JPH10165389A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】ＭＲＩ装置において、検出信号をＡＤ変換する
際のサンプリング信号の高調波に起因して、収束性ノイ
ズによる画像輝点が発生する問題を解決する。 【解決手段】ADコンバータ26のサンプリング周波数ｆs
と受信時にデジタルシンセサイザ21が発する基準周波数
ｆLとを、ｆL＝ｎ×ｆs／２の関係に保つことによっ
て、輝点ノイズとなるサンプリング周波数ｆsの高調波
成分の収束位置を常に画像外に位置させる。画像上に生
じる輝点ノイズの位置を視野外に移動することができる
ため、輝点ノイズの影響のない良好な画像が得られる。
磁場変動等による検出信号の中心周波数の変動に対して
は演算装置で用いる波形テーブルを可変とすることによ
り対応する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴を利用
して被検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージン
グ装置に関し、特にその受信方式に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用し被検体中の
所望の検査部位における原子核スピンの密度分布、緩和
時間分布を計測して、その計測データから被検体の断面
を画像表示するものである。

【０００３】このようなＭＲＩ装置では、画像再構成手
法として一般的に2DFT法が用いられている。2DFT法によ
る画像再構成手法は、各エンコードにおける検出信号が
被検体の撮像領域全体から得られるため、信号強度が大
きという利点がある。2DFT法による画像のSN比は、ノイ
ズがランダムである場合、信号検出回数の1/2乗に比例
して向上するため、エンコード回数が大きいと有利であ
る。したがって、信号検出回数が多く撮像時間が長いほ
ど画像のSN比は向上するといえる。

【０００４】ところが、信号に混入するノイズによって
は性質が異なる。ノイズの周波数や位相が変動せずＭＲ
Ｉ装置の受信回路と同期している場合は、エンコードや
積算の回数に応じてノイズの影響が大きくなる。つま
り、撮像時間が長いほどこのようなノイズは収束して画
像に輝点を生じ問題となる。通常この種のノイズは外来
ではなく、受信回路自体が発生源である。この輝点ノイ
ズ発生の原理を図６に示す受信回路の基本構成図を用い
て説明する。

【０００５】ＭＲＩ装置の受信回路は、基本的構成とし
て被検体から発生する核磁気共鳴信号（エコー信号）を
検出する受信コイル17と、検出される信号をデジタル変
換するために低周波信号に変換するミキサ25と、ＡＤコ
ンバータ26とを備えている。受信コイル17で検出された
高周波信号は、その周波数のままではデジタル変換には
高すぎるため、高周波増幅器30で増幅された後、ミキサ
25によって低周波信号に変換される。例えば静磁場強度
0.3Ｔ（テスラ）のＭＲＩ装置の場合、受信コイル17で
検出される高周波信号の中心周波数は約12.70MHzの信号
であり、その帯域幅が100KHzであるとすると、ミキサ25
は、デジタルシンセサイザ21より12.65MHzの基準周波数
を入力し、検出信号との差分である50KHzを中心としたD
C（直流）から100KHzまでの低周波信号に変換する。周
波数変換された信号は可変増幅器31によって適当なレベ
ルに増幅された後、ミキシングによって生じる高周波成
分をローパスフィルタ32で除去した後、ＡＤコンバータ
26によりデジタルデータに変換される。このＡＤ変換の
サンプリング信号の周波数は、サンプリング定理より最
大周波数の信号の２倍以上あればよいので、この例では
制御装置10から200KHzのサンプリング信号をADコンバー
タ26に与えればよい。

【０００６】このような受信回路においてデジタルシン
セサイザ21と制御装置10は同期しており、サンプリング
信号はデジタル信号であるため多くの高次高調波を含ん
でいる。これら高次高調波のうち、基準周波数に近い周
波数の高調波が、ミキサ25に混入すると、この高調波の
周波数と基準周波数との差を周波数とする信号がミキサ
25の出力として常に発生することとなり、これが画像の
輝点ノイズとして表われる。例えば前掲の例でサンプリ
ング信号（200KHz）の63次高調波である12.60MHz成分が
ミキサ25に混入すると基準周波数（12.65MHz）との差で
ある50KHzを常に発生することとなり、これは画像の中
心に位置した輝点となる。63次高調波の電圧レベルは、
サンプリング信号の電圧レベルを約4Ｖとした場合、そ
の1/63として60mＶ以上あり、微弱な検出信号（通常数m
V）のレベルと比較して大きい。

