JP2016131847A - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＩ装置において、励起範囲の選択ができ、分解能の設定が自由にでき、ＴＥによるコントラストの調整を行うことができ、計測時間が延長せず、かつ、騒音を低減する技術を提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置を用いた計測時に、高周波磁場パルス照射後に再収束(リフォーカス；Ｒｅｆｏｃｕｓ）を行わないスライス励起部と、位相分散（ディフェーズ（Ｄｅｐｈａｓｅ）を行わずに、再収束を行わないことにより変位したｋ空間の位置から放射状にｋ空間走査を行うエコー信号読み出し部と、を備えるシーケンスに従って、エコー信号の計測を行う。【選択図】 図３

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴信号（以下、ＮＭＲ信号と呼ぶ）を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと呼ぶ）装置に関し、特に、騒音を抑制するパルスシーケンス技術に関する。

ＭＲＩ装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するＮＭＲ信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、被検体を静磁場（分極磁場Ｂ０）内に配置した上で、特定の領域を選択励起するためにスライス選択用の傾斜磁場パルスと共に高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を印加し、その後、励起範囲内を読み出し用の傾斜磁場パルスの印加により位相または周波数のエンコードを行う。

傾斜磁場パルスの印加には、ＭＲＩ装置のＸ、Ｙ、Ｚ軸に沿って傾斜磁場を発生するように設計された傾斜磁場コイルが用いられる。傾斜磁場パルスの立ち上がり、立ち下りといった印加強度が変化する際に傾斜磁場コイルが振動し、それが騒音となる。

この騒音を低減するため、例えば、スライス選択傾斜磁場パルスと読み出し傾斜磁場パルスとをそれぞれ、別箇に印加するのではなく、両者を一つの傾斜磁場パルスとして印加する手法がある。これは、ＰＥＴＲＡ（Ｐｏｉｎｔｗｉｓｅ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ Ｔｉｍｅ Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｒａｄｉａｌ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）と呼ばれる撮影法（例えば、非特許文献１参照）で、これにより、騒音の原因となる傾斜磁場パルスの立ち上がり・立ち下がりの回数が減るため、騒音が低減する。

また、ＴＥ（エコー時間）を短くすることを目的とした超短エコー時間シーケンス（Ｕｌｔｒａ−ｓｈｏｒｔ ＴＥ Ｓｅｑｕｅｎｃｅ；ＵＴＥ）に従う撮影法がある（例えば、特許文献１参照）。ＵＴＥでは、Ｈａｌｆ ＲＦパルスと呼ばれるリフォーカス（Ｒｅｆｏｃｕｓ）を必要としないスライス選択傾斜磁場パルスと、ｋ空間中心から走査を開始する読み出し傾斜磁場パルスとを用いる。ｋ空間中心から走査を開始するため、読み出し傾斜磁場パルスには、ディフェーズ（Ｄｅｐｈａｓｅ）パルスが不要となる。従って、ＵＴＥによれば、傾斜磁場の極性の反転回数が減り、騒音が低減する。

Ｇｒｏｄｚｋｉ ＤＭ ｅｔ ａｌ， "Ｕｌｔｒａｓｈｏｒｔ ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ｐｏｉｎｔｗｉｓｅ ｅｎｃｏｄｉｎｇ ｔｉｍｅ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｒａｄｉａｌ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ （ＰＥＴＲＡ）" Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ； Ｆｅｂｒｕａｒｙ ２０１２ Ｖｏｌｕｍｅ ６７、 Ｉｓｓｕｅ ２ ｐ５１０−５１８

欧州特許出願公開第０４９６５０１号明細書

しかしながら、非特許文献１の手法では、スライス選択傾斜磁場パルスと読み出し傾斜磁場パルスとを一つのパルスにまとめ、かつ、それら傾斜磁場パルスの印加方向を３次元方向に変化させる。このため、励起範囲が３次元の各方向に大きさの等しい球形となり、画像分解能はＸＹＺそれぞれの方向が同じものに限られる。従って、励起範囲を限定したり、分解能を必要方向のみ高くしたりできるシーケンスに比べて計測しなければならないデータ量が増えることになり、計測時間が延長するとともに再構成メモリの必要量が増大する。

また、非特許文献１の手法では、ＲＦパルス照射からエコー信号の読み出し開始までの間にＲＦ受信コイルのスイッチングなどにより時間が空く。従って、その間データが収集できないため、ｋ空間中心のデータが欠落する。欠落したｋ空間中心のデータは別スキャンにて計測する必要があり、さらなる計測時間の延長につながる。

さらに、非特許文献１の手法では、スライス選択傾斜磁場パルスと読み出し傾斜磁場パルスとを一つのパルスにまとめているため、ＲＦパルスの照射直後から読み出し傾斜磁場パルスが印加されることになる。このため、第一エコーのＴＥを選択することはできず、ＴＥの選択によるコントラストの調整を行うことができない。

