データの計測前あるいは計
測後に、位相エンコードを印加しないでエコーを計測す
る（４０１）。具体的には、図２に示すパルスシーケン
スにおいて、Ｇｙに印加しているパルス２０３，２０６
をすべてゼロにして一連のエコーを計測する。計測する
エコーの数は最低２個必要である。以下、このデータを
参照用データと呼ぶ。次に、参照用データの各エコーの
センタを検出する（４０２）。エコーセンタとは、例え
ば図６（ａ）に矢印で示すように、最も信号強度の大き
い位置である。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. [Embodiment 1] FIG. 4 shows an example of a procedure for performing image correction by performing phase correction. The pulse sequence shown in FIG. 2 is used. First, before or after measurement of image data, an echo is measured without applying phase encoding (401). Specifically, in the pulse sequence shown in FIG. 2, the pulses 203 and 206 applied to Gy
Is set to zero and a series of echoes is measured. At least two echoes need to be measured. Hereinafter, this data is referred to as reference data. Next, the center of each echo of the reference data is detected (402). The echo center is, for example, a position where the signal intensity is the highest as shown by an arrow in FIG.

【００１８】そして、各エコーセンタの位相から単位時
間当たりの位相ずれを計算する（４０３）。すなわち、
ｉ番目のエコーのセンタの時刻をＴ_i 、位相をＰ_i とす
ると各エコーセンタの時刻と位相の組（Ｔ₁，Ｐ₁），
（Ｔ₂，Ｐ₂），…，（Ｔ_i，Ｐ_i），…，（Ｔ_n，Ｐ_n）が
できる。図６（ｂ）のように、Ｔ_i を横軸、Ｐ_i を縦軸
にとって各点をプロットすると、その傾きが単位時間当
たりの位相ずれΔｐになる。この傾きは、例えば、最小
二乗法による直線のフィッティングによって求めればよ
い。以上で、位相ずれの検出ができる。Then, a phase shift per unit time is calculated from the phase of each echo center (403). That is,
Assuming that the time of the center of the i-th echo is T _i and the phase is P _i , a set of time and phase of each echo center (T ₁ , P ₁ ),
_{(T 2, P 2),} ..., it is _{(T i, P i),} ..., (T n, P n). As shown in FIG. 6B, when each point is plotted with T _i as the horizontal axis and P _i as the vertical axis, the slope becomes the phase shift Δp per unit time. This inclination may be obtained by, for example, fitting a straight line by the least square method. Thus, the phase shift can be detected.

【００１９】次に、検出した位相ずれの補正を行う（４
０４）。奇数番目のエコーの場合、下式（４）と画像用
データのエコーの各ｋ_x のサンプリング点の積をとり、
位相ずれを戻す。また、偶数番目のエコーの場合には、
同様に下式（５）と画像用データのエコーの各ｋ_x のサ
ンプリング点の積をとり、位相ずれを戻す。式中、ｊは
虚数単位を表す。Next, the detected phase shift is corrected (4).
04). In the case of an odd-numbered echo, the product of the following equation (4) and the sampling point of each k _x of the echo of the image data is calculated.
Returns the phase shift. Also, in the case of the even-numbered echo,
Similarly, the product of the following equation (5) and the k _× sampling points of the echo of the image data is calculated to return the phase shift. In the formula, j represents an imaginary unit.

【００２０】 ｅｘｐｊ（−Δｐ・Δｔ・ｋ_x −Ｐ_i ） （４） （ｋ_x ＝−ｎ／２，−ｎ／２＋１，…，ｎ／２−１） ｅｘｐｊ（Δｐ・Δｔ・ｋ_x −Ｐ_i ） （５） （ｋ_x ＝−ｎ／２，−ｎ／２＋１，…，ｎ／２−１） これで、位相ずれの補正は完了する。最後に、逆フーリ
エ変換して画像を再構成する（４０５）。この時、各エ
コーのセンタがずれている場合には、各エコーを横方向
にシフトし、センタの位置をそろえてから逆フーリエ変
換する。Expj (−Δp · Δt · k _x −P _i ) (4) (k _x = −n / 2, −n / 2 + 1,..., N / 2-1) expj (Δp · Δt · k _x − P _i ) (5) (k _x = −n / 2, −n / 2 + 1,..., N / 2-1) This completes the phase shift correction. Finally, an image is reconstructed by performing an inverse Fourier transform (405). At this time, if the centers of the respective echoes are shifted, the respective echoes are shifted in the horizontal direction, the positions of the centers are aligned, and then the inverse Fourier transform is performed.