【０００７】

【発明が解決しよとする課題】このように従来のＭＲＩ
装置では、受信回路に起因する無視できない高周波ノイ
ズが発生し、様々な経路から混入する。しかもこの高周
波ノイズはランダムノイズと異なり信号積算により比例
的に増加するため、信号検出回数が多い３次元撮像では
特に問題である。

【０００８】従来はこのような収束性ノイズに対しては
ノイズ発生源や受信回路を遮蔽することによって対処し
ていた。しかし、この手段では低減はできるが根本的解
決にはならず、20dB遮蔽を強化したとしても、３次元撮
像のスライス枚数を10倍にすると収束性ノイズの影響は
同等となってしまう。また、装置や回路の遮蔽はコスト
がかかり、十分な遮蔽は困難であった。

【０００９】従って、本発明はこのような収束性ノイズ
が画像に与える影響を回避し、輝点ノイズのない良好な
MRI画像の得られる受信方式を提供することを目的とす
る。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明のＭＲＩ装置は、
受信回路において信号受信に使用する基準周波数をＡＤ
コンバータのサプリング周波数のｎ／２（ｎは整数）倍
に固定して用いる構成とし、これにより受信回路のミキ
サによって生じる高調波のスプリアス周波数が、収束性
ノイズとなって画像に影響を与えることを解決する。

【００１１】即ち、本発明のＭＲＩ装置は、被検体に静
磁場、傾斜磁場、高周波磁場を与える各磁場発生手段
と、被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する受信手
段と、受信手段で検出された信号を用いて被検体の対象
領域の物理的性質を表わす画像を得る演算手段とを備え
た磁気共鳴イメージング装置において、受信手段は、磁
気共鳴信号を受信する受信コイルと、基準周波数の信号
を用いて受信コイルが受信した受信信号を周波数変換す
る手段と、周波数変換された受信信号を所定のサンプリ
ング周波数でＡ／Ｄ変換する手段とを備え、周波数変換
の基準周波数はサンプリング周波数のｎ／２（ｎは整
数）倍に設定されているものである。

【００１２】基準周波数とサンプリング信号の周波数の
関係を上記のように固定することにより、受信回路に起
因する輝点ノイズを、常に低周波変換された信号の帯域
外、即ち画像視野の外にして、画像に対する影響を回避
できる。

【００１３】また本発明のＭＲＩ装置は、その好適な態
様として、演算手段がＡ／Ｄ変換された受信信号をデジ
タル検波する手段を備え、該デジタル検波手段は、磁気
共鳴信号の中心周波数の変動に対応して異なる参照周波
数データを用いる。

【００１４】ＭＲＩでは静磁場の変動に伴う信号中心周
波数の移動や視野移動機能を実現するために基準周波数
を変えて用いる必要があるが、本発明では基準周波数を
サンプリング周波数との関連で固定して用いる構成と
し、デジタル検波の参照波テーブルを可変とすることに
より、基準周波数を変えるのと同じ機能を実現できる。

【００１５】

【発明の実施の態様】以下、本発明の実施例を添付図面
に基づいて詳細に説明する。

【００１６】図２は本発明に係るＭＲＩ装置の全体構成
概略を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、核磁
気共鳴(NMR)現象を利用して被検体14の断層画像を得る
ものであり、被検体14を寝かせるためのベッド16と、磁
場発生手段として、静磁場を発生する磁場発生装置11、
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル4及び高周波磁場を
発生する照射コイル18と、ＮＭＲ信号を検出する受信コ
イル17と、撮像における種々のパルスシーケンスをコン
トロールする制御装置10と、高速な画像データ演算装置
13と、演算結果であるMRI画像を表示する表示装置15と
を備えている。

【００１７】磁場発生装置11は、被検体14に強く均一な
静磁場を発生させるもので、被検体14の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式あるいは超伝導方式等の
磁場発生手段が配置されている。

【００１８】傾斜磁場コイル4はＸ、Ｙ、Ｚの３軸に３
組配置され、制御装置10に制御される傾斜磁場電源3の
出力電流によって被検体14の周りに必要な傾斜磁場空間
を形成し、NMR信号に位置情報を与える。