ＵＴＥ（Ｕｌｔｒａ Ｓｈｏｒｔ ＴＥ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）では、Ｈａｌｆ ＲＦパルスを用いることでスライス選択傾斜磁場のリフォーカスパルスを省いている。しかし、Ｈａｌｆ ＲＦパルスを用いる場合、スライス選択傾斜磁場の極性を変えて励起した２つのデータを加算しなければ１つの完全なスライスプロファイルを持ったＮＭＲ信号を得ることができない。そのため、通常のＲＦパルスを用いた場合に比べて、計測時間が２倍になる。

このように、従来の手法によれば、印加する傾斜磁場パルス数が減ることにより、励起範囲と分解能の設定に自由度が少ない、ＴＥの選択によるコントラストの調整ができない、といった制約が生じたり、計測時間が延長したりする。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ＭＲＩ装置において、励起範囲の選択と分解能の設定が自由にでき、ＴＥによるコントラストの調整を行うことができ、計測時間が延長せず、かつ、騒音を低減する技術を提供することを目的とする。

本発明は、ＭＲＩ装置を用いた計測時に、高周波磁場パルス照射後に再収束(リフォーカス；Ｒｅｆｏｃｕｓ）パルスを印加しないスライス励起部と、再収束パルスを印加しないことにより変位したｋ空間上の位置から放射状にｋ空間走査を行い、かつ、位相分散（ディフェーズ（Ｄｅｐｈａｓｅ）パルスを印加しないエコー信号読み出し部と、を備えるシーケンスに従って、エコー信号の計測を行う。

本発明によれば、従来のパルスシーケンスに従った計測時と同様に、励起範囲の選択と、分解能の自由な設定と、ＴＥによるコントラストの調整とが可能で、かつ、計測時間の延長を伴うことなく、パルスシーケンス実行中の騒音を低減することが可能となる。

本発明の実施形態のＭＲＩ装置のブロック図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の制御系の機能ブロック図であり、（ｂ）は、本発明の実施形態の信号処理部の処理を説明するための説明図である。 （ａ）は、従来の非直交系シーケンスのパルスシーケンスを説明するための説明図であり、（ｂ）は、本発明の実施形態のパルスシーケンスを説明するための説明図である。 （ａ）は、従来のパルスシーケンスによるｋ空間の走査軌跡を説明するための説明図であり、（ｂ）は、本発明の実施形態のパルスシーケンスによるｋ空間の走査軌跡を説明するための説明図である。 本発明の実施形態のスライス選択傾斜磁場パルスの形状決定手法を説明するための説明図である。

以下、添付図面を用いて本発明の実施形態の一例を説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、特に断らない限り、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

［ＭＲＩ装置構成］
まず、本実施形態のＭＲＩ装置の一例の全体概要を説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生系１２０と、傾斜磁場発生系１３０と、送信系１５０と、受信系１６０と、制御系１７０と、シ−ケンサ１４０と、を備える。

静磁場発生系１２０は、垂直磁場方式であれば、被検体１０１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体１０１の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。

傾斜磁場発生系１３０は、ＭＲＩ装置１００の座標系（装置座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１３１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１３２とを備え、シ−ケンサ１４０からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル１３１の傾斜磁場電源１３２を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。傾斜磁場強度は、傾斜磁場コイル１３１に流す電流値を制御することにより変化させる。

撮影時には、例えば、スライス面（撮影断面）に直交する方向に傾斜磁場パルスＧｓを印加して被検体１０１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、且つ、互いに直交する残りの２つの方向に傾斜磁場パルスＧｐと傾斜磁場パルスＧｆとを印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。以下、本明細書では、スライス面を決定するために印加する傾斜磁場パルスをスライス選択傾斜磁場パルスと呼び、エコー信号に位置情報をエンコードするために、エコー信号読み出し時に印加する傾斜磁場を読み出し傾斜磁場パルスと呼ぶ。

送信系１５０は、被検体１０１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１０１に高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」と呼ぶ。）を照射するもので、高周波発振器（シンセサイザ）と変調器と高周波増幅器とを備える送信処理部１５２と、送信側の高周波コイル（送信コイル）１５１とを備える。高周波発振器はＲＦパルスを生成し、シ−ケンサ１４０からの指令によるタイミングで出力する。変調器は、出力されたＲＦパルスを振幅変調し、高周波増幅器は、この振幅変調されたＲＦパルスを増幅し、被検体１０１に近接して配置された送信コイル１５１に供給する。送信コイル１５１は供給されたＲＦパルスを被検体１０１に照射する。

受信系１６０は、被検体１０１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号（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（受信コイル）１６１と、合成器、増幅器、直交位相検波器、およびＡ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄコンバータ）を備える受信処理部１６２と、を備える。

受信コイル１６１は、被検体１０１に近接して配置され、送信コイル１５１から照射された電磁波によって誘起された被検体１０１の応答のＮＭＲ信号（受信信号；エコー信号）をサンプリングすることにより検出する。サンプリングされた各エコー信号は、受信処理部１６２において、増幅され、シ−ケンサ１４０からの指令によるタイミングで検波され、ディジタル量に変換されて、ｋ空間データとして、制御系１７０に送られる。