【００２１】〔実施例２〕位相ずれの検出方法として別
の方法を採ることもできる。別の再構成の手順を図５に
示す。まず、上述の手順と同様、図２に示すパルスシー
ケンスにおいて、Ｇｙに印加しているパルス２０３，２
０６をすべてゼロにして一連のエコーを計測し、参照用
データを計測する（５０１）。次に、画像用データのエ
コーを並び替えたのと同様に、図７（ａ）に矢印で示す
ように、参照用データを並び替える（５０２）。具体的
には偶数番目のエコーを時間方向に反転する。次に、参
照用データの各エコーのセンタを検出し、各エコーを横
方向にシフトし、センタの位置をそろえる（５０３）。
計測時の調整が十分に行われており、エコーのセンタが
すでにそろっている場合にはこの処理は省略できる。こ
の時点で、奇数番目のエコーのｋ_x における位相θ
_i（ｋ_x）は下式（６）となり、偶数番目のエコーのｋ_x
における位相θ_i+1（ｋ_x）は下式（７）となる。[Second Embodiment] As a method of detecting a phase shift, another method can be adopted. Another reconstruction procedure is shown in FIG. First, similarly to the procedure described above, in the pulse sequence shown in FIG. 2, the pulses 203 and 2 applied to Gy
A series of echoes are measured by setting all 06 to zero, and reference data is measured (501). Next, the reference data is rearranged as indicated by the arrow in FIG. 7A in the same manner as the rearrangement of the echoes of the image data (502). Specifically, the even-numbered echoes are inverted in the time direction. Next, the center of each echo of the reference data is detected, each echo is shifted in the horizontal direction, and the positions of the centers are aligned (503).
If the adjustment at the time of measurement has been sufficiently performed and the centers of the echoes are already aligned, this processing can be omitted. At this point, the phase θ at k _x of the odd-numbered echo
_i (k _x ) is given by the following equation (6), and k _{x of the} even-numbered echo
Phase θ _{i +} 1 (k _x) in becomes the following equation (7).

【００２２】 θ_i（ｋ_x ）＝Δｐ・Δｔ・ｋ_x ＋Ｐ_i （６） θ_i+1（ｋ_x ）＝−Δｐ・Δｔ・ｋ_x ＋Ｐ_i+1 （７） 次に、両者の差〔θ_i（ｋ_x）−θ_i+1（ｋ_x）〕をとり、
図７（ｂ）のように、その（Δｔ・ｋ_x）に対する傾きを
求めて２で割り、位相ずれΔｐを求める（５０４）。こ
こで、両者の差分は、下式（８）で表され、（Δｔ・
ｋ_x）に対する傾きを求めて２で割れば、位相ずれΔｐ
が求められることになる。Θ _i (k _x ) = Δp · Δt · k _x + P _i (6) θ _{i + 1} (k _x ) = − Δp · Δt · k _x + P _{i + 1} (7) [Θ _i (k _x ) −θ _{i + 1} (k _x )]
As shown in FIG. 7B, the slope with respect to (Δt · k _x ) is obtained and divided by 2 to obtain a phase shift Δp (504). Here, the difference between the two is expressed by the following equation (8), and (Δt ·
k _x ) and dividing by 2 gives the phase shift Δp
Will be required.