【００１９】照射コイル18及び受信コイル17は、それぞ
れ高周波装置19に接続されている。高周波装置19は制御
装置10のコントロールに従って照射コイル18により被検
体14にスピン励起のための高周波パルスを照射する。ま
た、この結果生じるNMR信号を 受信コイル17で検出し、
高周波装置19で収集した信号データに演算装置13で画像
再構成演算等を行ない、得られたMRI画像を表示装置15
に出力するようになっている。尚、傾斜磁場コイル4の
電源3、高周波装置19、制御装置10及び演算装置13は、
図示しない入力手段を備えたMRIユニット12を構成す
る。

【００２０】高周波装置19は、その構成例を図３に示す
ように、高精度な基準発振器20と、基準発振器20の周波
数を基に制御装置10より指示された周波数、位相、波形
をもつ高周波信号を出力するデジタルシンセサイザ21
と、この高周波信号を照射時にはパワーアンプ23に、受
信時には受信回路24に出力する高周波スイッチ22と、受
信回路24とを備えている。受信回路24は、主としてミキ
サ25とADコンバータ26とから成り、受信コイル17の検出
信号をデジタルシンセサイザ21からの高周波信号（基準
周波数）とミキサ25にて合成し、低い周波数に変換をし
てADコンバータ26によりデジタルデータとして演算装置
13に出力する。

【００２１】このミキサ25で用いる基準周波数ｆLは、N
MR信号の中心周波数をｆ0、帯域をΔｆとするとき、ｆL
≧ｆ0＋Δｆ／２或いはｆL≦ｆ0−Δｆ／２となるよう
に設定され、更にADコンバータ26のサンプリング周波数
の高調波の混入の影響を除去するために、下記を満たす
ように設定されている。

【００２２】ｆL＝ｎ×ｆs／２ （ｎは整数） ここでｆsは、ADコンバータ26のサンプリング周波数
で、このサンプリング周波数ｆsは、ミキサ25によって
低周波に変換された信号の最大周波数信号の周波数をｆ
maxとするとき、ナイキスト定理により、 ｆs≧２×ｆmax となるように設定されている。

【００２３】演算装置13は、図４に示すようにデジタル
検波部40とデジタルフィルタ部41と2DFT演算部42からな
り、デジタル検波部40は参照周波数データを用いてADコ
ンバータ26の出力をデジタル的に検波する。参照周波数
データとしては、通常直交検波を行うためにサイン波及
びそれと位相が９０度ずれたコサイン波の波形テーブル
43を用いる。デジタルフィルタ部41は検波後のデータを
必要な帯域に制限してから2DFT演算部42により画像再構
成して表示装置15に出力する。

【００２４】次に以上のような構成におけるＭＲＩ装置
の受信系の動作について説明する。

【００２５】まず受信コイル17により検出されたNMR信
号を、高周波増幅器30で増幅した後ミキサ25で低周波の
信号に変換する。NMR信号は図５（ａ）に示すような所
定の中心周波数ｆ0と、最大周波数帯域幅Δｆとを有す
る電圧レベル数mVという微弱な高周波信号Ｓ0であり、
その中心周波数は静磁場磁場強度に依存し、最大周波数
帯域幅は傾斜磁場の傾斜に依存している。ミキサ25では
このNMR信号をデジタルシンセサイザ21からの基準周波
数ｆLとミキシングする。この結果、両者の和と差の周
波数である（ｆL＋ｆ0）と（ｆL−ｆ0）を中心とした周
波数帯域Δｆの信号が生じる。これをADコンバータ26の
入力レベルに最適に可変増幅器32で調整した後、折り返
し歪みを阻止するためのローパスフィルタ32で（ｆL−
ｆ0）＋Δｆ／２以上の周波数成分を遮断して、図５
（ｂ）に示すような低周波の信号Ｓ1を得る。これを制
御装置10からのサンプリング信号にしたがってADコンバ
ータ26でデジタル変換し、演算装置13にデジタルデータ
を出力する。デジタルデータにはDCから（ｆL−ｆ0）＋
Δｆ／２までの信号成分が含まれているが、必要な画像
視野の信号は（ｆL−ｆ0）−Δｆ／２から（ｆL−ｆ0）
＋Δｆ／２に存在する。

【００２６】ここでADコンバータ26におけるサンプリン
グ信号の周波数ｆsは、変換後の信号の最大周波数をｆm
ax＝（ｆL−ｆ0）＋Δｆ／２とすると、サンプリング定
理より、ｆs≧２×ｆmaxであり、サンプリング信号から
高周波回路に混入するデジタルノイズはｆsごとの高調
波である。