シ−ケンサ１４０は、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って繰り返し印加する。なお、パルスシーケンスは、高周波磁場パルス、傾斜磁場パルス、信号受信のタイミングや強度を記述したもので、予め制御系１７０に保持される。シ−ケンサ１４０は、制御系１７０からの指示に従って動作し、被検体１０１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系１５０、傾斜磁場発生系１３０、および受信系１６０に送信する。

制御系１７０は、ＭＲＩ装置１００全体の動作の制御、信号処理、画像再構成等の各種演算、処理結果の表示及び保存等を行うもので、ＣＰＵ１７１と記憶装置１７２と表示装置１７３と入力装置１７４とを備える。記憶装置１７２は、ハードディスク、ＲＯＭ、ＲＡＭなどの内部記憶装置と、外付けハードディスク、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。表示装置１７３は、ＣＲＴ、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置１７４は、ＭＲＩ装置１００の各種制御情報や制御系１７０で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置１７４は、表示装置１７３に近接して配置される。操作者は、表示装置１７３を見ながら入力装置１７４を通してインタラクティブにＭＲＩ装置１００の各種処理に必要な指示、データを入力する。

ＣＰＵ１７１は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置１７２に予め保持されるプログラムを実行することにより、ＭＲＩ装置１００の動作の制御、各種データ処理等の制御系１７０の各処理、各機能を実現する。例えば、受信系１６０からのデータが制御系１７０に入力されると、ＣＰＵ１７１は、信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１０１の断層像を表示装置１７３に表示するとともに、記憶装置１７２に記憶する。

なお、制御系１７０の、全部または一部の機能は、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）などのハードウェアによって実現されてもよい。また、各機能の処理に用いる各種のデータ、処理中に生成される各種のデータは、記憶装置１７２に格納される。

送信コイル１５１と傾斜磁場コイル１３１とは、被検体１０１が挿入される静磁場発生系１２０の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１０１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１０１を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル１６１は、被検体１０１に対向して、或いは取り囲むように設置される。

現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種で、臨床で普及しているものは、被検体１０１の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。ＭＲＩ装置１００では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または機能を、二次元もしくは三次元的に撮像する。

［制御系］
本実施形態では、パルスシーケンス実行中の騒音を低減するために、傾斜磁場パルスの強度変化回数を抑える。これを実現するため、スライス選択傾斜磁場パルスの再収束（リフォーカス：Ｒｅｆｏｃｕｓ）パルスと、読み出し傾斜磁場パルスの位相分散(ディフェーズ：Ｄｅｐｈａｓｅ）パルスを印加しないパルスシーケンスに従って計測を行う。

このとき、スライス選択傾斜磁場パルスのリフォーカスパルスの印加を行わないために、ｋｚ方向にオフセット(変位；シフト）が生じる。本実施形態では、この変位位置を起点とし、ｋ空間の走査を行う。

このような制御を行い、画像を得るため、本実施形態の制御系１７０は、図２（ａ）に示すように、予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場発生系１３０、送信系１５０、受信系１６０を制御し、傾斜磁場パルスおよび高周波磁場パルスを印加し、エコー信号をサンプリングする計測制御部４１０と、計測制御部４１０がサンプリングしたエコー信号から、再構成画像を得る信号処理部４２０と、を備える。

まず、計測制御部４１０が従うパルスシーケンスについて説明する。

［従来のパルスシーケンス］
本実施形態のパルスシーケンスの説明に先立ち、従来の、スライス選択傾斜磁場パルスのリフォーカスパルス、および、読み出し傾斜磁場パルスのディフェーズパルスを印加するパルスシーケンスを説明する。

ここでは、画像を得るための計測として、１つの非直交座標系走査軌跡をｋ空間内の所定の基準点の周りに異なる角度で回転させて得られる複数の非直交座標系走査軌跡に沿ってエコー信号を計測する非直交系サンプリング法の中のラディアルサンプリング法を用いる。ラディアルサンプリング法では、エコー信号をｋ空間の原点を中心として回転角を変えながら放射状に計測する。

図３（ａ）は、従来のパルスシーケンス２００ａを説明する図である。このパルスシーケンス２００ａは、励起高周波磁場（ＲＦ）パルス２０１と、励起ＲＦパルス２０１とともに印加されるスライス選択傾斜磁場パルス２０２と、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の直後に印加されるスライスリフォーカスパルス２０２ｒと、ディフェーズパルス２０３ｄと、ディフェーズパルス２０３ｄの直後に印加される読み出し傾斜磁場パルス２０３と、を備える。

励起ＲＦパルス２０１は、撮影面内の核スピンを励起する選択的励起ＲＦパルスである。ここでは、励起ＲＦパルス２０１として、波形が時間方向に対称形のパルスを用いる場合を例にあげて説明する。