【００２３】 ２Δｐ・Δｔ・ｋ_x ＋（Ｐ_i −Ｐ_i+1 ） （８） 傾きを求めるには、例えば最小二乗フィッティングを用
いることができる。以上で、位相ずれの検出が終了し、
後は、上述と同じ方法で位相補正を行い（５０５）、逆
フーリエ変換によって画像を再構成する（５０６）。以
上、いずれの手順によっても、位相ずれのないデータを
作成することができるため、偽像のない画像を再構成す
ることができる。2Δp · Δt · k _x + (P _i −P _{i + 1} ) (8) In order to obtain the inclination, for example, a least squares fitting can be used. With the above, the detection of the phase shift is completed,
Thereafter, the phase is corrected by the same method as described above (505), and the image is reconstructed by the inverse Fourier transform (506). As described above, since data without phase shift can be created by any of the procedures, an image without a false image can be reconstructed.

【００２４】計測空間分割型エコープラナー法の場合に
も、同様の手順により虚像のない画像が得られる。すな
わち、Ｇｙに印加しているパルスを全てゼロにして参照
用データを計測し、上述のいずれかの手順により単位時
間当たりの位相ずれΔｐを求め、各エコーの位相ずれを
補正して逆フーリエ変換を行って画像を再構成する。さ
らに、図１０に示したグラディエントスピンエコー法の
場合にも同様である。ただし、図１２に示すように、１
８０゜パルスを隔てたエコー同士の間では、位相の連続
性が保たれていないため、単位時間当たりの位相ずれΔ
ｐを求めるための参照用データには、１回の励起で得ら
れる全てのエコーを用いることはしない。位相エンコー
ドパルスを全てゼロとして計測したエコーを用いるのは
同じであるが、２つの１８０゜パルスに挟まれた一連の
エコーだけを参照データとする。この時、１回目と２回
目の１８０゜パルスの間のエコーを用いた方が信号強度
が大きいので、誤差が小さくなって良い。Also in the case of the measurement space division type echo planar method, an image without a virtual image can be obtained by the same procedure. That is, all pulses applied to Gy are set to zero, reference data is measured, the phase shift Δp per unit time is determined by any of the above-described procedures, and the phase shift of each echo is corrected to perform inverse Fourier transform. To reconstruct the image. Further, the same applies to the case of the gradient spin echo method shown in FIG. However, as shown in FIG.
Since the phase continuity is not maintained between echoes separated by 80 ° pulse, the phase shift Δ
Not all echoes obtained by one excitation are used as reference data for obtaining p. It is the same to use the echo measured by setting all the phase encode pulses to zero, but only a series of echoes sandwiched between two 180 ° pulses is used as reference data. At this time, since the signal intensity is higher when the echo between the first and second 180 ° pulses is used, the error may be reduced.

【００２５】[0025]

【発明の効果】以上述べたように、本発明によれば、検
波用参照波の周波数ずれに起因する位相ずれを計測デー
タから検出し補正することにより、装置の調整を必ずし
も厳密に行わなくとも、アーチファクトのない画像を撮
影することができる。As described above, according to the present invention, the phase shift caused by the frequency shift of the reference wave for detection is detected from the measurement data and corrected, so that the adjustment of the apparatus is not necessarily performed strictly. Thus, an image free from artifacts can be taken.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】磁気共鳴を用いた検査装置の一例を示す図。FIG. 1 is a diagram showing an example of an inspection device using magnetic resonance.

【図２】エコープラナー法の説明図。FIG. 2 is an explanatory diagram of an echo planar method.

【図３】計測空間を示す図。FIG. 3 is a diagram showing a measurement space.

【図４】本発明の一実施例のフローチャート。FIG. 4 is a flowchart of one embodiment of the present invention.

【図５】本発明の他の実施例のフローチャート。FIG. 5 is a flowchart of another embodiment of the present invention.

【図６】図４の手順の一部を説明する図。FIG. 6 is a view for explaining a part of the procedure in FIG. 4;

【図７】図５の手順の一部を説明する図。FIG. 7 is a view for explaining a part of the procedure in FIG. 5;

【図８】ゴースト像の説明図。FIG. 8 is an explanatory diagram of a ghost image.

【図９】計測空間分割型エコープラナー法の計測空間を
示す図。FIG. 9 is a diagram showing a measurement space of a measurement space division type echo planar method.

【図１０】グラディエントスピンエコー法の説明図。FIG. 10 is an explanatory diagram of a gradient spin echo method.