【００２７】一方、本発明において周波数変換の基準周
波数ｆLは、 ｆL＝ｎ×ｆs／２ （ｎは整数） と設定されているので、ｎが偶数（ｎ＝２ｍ：ｍは整
数）のときには基準周波数ｆLはサンプリング周波数ｆs
のｍ次高調波と一致し、この高調波はミキシング後、Ｄ
Ｃに位置し信号Ｓ1の帯域内に入ってくることはない
（図５（ｃ））。またそれより高次（ｍ＋１）の高調波
は、周波数ｆL＋ｆsで表われるので、信号Ｓ1の帯域か
ら外れることになる。一方、ｎが奇数（ｎ＝２ｍ＋１）
のときにはサンプリング周波数ｆLの（ｍ＋１）次高調
波が周波数（ｆL＋ｆs／２）で表われる。この高調波の
周波数は、低周波変換されたとき信号Ｓ1の最大周波数
信号ｆmax（≧ｆs／２）以上となるので、この高調波も
信号Ｓ1の帯域内に入ってくることはない。またそれよ
り次数が１次低い高調波も帯域外となる。

【００２８】このようにミキサ25の基準周波数をサンプ
リング周波数との関係で所定の周波数とすることによ
り、サンプリング周波数のすべての高調波をＤＣ或いは
ｆmax外に変化することができる。尚、上記説明では、
簡単にするためにｆL≧ｆ0＋Δｆ／２の場合について説
明したが、ｆL≦ｆ0−Δｆ／２でも同様である。

【００２９】次に演算装置13は、デジタル検波部40にお
いてADコンバータ26の出力である画像データに上記演算
によって求められた波形テーブル43のサイン波データ及
びコサイン波データをそれぞれ掛算器44で掛算し、演算
によって±Δｆのデータに変換する。即ち、（ｆL−ｆ
0）−Δｆ／２から（ｆL−ｆ0）＋Δｆ／２の画像デー
タに、サイン波及びコサイン波の周波数が（ｆL−ｆ0）
である波形テーブルを用いることにより、−Δｆ／２〜
＋Δｆ／２のデータに変換する。これをデジタルフィル
タ部41で必要な帯域に制限してから2DFT演算部42により
画像再構成して表示装置15に出力する。

【００３０】ところで、MRI装置では、磁場発生装置11
の磁場変動や意図的に撮像視野を移動する場合、信号の
中心周波数を移動する必要がある。本発明では上述した
ようにミキサ25の基準周波数がサンプリング周波数との
関係で一定に設定されているので、中心周波数がシフト
したときに、そのままこの基準周波数を用いると、得ら
れるMR画像は視野の中心が画像中心からずれたものとな
る。従って、本実施例では演算装置13側でこのずれを解
消する。

【００３１】このような演算装置13において、NMR信号
の中心周波数の変動による画像のずれは、１）デジタル
フィルタ部41のフィルタ特性を可変帯域フィルタとし、
得られる画像を移動させる、２）参照周波数データの周
波数を可変とする、等により解消することができ、好適
には、デジタル検波部40で用いる参照周波数データの周
波数を変えることによって対応する。周波数の異なるサ
イン波或いはコサイン波の参照周波数データは、補間演
算等の演算によって容易に求めることができ、それを波
形テーブル43として用いればよい。尚、受信回路24の通
過帯域及びADコンバータ26のサンプリング周波数はこの
変動分を考慮して広くしておくことが好ましい。

【００３２】ここで本発明に係る受信回路24について静
磁場強度0.3Tの場合を例に図１を用いて説明する。この
場合、受信コイル17により検出されるNMR信号の中心周
波数は約12.70MHzであり、最大周波数帯域幅が100KHzと
して説明する。尚、図１に示す受信回路は図６に示す従
来の受信回路と同一構成であるが設定周波数が異なって
いる。