スライス選択傾斜磁場パルス２０２は、スライス選択用の傾斜磁場パルスである。スライスリフォーカスパルス２０２ｒは、スライス選択傾斜磁場パルス２０２により拡散したスピンの位相を戻す(再収束させる）ための傾斜磁場パルスである。ディフェーズパルス２０３ｄは、エコー信号の収束タイミングを調整するためにスピンの位相を予め分散させる傾斜磁場パルスである。

読み出し傾斜磁場パルス２０３は、エコー信号２０５に位置情報を付与(エンコード）するために印加されるパルスである。ここでは、台形波を用いる場合を例にあげて説明する。読み出し傾斜磁場パルス２０３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの３方向の傾斜磁場コイル１３１を用いて、ＴＲごとに異なる方向に印加する。読み出し傾斜磁場パルス２０３を印加するタイミングで、ＮＭＲ信号（エコー信号）２０５を得る。図３（ａ）に示すパルスシーケンス２００ａで印加される読み出し傾斜磁場パルス２０３による、ｋ空間の走査軌跡３００ａを図４（ａ）に矢印で示す。

なお、傾斜磁場パルス２０４は、読み出し傾斜磁場パルス２０３の作用を補償するためのリワインダー傾斜磁場パルスであり、必要に応じて印加される。

従来のパルスシーケンス２００ａによれば、ｋ空間は、略全域が走査される。しかしながら、傾斜磁場パルスとして、スライス選択傾斜磁場パルス２０２、スライスリフォーカスパルス２０２ｒ、ディフェーズパルス２０３ｄ、読み出し傾斜磁場パルス２０３と、少なくとも４つの傾斜磁場パルスが印加される。

静磁場中で傾斜磁場コイル１３１に電流を流すとローレンツ力により傾斜磁場コイル１３１に力が加わる。傾斜磁場コイル１３１に流れる電流の強弱および向きが変化すると、傾斜磁場コイル１３１に加わる力も、その強さと向きが変化する。その結果、傾斜磁場コイル１３１は振動し、その振動が周囲の構造物及び空気に伝達することにより騒音を生じさせる。傾斜磁場コイル１３１に生じるローレンツ力は静磁場強度に比例するため、静磁場強度の高いＭＲＩ装置ほど、パルスシーケンス実行中の騒音が大きくなる。この騒音は被験者（患者）に肉体的、精神的な不快感を負わせることになる。

［本実施形態のパルスシーケンス］
本実施形態では、パルスシーケンス実行中の騒音を低減するため、傾斜磁場コイル１３１に流す電流の強弱および向きの変化をできる限り少なくする。このため、本実施形態のパルスシーケンスでは、上記パルスシーケンス２００ａの中の、スライスリフォーカスパルス２０２ｒとディフェーズパルス２０３ｄとを印加しない。

本実施形態のパルスシーケンス２００を、図３（ｂ）に示す。本実施形態のパルスシーケンス２００は、励起ＲＦパルス２０１およびスライス選択傾斜磁場パルス２０２を照射して撮影スライス内の核スピンを励起後、当該核スピンを再収束させるためのスライスリフォーカスパルス２０２ｒを印加しないスライス励起期間と、核スピンの位相を分散させるためのディフェーズパルス２０３ｄを印加せずに、読み出し傾斜磁場パルス２０３を印加しながらエコー信号２０５をサンプリングする読み出し期間と、を備える。

なお、本実施形態のパルスシーケンス２００は、上述のように、スライスリフォーカスパルス２０２ｒとディフェーズパルス２０３ｄを印加しない構成以外は、従来のパルスシーケンス２００ａと同様である。

本実施形態の計測制御部４１０は、このパルスシーケンス２００に従って、各部を制御する。このパルスシーケンス２００による、エコー信号のｋ空間の走査軌跡３００を図４（ｂ）に矢印で示す。

本実施形態のパルスシーケンス２００では、上述のようにスライスリフォーカスパルス２０２ｒを印加しない。このため、スライス方向であるｋｚ方向に、ｋ空間の走査軌跡３００がシフトする（オフセット（Ｏｆｆｓｅｔ）４０３が生じる）。また、ディフェーズパルス２０３ｄを印加していないため、ｋｚ方向にオフセットした点を起点として、３次元方向に放射状に走査される。

以下、本実施形態の走査軌跡３００が起点とする位置、すなわち、ｋ空間の走査軌跡３００が、スライスリフォーカスパルス２０２ｒを印加しないことによりｋ空間原点３０１からシフトした位置を、ｋ空間基準位置３０３と呼ぶ。ｋ空間原点３０１とｋ空間基準位置３０３との差を、シフト量と呼ぶ。