【図１１】グラディエントスピンエコー法の計測空間を
示す図。FIG. 11 is a diagram showing a measurement space of the gradient spin echo method.

【図１２】グラディエントスピンエコー法のエコー信号
とその位相の関係を示す図。FIG. 12 is a diagram showing a relationship between an echo signal of the gradient spin echo method and its phase.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０…本来の画像、１１，１２…ゴースト、１０１…静
磁場を発生するマグネット、１０２…傾斜磁場コイル、
１０３…検査対象、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…シムコイル、１１
３…シム電源、２０１…スライス傾斜磁場パルス、２０
２…高周波磁場パルス、２０３…ディフェーズ用傾斜磁
場パルス、２０４…ディフェーズ用傾斜磁場パルス、２
０５…エコー、２０６…位相エンコード傾斜磁場パル
ス、２０７…リードアウト傾斜磁場パルス10: Original image, 11, 12: Ghost, 101: Magnet generating static magnetic field, 102: Gradient magnetic field coil,
Reference numeral 103: inspection object, 104: sequencer, 105: gradient power supply, 106: high-frequency magnetic field generator, 107: probe, 108: receiver, 109: computer, 110: display, 111: storage medium, 112: shim coil, 11
3: Shim power supply, 201: slice gradient magnetic field pulse, 20
2: high frequency magnetic field pulse, 203: gradient magnetic field pulse for dephase, 204: gradient magnetic field pulse for dephase, 2
05: echo, 206: phase encoding gradient magnetic field pulse, 207: readout gradient magnetic field pulse

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 西村 博 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株式会社 日立メディコ内 (56)参考文献 特開 平５−68674（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−215440（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of front page (72) Inventor Hiroshi Nishimura 1-1-1 Uchikanda, Chiyoda-ku, Tokyo Inside Hitachi Medical Corporation (56) References JP-A-5-68674 (JP, A) JP-A Heisei 2-215440 (JP, A) (58) Fields surveyed (Int. Cl. ⁷ , DB name) A61B 5/055