【００３３】このような条件で、基準周波数に12.60MHz
を選ぶと、ミキサ25により変換された低周波信号の中心
周波数は100KHzであり、50KHzから150KHzまでの周波数
帯域を持つ。この信号をすべてデジタル変換するにはサ
ンプリング信号周波数は300KHz以上に設定する必要があ
る。ここで基準周波数を12.60MHz、サンプリング周波数
を300KHzとすると、両者の周波数は１対４２で整数比の
関係にあり、サンプリング信号の４２次高調波である1
2.60MHzがミキサ25に混入してもDCに変換されるので画
像視野（50〜150KHz）外であり影響を及ぼさない。もち
ろん４３次高調波（12.9OMHz）も同様に視野外（300kH
z）に変換され問題はない。さらにデジタル変換による
折り返しを生じても、すべての高調波がＤＣあるいは30
0KHzに位置し、視野内に輝点を生じることはない。

【００３４】また基準周波数をサンプリング信号周波数
の１／２（150KHz）の85倍である12.75MHzに設定した場
合、画像視野はＤＣから100KHzとなる。この場合サンプ
リング信号のすべての高調波は150KHzに位置し、画像に
輝点は生じない。したがって、基準周波数がサンプリン
グ周波数／２と整数倍となる関係を保てば、いかなる周
波数の組合わせにおいても画像に輝点は生じない。

【００３５】前掲の例で、演算装置13は、デジタル検波
部40においてADコンバータ26からの50〜150KHzの画像デ
ータに波形テーブル43の100KHzのサイン（コサイン）波
データを掛算器44で掛算し、演算によって−50〜＋50KH
zのデータに変換してデジタルフィルタ部41で必要な帯
域に制限してから2DFT演算部42により画像再構成して表
示装置15に出力する。

【００３６】この場合、例えば、磁場が低下して信号周
波数が12.69MHzに変化したときには、受信回路24より出
力される画像データの中心周波数は90KHzとなるので、
波形テーブル43の周波数を90KHzにすれば良い。また信
号周波数が12.71MHzに変化した場合は、画像データの中
心周波数は110KHzとなるが、ADコンバータ26のサンプリ
ング周波数を例えば600KHz（２１次高調波が基準周波数
となる）としておくことにより、このような変動に対応
でき、且つ折返しアーチファクトを防止することができ
る。

【００３７】

【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、NMR
信号を低周波信号に変換する際の基準周波数をサンプリ
ング周波数との関係で所定の関係に保つことにより、サ
ンプリング信号に起因する輝点ノイズが視野内に存在す
ることを防止でき、ノイズのない良好な画像の得られ
る、高性能なMRI装置を提供できる。更に本発明では、N
MR信号の中心周波数のシフトに対応して、AD変換された
画像データをデジタル検波する際の波形データを可変に
することにより、磁場変動や視野移動に容易に対応でき
るMRI装置を提供できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による受信回路の構成図

【図２】本発明が適用されるMRI装置の全体ブロック図

【図３】図２のMRI装置の高周波装置の一実施例を示す
構成図

【図４】図２のMRI装置の演算装置の一実施例を示す構
成図

【図５】本発明の受信回路の動作原理を説明する図

【図６】従来のMRI装置における受信回路の動作を説明
する図

【符号の説明】

13・・・・・・演算装置 17・・・・・・受信コイル 21・・・・・・デジタルシンセサイザ 24・・・・・・受信回路 25・・・・・・ミキサ（周波数変換手段） 26・・・・・・ADコンバータ（A/D変換手段） 40・・・・・・デジタル検波部 42・・・・・・2DFT演算部（演算手段） 43・・・・・・波形テーブル

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体に静磁場、傾斜磁場、高周波磁場を
   与える各磁場発生手段と、前記被検体から発生する磁気
   共鳴信号を検出する受信手段と、前記受信手段で検出さ
   れた信号を用いて前記被検体の対象領域の物理的性質を
   表わす画像を得る演算手段とを備えた磁気共鳴イメージ
   ング装置において、 前記受信手段は、前記磁気共鳴信号を受信する受信コイ
   ルと、基準周波数の信号を用いて前記受信コイルが受信
   した受信信号を周波数変換する手段と、前記手段で周波
   数変換された受信信号を所定のサンプリング周波数でＡ
   ／Ｄ変換する手段とを備え、前記基準周波数は前記サン
   プリング周波数のｎ／２（ｎは整数）倍に設定されてい
   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２】前記演算手段は、Ａ／Ｄ変換された受信信
   号を参照周波数データを用いてデジタル検波する手段を
   備え、該デジタル検波手段は、前記磁気共鳴信号の中心
   周波数の変動に対応して異なる参照周波数データを用い
   ることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージン
   グ装置。