［信号処理部４２０］
信号処理部４２０は、上述のパルスシーケンス２００に従って、ｋ空間の走査軌跡３００上でサンプリングされたエコー信号から、画像を再構成する。これを実現するため、信号処理部４２０は、図２（ｂ）に示すように、計測条件４０１およびＲＦ波形情報４０２を用い、スライスリフォーカスパルス２０２ｒを印加しないことによるｋ空間基準位置３０３の、ｋ空間原点３０１からのｋｚ方向のシフト量（オフセット）４０３を算出するシフト量算出部４２１と、前記シフト量４０３に従って、計測制御部４１０がサンプリングした各エコー信号２０５をｋ空間に配置した各ｋ空間データのｋ空間座標４０４を算出するｋ空間座標算出部４２２と、算出したｋ空間座標４０４に従って、各ｋ空間データを直交座標系ｋ空間に再配置し、再配置後のｋ空間データから前記再構成画像を得る画像再構成部４２３と、を備える。

なお、計測条件４０１およびＲＦ波形情報４０２は、予め記憶装置１７２の、例えば、ＲＡＭなどに格納される。また、エコー信号２０５をサンプリングすることにより得たｋ空間データ群４０５、算出されるｋｚ方向シフト量４０３、および、ｋ空間座標４０４も、同様に、記憶装置１７２の、例えば、ＲＡＭなどに格納される。

なお、ＲＦ波形情報４０２は、励起ＲＦパルス２０１の形状と、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の形状と、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の印加面積に対するスライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積の比率とを含む。スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積は、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の強度（Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ）に比例して変化するため、ＲＦ波形情報４０２を予め保持し、スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積の算出に用いる。

例えば、照射する励起ＲＦパルス２０１の波形が時間方向に対称形であれば、スライスリフォーカスパルス２０２ｒによる傾斜磁場パルスの印加面積は、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の印加面積の約半分である。従って、この場合、０．５が格納される。スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積は、実験もしくはシミュレーションにより微調整され、最適化される。

以下、各部の処理の詳細を説明する。

［シフト量算出部４２１］
まず、シフト量算出部４２１によるシフト量算出処理について説明する。シフト量算出部４２１は、計測条件４０１及びＲＦ波形情報４０２を用い、ｋ空間上における、ｋ空間データ群４０５の、ｋｚ方向へのシフト量（ｋｚ方向シフト量）４０３を算出する。

ｋｚ方向のシフトは、スライスリフォーカスパルス２０２ｒを印加しないために発生する。従って、シフト量算出部４２１は、従来のパルスシーケンス２００ａにおけるスライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加量（印加面積）を算出し、それに基づき、ｋｚ方向のシフト量４０３を算出する。すなわち、シフト量算出部４２１は、励起ＲＦパルス２０１とスライス選択傾斜磁場パルス２０２との印加により励起された核スピンを再収束させるために必要なリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積を用いて、シフト量を算出する。

シフト量算出部４２１は、スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積を算出するため、まず、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の波形（印加面積）を算出する。スライス選択傾斜磁場パルス２０２の印加面積は、励起ＲＦパルス２０１の波形と所望のスライス位置で定まる。従って、まず、励起ＲＦパルス２０１の波形を得る。

一般に、励起ＲＦパルス２０１の波形は、計測条件４０１に応じて予めその形状が決められている。従って、シフト量算出部４２１は、この予め決められている形状を励起ＲＦパルス２０１の波形とする。

スライス選択傾斜磁場パルス２０２の波形は、公知の技術によって算出する。具体的には、シフト量算出部４２１は、図５に示すように、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の持続時間（Ｄｕｒａｔｉｏｎ）２１２を、励起ＲＦパルス２０１の照射時間から決定し、強度（Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ）２２２を、励起ＲＦパルス２０１の照射周波数と所望のスライス励起位置とによって決定する。

スライスリフォーカスパルス２０２ｒは、上述のように、スライス励起後の、スライス方向（ｋｚ方向）の核スピンの位相を一定にするために印加される傾斜磁場パルスである。シフト量算出部４２１は、算出したスライス選択傾斜磁場パルス２０２の印加面積を用いて、ＲＦ波形情報４０２に従って、このスライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積を算出する。

以上のように、シフト量算出部４２１は、計測条件４０１から励起ＲＦパルス２０１の波形を得、励起ＲＦパルス２０１の照射時間、照射周波数および所望のスライス励起位置から、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の印加面積を得る。そして、スライス選択傾斜磁場パルス２０２の印加面積とＲＦ波形情報４０２とから、スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積を得る。

そして、シフト量算出部４２１は、スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積から、ｋｚ方向のシフト量４０３を算出する。スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積をＧ＿ｒｅｆｏｃｕｓ［ｓ・Ｔ／ｍ］としたとき、ｋｚ方向シフト量４０３は、以下の式（１）に従って算出される。

ここで、γは磁気回転比［Ｈｚ／Ｔ］である。

［ｋ空間座標算出部４２２］
ｋ空間座標算出部４２２によるｋ空間座標算出処理について説明する。ｋ空間座標算出部４２２は、シフト量算出部４２１が算出したｋｚ方向シフト量４０３と計測条件４０１とを用いて、計測制御部４１０が計測した各エコー信号をｋ空間データとして配置するｋ空間座標を算出する。