Claims (8)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 静磁場の発生手段と、検査対象に照射し
て磁化を励起する高周波磁場の発生手段と、励起領域を
決定するスライス傾斜磁場、リードアウト方向の位置情
報を前記磁化に付与するための正負交互のリードアウト
傾斜磁場、及び位相エンコード方向の位置情報を前記磁
化に付与するための位相エンコード傾斜磁場を発生する
手段と、前記検査対象からのエコー信号の検出手段と、
前記検出手段により計測された信号を処理して画像再構
成を行なう演算処理装置とを具備し、前記位相エンコー
ド傾斜磁場を印加しないで複数の参照用エコー信号を計
測し、前記参照用エコー信号のピークを検出して、核磁
気共鳴周波数と検波用参照波との周波数ずれに起因する
位相ずれの検出を、前記ピークの時刻と前記参照用エコ
ー信号の位相から単位時間当たりの位相ずれを計算する
ことにより行ない、前記位相エンコード傾斜磁場を印加
して計測した画像再構成用エコー信号の位相を前記位相
ずれだけ戻す処理を行ない、前記位相ずれが戻された前
記画像再構成用エコー信号を用いて前記画像再構成を行
なうことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。1. A means for generating a static magnetic field, a means for generating a high-frequency magnetic field for irradiating an inspection object to excite magnetization, a slice gradient magnetic field for determining an excitation area, and position information in a readout direction are given to the magnetization. Positive and negative alternate readout gradient magnetic field, and means for generating a phase encoding gradient magnetic field for applying position information in the phase encoding direction to the magnetization, and detecting means for echo signals from the inspection object,
An arithmetic processing unit that performs image reconstruction by processing the signal measured by the detection unit, and measures a plurality of reference echo signals without applying the phase-encoding gradient magnetic field . The peak is detected , and the detection of the phase shift caused by the frequency shift between the nuclear magnetic resonance frequency and the reference wave for detection is performed based on the time of the peak and the reference echo.
-Calculate phase shift per unit time from signal phase
By performing the process of returning the phase of the image reconstruction echo signal measured by applying the phase encoding gradient magnetic field by the phase shift, using the image reconstruction echo signal with the phase shift returned. A magnetic resonance imaging apparatus for performing the image reconstruction. 【請求項２】 静磁場の発生手段と、検査対象に照射し
て磁化を励起する高周波磁場の発生手段と、励起領域を
決定するスライス傾斜磁場、リードアウト方向の位置情
報を前記磁化に付与するための正負交互のリードアウト
傾斜磁場、及び位相エンコード方向の位置情報を前記磁
化に付与するための位相エンコード傾斜磁場を発生する
手段と、前記検査対象からのエコー信号の検出手段と、
前記検出手段により計測された信号を処理して画像再構
成を行なう演算処理装置とを具備し、前記位相エンコー
ド傾斜磁場を印加しないで複数の参照用エコー信号を計
測し、前記リードアウト傾斜磁場の符号に応じて前記参
照用エコー信号を時間軸方向に反転させ、時間軸方向に
反転させた前記参照用エコー信号の位相と時間軸方向に
反転させていない前記参照用エコー信号の位相との差分
を計算し、核磁気共鳴周波数と検波用参照波との周波数
ずれに起因する位相ずれの検出を、前記差分と前記参照
用エコー信号のサンプリング点の時刻とから単位時間当
たりの位相ずれを計算することにより行ない、前記位相
エンコード傾斜磁場を印加して計測した画像再構成用エ
コー信号の位相を前記位相ずれだけ戻す処理を行ない、
前記位相ずれが戻された前記画像再構成用エコー信号を
用いて前記画像再構成を行なうことを特徴とする磁気共
鳴イメージング装置。2. A means for generating a static magnetic field, a means for generating a high-frequency magnetic field for irradiating a test object to excite magnetization, a slice gradient magnetic field for determining an excitation area, and position information in a readout direction are given to the magnetization. Positive and negative alternate readout gradient magnetic field, and means for generating a phase encoding gradient magnetic field for applying position information in the phase encoding direction to the magnetization, and detecting means for echo signals from the inspection object,
An arithmetic processing unit for processing the signal measured by the detection means to perform image reconstruction, measuring a plurality of reference echo signals without applying the phase encoding gradient magnetic field, and measuring the readout gradient magnetic field. The reference echo signal is inverted in the time axis direction according to the sign, and the difference between the phase of the reference echo signal inverted in the time axis direction and the phase of the reference echo signal not inverted in the time axis direction. Is calculated, and the phase shift due to the frequency shift between the nuclear magnetic resonance frequency and the reference wave for detection is detected, and the phase shift per unit time is calculated from the difference and the time of the sampling point of the reference echo signal. By performing the process, the phase of the echo signal for image reconstruction measured by applying the phase encoding gradient magnetic field is returned by the phase shift,
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the image reconstruction is performed using the image reconstruction echo signal whose phase shift has been returned. 【請求項３】 静磁場の発生手段と、検査対象に照射し
て磁化を励起する高周波磁場の発生手段と、励起領域を
決定するスライス傾斜磁場、リードアウト方向の位置情
報を前記磁化に付与するための正負交互のリードアウト
傾斜磁場、及び位相エンコード方向の位置情報を前記磁
化に付与するための位相エンコード傾斜磁場を発生する
手段と、前記検査対象からのエコー信号の検出手段と、
前記検出手段により計測された信号を処理して画像再構
成を行なう演算処理装置とを具備し、前記位相エンコー
ド傾斜磁場を印加しないで複数の参照用エコー信号を計
測し、前記リードアウト傾斜磁場の符号に応じて前記参
照用エコー信号を時間軸方向に反転させ、前記各参照用