時刻ｔに計測（サンプリング）されたエコー信号を配置するｋ空間座標（ｋｘ（ｔ）、ｋｙ（ｔ）、ｋｚ（ｔ））は、読出し傾斜磁場パルス２０３の印加面積を用いて、以下の式（２）で算出される。なお、読み出し傾斜磁場パルス２０３の印加面積は、計測条件４０１として記憶される。一般に、計測条件４０１として、読み出し傾斜磁場パルス２０３の波形（強度Ａｍｐｌｉｔｕｒｅと持続時間Ｄｕｒａｔｉｏｎ）とが保持される。

ここで、ｔは時間［ｓ］、ｘ、ｙ、ｚは傾斜磁場の印加軸、ｋｘ（ｔ）、ｋｙ（ｔ）、ｋｚ（ｔ）は各軸方向のｋ空間座標、ｉはデータ番号を示し、Ｇ＿ｒｅａｄ（ｘ，ｉ）、Ｇ＿ｒｅａｄ（ｙ，ｉ）、Ｇ＿ｒｅａｄ（ｚ，ｉ）は、ｉ番目のエコー信号サンプリング時の、各軸方向の読み出し傾斜磁場パルス２０３の印加面積を表す。

式（２）に示すように、ｋｘ（ｔ）及びｋｙ（ｔ）は、読み出し傾斜磁場パルス２０３の形状（印加面積）にのみ依存する。一方、ｋｚ（ｔ）は、読み出し傾斜磁場パルス２０３の形状（印加面積）に、ｋｚ方向シフト量４０３が加算される。

［画像再構成部４２３］
画像再構成部４２３による画像再構成処理を説明する。画像再構成部４２３は、ｋ空間座標算出部４２２が算出したｋ空間座標４０４と、計測条件４０１と、パルスシーケンス２００を実行し、エコー信号２０５をサンプリングすることにより得たｋ空間データ群４０５と、を用いて画像を再構成する。

ｋ空間に配置されたｋ空間データ群４０５を、それぞれのｋ空間座標に従って、ｋ空間の直交座標の各格子点に再配置（グリッディング）する。すなわち、各格子点のｋ空間データを算出する。各格子点のｋ空間データは、補間などの公知の技術により算出する。そして、画像再構成部４２３は、グリッディング後の各格子点のｋ空間データを、例えば、フーリエ変換することにより、画像を再構成する。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、予め定めたパルスシーケンス２００に従って、傾斜磁場パルスおよび高周波磁場パルス２０１を印加し、エコー信号をサンプリングする計測制御部４１０と、前記計測制御部４１０がサンプリングしたエコー信号から、再構成画像を得る信号処理部４２０と、を備え、前記パルスシーケンス２００は、前記高周波磁場パルス２０１およびスライス選択用の前記傾斜磁場パルス２０２を照射して撮影スライス内の核スピンを励起後、当該核スピンを再収束させるためのスライスリフォーカスパルス２０２ｒを印加しないスライス励起期間と、前記核スピンの位相を分散させるためのディフェーズパルス２０３ｄを印加せずに、読み出し用の前記傾斜磁場パルス２０３を印加しながら前記エコー信号２０５をサンプリングする読み出し期間と、を備える。

また、前記計測制御部４１０は、前記読み出し期間において、所定のｋ空間基準位置から、１つの非直交座標系走査軌跡を当該ｋ空間基準位置の周りに異なる角度で回転させて得られる複数の非直交座標系走査軌跡３００に沿って、前記エコー信号２０５のサンプリングを行い、前記ｋ空間基準位置３０３は、前記スライスリフォーカスパルス２０２ｒを印加しないことによりｋ空間原点３０１からシフトした位置である。

このように、本実施形態のパルスシーケンス２００は、従来のｋ空間を放射状にサンプリングする計測のパルスシーケンス２００ａからスライスリフォーカスパルス２０２ｒと、ディフェーズパルス２０３ｄとを除いたものである。従って、これらの傾斜磁場パルスを使用しない分、従来のパルスシーケンス２００ａに比べて傾斜磁場パルスの印加に伴う騒音が軽減される。

また、本実施形態の計測においては、一定方向に印加されるスライス選択傾斜磁場パルス２０２と、選択的励起パルスである励起ＲＦパルス２０１とを用いるため、励起範囲を所望の範囲に限定することができる。また、読み出し傾斜磁場パルス２０３の強度もしくは印加時間を変更することによりＸ、Ｙ、Ｚの各方向に異なる画像分解能を指定することもできる。

非特許文献１の手法では、励起範囲が３次元方向に大きさの等しい球形となり、また、分解能も各方向等しくするしかない。これに対し、本実施形態では励起範囲を所望の範囲に限定することができ、必要とされる範囲についてのみ計測を行うことができる。また、所望の方向の分解能を高めたり、低減したりできる。このため、所望の画質の画像を、計測時間を延長することなく、かつ、必要最小限の再構成メモリの容量で得ることができる。

また、非特許文献１の手法では、スライス選択傾斜磁場パルスと読み出し傾斜磁場パルスとを一つのパルスにまとめているため、読み出し傾斜磁場パルスの印加タイミングを任意に設定できず、第一エコーのＴＥを選択することができない。これに対し、本実施形態では、スライス選択傾斜磁場パルス２０２と読み出し傾斜磁場パルス２０３とが分離しているため、読み出し傾斜磁場パルス２０３の印加タイミングを任意に設定できる。すなわち、任意にＴＥを設定することができ、コントラストの調整が可能である。

また、ＵＴＥでは、Ｈａｌｆ ＲＦパルスを用いているため計測時間が２倍に延長するが、本実施形態では、通常の選択的励起パルスを励起ＲＦパルス２０１として用いるため、ＲＦパルスに起因する計測時間の延長は生じない。

このように、本実施形態によれば、従来手法による各種の制約無しに、騒音を低減できる。

＜変形例＞
なお、本実施形態のパルスシーケンス２００によれば、ｋ空間は、図４（ｂ）に示す走査軌跡３００に沿ってサンプリングされる。本図から分かるように、パルスシーケンス２００によれば、スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加がないために発生するｋｚ方向への走査軌跡のシフトにより、ｋ空間に、ｋ空間データが充填されない欠損領域３１０が生じる。

上記実施形態では、この欠損領域３１０をそのままの状態で画像再構成を行う場合を例にあげて説明した。しかしながら、画像の分解能の低下を抑制するため、画像再構成部４２３が、画像再構成前に、この欠損領域３１０のｋ空間データを充填するよう構成してもよい。

欠損領域３１０のｋ空間データの充填は、公知の技術を用いて行うことができる。

例えば、ｋ空間上のｋ空間データが複素共役の関係にあることを利用し、欠損領域３１０の充填を行う技術がある。再構成画像データが実数である場合、ｋ空間上のｋ空間データは以下の式（３）に示すように複素共役の関係を持つ。

この性質から、ｋ空間上の半分の領域（対角線上にない２つ象限の領域）にのみｋ空間データを配置すれば、そのｋ空間データＦ（ｋｘ、ｋｙ）から、式（３）を用いて、残りのＦ（−ｋｘ、−ｋｙ）を算出することができる。

なお、本技術の詳細は、以下の非特許文献２に開示されている。
［非特許文献２］ Ｄａｖｉｄ Ａ． Ｆｅｉｎｂｅｒｇ ｅｔ ａｌ．， Ｈａｌｖｉｎｇ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｔｉｍｅ ｂｙ Ｃｏｎｊｕｇａｔｉｏｎ： Ｄｅｍｏｎｓｔｒａｔｉｏｎ ａｔ ３．５ｋＧ， Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，１９８６，Ｖｏｌ１６１，Ｎｏ２，ｐ５２７−５３１

上述のように、非特許文献１の手法ではｋ空間の中心データが欠落し、別スキャンにて当該領域を計測する必要があるため、その分計測時間が延長する。これに対し、本実施形態では、欠損領域３１０が、ｋ空間の中心以外であり、かつ、全ｋ空間領域の半分以下である場合、演算により推定し、充填できる。従って、計測時間の延長を伴わない。

また、上記実施形態では、励起ＲＦパルス２０１の波形は、時間方向に対称形としている。しかしながら、時間方向に非対称形の波形を有する励起ＲＦパルス２０１を用いてもよい。この場合、スライスリフォーカスパルス２０２ｒの印加面積は、励起ＲＦパルス２０１の非対称率に応じて変化する。

また、上記実施形態では、ｋ空間座標の算出時、ｋ空間座標算出部４２２は、読み出し傾斜磁場パルス２０３の印加面積は、計測条件４０１から取得したものをそのまま用いている。しかしながら、これに限定されない。

例えば、ｋ空間座標算出部４２２は、計測条件４０１から取得した読み出し傾斜磁場パルス２０３の波形を入力波形とし、応答関数を用いて、出力波形を算出し、その出力波形を用いてｋ空間座標を算出してもよい。

応答関数は、出力傾斜磁場波形に影響を与える複数の要素の各要素応答関数の合算したものであり、所定の条件下で、計測条件４０１での指定に従って入力される傾斜磁場波形と、当該入力傾斜磁場波形に対応する出力傾斜磁場波形とを算出し、両者を用いて算出される。

なお、出力傾斜磁場波形に影響を与える複数の要素には、例えば、渦電流、傾斜磁場電源の制御回路などがある。

応答関数を用いて算出した出力波形は、実際の撮影時に印加される読み出し傾斜磁場パルス２０３の形状により近いものとなる。従って、算出した出力波形を用いることにより、より正確にｋ空間座標を算出でき、より、より高精度な再配置処理を行うことができ、その結果、得られる再構成画像の精度も高まる。

また、読み出し傾斜磁場パルス２０３が台形波である場合を例にあげて説明したが、これに限定されない。読み出し傾斜磁場パルス２０３には、例えば、スパイラルスキャンなどで用いられるような台形波以外の波形を用いてもよい。