エコー信号のピークを検出し、前記参照用エコー信号を
サンプリング方向にシフトさせ前記各参照用エコー信号
の前記ピークを一致させて、時間軸方向に反転させた前
記参照用エコー信号の位相と時間軸方向に反転させてい
ない前記参照用エコー信号の位相との差分を計算し、核
磁気共鳴周波数と検波用参照波との周波数ずれに起因す
る位相ずれの検出を、前記差分と前記参照用エコー信号
のサンプリング点の時刻とから単位時間当たりの位相ず
れを計算することにより行ない、前記位相エンコード傾
斜磁場を印加して計測した画像再構成用エコー信号の位
相を前記位相ずれだけ戻す処理を行ない、前記位相ずれ
が戻された前記画像再構成用エコー信号を用いて前記画
像再構成を行なうことを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置。3. A means for generating a static magnetic field, a means for generating a high-frequency magnetic field for irradiating a test object to excite magnetization, a slice gradient magnetic field for determining an excitation area, and position information in a readout direction are given to the magnetization. Positive and negative alternate readout gradient magnetic field, and means for generating a phase encoding gradient magnetic field for applying position information in the phase encoding direction to the magnetization, and detecting means for echo signals from the inspection object,
An arithmetic processing unit for processing the signal measured by the detection means to perform image reconstruction, measuring a plurality of reference echo signals without applying the phase encoding gradient magnetic field, and measuring the readout gradient magnetic field. The reference echo signal is inverted in the time axis direction according to the sign, the peak of each of the reference echo signals is detected, and the reference echo signal is shifted in the sampling direction to change the peak of each of the reference echo signals. By calculating the difference between the phase of the reference echo signal inverted in the time axis direction and the phase of the reference echo signal not inverted in the time axis direction, the nuclear magnetic resonance frequency and the reference wave for detection are matched. Detecting a phase shift caused by a frequency shift between the reference echo signal and a time at a sampling point of the reference echo signal, and calculating a phase shift per unit time. Performing a process of returning the phase of the image reconstruction echo signal measured by applying the phase encoding gradient magnetic field by the phase shift, and using the image reconstruction echo signal having the phase shift returned. A magnetic resonance imaging apparatus for performing image reconstruction. 【請求項４】 請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁
気共鳴イメージング装置において、前記単位時間当たり
の位相ずれを最小二乗法を用いて計算することを特徴と
する磁気共鳴イメージング装置。4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the phase shift per unit time is calculated using a least squares method. 【請求項５】 請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁
気共鳴イメージング装置において、前記リードアウト傾
斜磁場の１個のパルスについて、前記位相エンコード方
向の異なる位置情報を持つ１個の前記エコー信号を検出
するエコープラナー法によるパルスシーケンスにより、
前記エコー信号が検出されることを特徴とする磁気共鳴
イメージング装置。5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein one pulse of the readout gradient magnetic field has different position information in the phase encoding direction. By the pulse sequence by the echo planar method to detect the echo signal,
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the echo signal is detected. 【請求項６】 請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁
気共鳴イメージング装置において、前記リードアウト傾
斜磁場の１個のパルスについて、前記位相エンコード方
向の異なる位置情報を持つ１個の前記エコー信号を検出
する計測空間分割型エコープラナー法によるパルスシー
ケンスにより、前記エコー信号が検出されることを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置。6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein, for one pulse of the readout gradient magnetic field, one pulse having different position information in the phase encoding direction. A magnetic resonance imaging apparatus wherein the echo signal is detected by a pulse sequence based on a measurement space division type echo planar method for detecting the echo signal. 【請求項７】 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング
装置において、１８０°パルスを複数回印加するグラデ
ィエントスピンエコー法によるパルスシーケンスによ
り、前記エコー信号が検出されることを特徴とする磁気
共鳴イメージング装置。7. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the echo signal is detected by a pulse sequence based on a gradient spin echo method in which a 180 ° pulse is applied a plurality of times. . 【請求項８】 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング
装置において、１８０°パルスを複数回印加するグラデ
ィエントスピンエコー法によるパルスシーケンスによ
り、前記エコー信号が検出され、１回目の前記１８０°
パルスと２回目の前記１８０°パルスの間の前記エコー
信号を前記参照用エコー信号として用いて、前記単位時
間当たりの位相ずれを計算することを特徴とする磁気共
鳴イメージング装置。8. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the echo signal is detected by a pulse sequence based on a gradient spin echo method in which a 180 ° pulse is applied a plurality of times, and the first 180 ° pulse is applied.
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the phase shift per unit time is calculated using the echo signal between a pulse and the second 180 ° pulse as the reference echo signal.