また、リワインダー傾斜磁場パルス２０４の印加時に発生するエコー信号２０６を第二のコントラストとして画像再構成に用いてもよい。また、ＴＲが十分に長い場合など、リワインダー傾斜磁場パルス２０４を印加しなくてもよい。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：被検体、１２０：静磁場発生系、１３０：傾斜磁場発生系、１３１：傾斜磁場コイル、１３２：傾斜磁場電源、１４０：シーケンサ、１５０：送信系、１５１：送信コイル、１５２：送信処理部、１６０：受信系、１６１：受信コイル、１６２：受信処理部、１７０：制御系、１７１：ＣＰＵ、１７２：記憶装置、１７３：表示装置、１７４：入力装置、２００：パルスシーケンス、２００ａ：パルスシーケンス、２０１：励起ＲＦパルス、２０２：スライス選択傾斜磁場パルス、２０２ｒ：スライスリフォーカスパルス、２０３：読み出し傾斜磁場パルス、２０３ｄ：ディフェーズパルス、２０４：リワインダー傾斜磁場パルス、２０５：エコー信号、２０６：エコー信号、３００：走査軌跡、３００ａ：走査軌跡、３０１：ｋ空間原点、３０３：ｋ空間基準位置、３１０：欠損領域、４０１：計測条件、４０２：ＲＦ波形情報、４０３：ｋｚ方向シフト量（オフセット）、４０４：ｋ空間座標、４０５：ｋ空間データ群、４１０：計測制御部、４２０：信号処理部、４２１：シフト量算出部、４２２：ｋ空間座標算出部、４２３：画像再構成部

Claims (7)

1. 予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場パルスおよび高周波磁場パルスを印加し、エコー信号をサンプリングする計測制御部と、
   前記計測制御部がサンプリングしたエコー信号から、再構成画像を得る信号処理部と、を備え、
   前記パルスシーケンスは、
   前記高周波磁場パルスおよびスライス選択用の前記傾斜磁場パルスを照射後、リフォーカスパルスを印加しないスライス励起期間と、
   ディフェーズパルスを印加せずに、読み出し用の前記傾斜磁場パルスを印加しながら前記エコー信号をサンプリングする読み出し期間と、を備えること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記計測制御部は、前記読み出し期間において、所定のｋ空間基準位置から、１つの非直交座標系走査軌跡を当該ｋ空間基準位置の周りに異なる角度で回転させて得られる複数の非直交座標系走査軌跡に沿って、前記エコー信号のサンプリングを行い、
   前記ｋ空間基準位置は、前記リフォーカスパルスを印加しないことによりｋ空間原点からシフトした位置であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号処理部は、
   前記ｋ空間基準位置の前記ｋ空間原点からのシフト量を算出するシフト量算出部と、
   前記シフト量に従って、前記計測制御部がサンプリングした各エコー信号のｋ空間座標を算出するｋ空間座標算出部と、
   前記ｋ空間座標に従って、前記各エコー信号を直交座標系ｋ空間に再配置し、再配置後のエコー信号から前記再構成画像を得る画像再構成部と、を備えること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記画像再構成部は、前記ｋ空間基準位置がシフトしたことによる欠損領域のエコー信号を推定し、推定したエコー信号も用いて前記再構成画像を得ること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項３または４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記シフト量算出部は、前記シフト量を、前記高周波磁場パルスと前記スライス選択用の傾斜磁場パルスとの印加により励起された核スピンを再収束させるために必要な前記リフォーカスパルスの印加面積を用いて算出すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 磁気共鳴イメージング装置を用いて、所定のｋ空間基準位置から、１つの非直交座標系走査軌跡をｋ空間内の当該ｋ空間基準位置の周りに異なる角度で回転させて得られる複数の非直交座標系走査軌跡に沿って、エコー信号のサンプリングを行い、当該エコー信号を用いて再構成画像を得る磁気共鳴イメージング方法であって、
   高周波磁場パルスおよびスライス選択用の傾斜磁場パルスを照射後、リフォーカスパルスとディフェーズパルスとを印加せずに、読み出し用の前記傾斜磁場パルスを印加しながら前記エコー信号をサンプリングする計測ステップと、
   前記リフォーカスパルスを印加しないことによる前記ｋ空間基準位置の、ｋ空間原点からのシフト量を算出するシフト量算出ステップと、
   前記シフト量に従って、前記サンプリングした各エコー信号のｋ空間座標を算出するｋ空間座標算出ステップと、
   前記ｋ空間座標に従って、前記各エコー信号を直交座標系ｋ空間に再配置し、再配置後のエコー信号から前記再構成画像を得る画像再構成ステップと、を含むこと
   を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
7. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
   前記画像再構成ステップは、再配置後のエコー信号から、前記ｋ空間基準位置がシフトしたことによる欠損領域のエコー信号を推定し、推定したエコー信号も用いて、前記再構成画像を得ること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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