JPWO2007145193A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

本発明のＭＲＩ装置は、核磁化を定常状態にするための非撮影モード501と画像用のエコーを計測するための撮影モード502とを実行する。非撮影モード501および撮影モード502では、ＧｒＥ系パルスシーケンスによる撮影を行なう。この際、撮影モード502における核磁化のフリップ角を、非撮影モード502における核磁化のフリップ角で決まる一定値以下の範囲で変化させるＲＦパルスを照射する。この一定値は、例えば、非撮影モードのときの核磁化のフリップ角の最大値あるいは非撮影モードの最後で用いたＲＦパルスによるフリップ角とする。これにより、ＧｒＥ系のパルスシーケンスに対して、画像コントラストを低下させることなくＳＡＲを低減することができ、人体への影響を軽減できる。

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関する。

核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体を横切る任意の平面内の水素原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号からその平面内における断層像を得る医用画像診断装置である。一般的には、被検体の撮影断面を特定するスライス傾斜磁場の印加と同時に、その断面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を得る。エコーには傾斜磁場により位置情報が付与されており、これをフーリエ変換することにより画像再構成が行われる。ここで、磁化が静磁場方向に対し倒れる角度、すなわちフリップ角は励起パルスの振幅の時間積分値によって決まり、撮影方法に応じて、適切な画像コントラストが得られる角度が選択される。

エコーを発生させるためのパルスと各傾斜磁場は、あらかじめ設定されたパルスシーケンスに基づいて印加されるようになっている。このパルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、グラディエントエコー（ＧｒＥ）タイプの高速撮影法は、そのパルスシーケンスを繰り返して作動させ、繰り返しごとに位相エンコード傾斜磁場を順次変化させることにより、１枚の断層像を得るために必要な数のエコーを順次計測していく方法である。

またＧｒＥ系の別のパルスシーケンスとして、位相補償型のパルスシーケンスがある。このパルスシーケンスでは、ＧｒＥに対して各軸の傾斜磁場の時間積分値をゼロにするための傾斜磁場パルスが追加される。フリップ角の大きさはＧｒＥ法よりも一般に大きく、その位相は交互に反転される。また、繰り返し時間ＴＲは、より短かく５ms前後である。

こうしたＧｒＥ系の撮影法では、画像再構成に必要なエコーを計測するためのパルスシーケンス実行（撮影モード）の前に、磁化を定常状態にするために磁化を繰り返し励起する。これを非撮影モードという。非撮影モードにおいては、エコーを計測せずに撮影モードと同じパルスシーケンスを与えられた回数だけ実行する。ただし、非撮影モードにおける核磁化のフリップ角は、少ない回数で磁化を定常状態へ移行させるために、小さい角度から徐々に撮影モードの角度に近づける方法がとられる場合もある。

また、これら高速撮影法では、フリップ角が画像コントラストに大きく影響する。そのため、撮影モードにおけるフリップ角の強度は一般に１０度から９０度の範囲から特定の画像コントラストが得られる角度が選択され、通常、1枚の画像撮影中にフリップ角を変化させることはない。

一方、ＭＲＩでは、磁場強度と比例して磁気共鳴周波数が高くなる。これに伴い比吸収率ＳＡＲ（specific absorption rate)と呼ばれる人体へのＲＦ電力吸収が増大するという問題が生じており、それに対する対策が課題になっている。ＳＡＲは単位時間当たりのＲＦ照射パワーであり、フリップ角の２乗の時間積分値に比例し、ＴＲに反比例する。人体に対する上限の基準値は４W/kgと定められている。ＧｒＥ系のパルスシーケンスは、短時間にＲＦの照射を繰り返すためＳＡＲは大きい。特に、位相補償型ＧｒＥパルスシーケンスはＴＲが短くフリップ角が大きいため、磁場強度が３テスラ程度以上の高磁場装置においては、人体に対して適用することは安全面から困難となっている。例えば、３テスラの装置について、フリップ角６０度、ＴＲ３msで位相補償型ＧｒＥパルスシーケンスを実行する場合のＳＡＲを試算すると４．７W/kgとなる。これでは基準値を越えているため、撮影を実施することができない。

この問題に対して、比吸収率ＳＡＲを考慮して、画像コントラストが低下しないように撮影モードにおけるＲＦ励起パルスのフリップ角を位相エンコード量に依存して変化させる方法が提案されている（特許文献１)（以下、従来技術１という）。この方法は、一般にＭＲＩの画像コントラストは位相エンコード量が小さいエコーがもつコントラストで決定されるという事実に基いており、フリップ角を変化させても画像コントラストが低下しないようにするために、位相エンコード量が小さい場合にフリップ角を大きくするように変化させる。
特表２００５‐５２４４５３号公報

上記従来技術１では、非撮影モードについては全く考慮されていないが、本発明者らの研究によれば、ＧｒＥ系のパルスシーケンスでは、エコーのもつコントラストを決定する主な要因は、そのエコーを生成したＲＦパルスのフリップ角ではなく、非撮影モードで作られた定常状態にある。このため従来技術１に従って位相エンコードが小さいエコーを生成するＲＦパルスのフリップ角だけを大きくしても必ずしも意図した画像コントラストが得られない場合があった。
本発明の目的は、与えられたＧｒＥ系のパルスシーケンスに対して、画像コントラストを低下させることなくＳＡＲを低減すること及びこれにより人体への影響を軽減できるＭＲＩ装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明は、ＧｒＥ系パルスシーケンスの撮影モードにおけるフリップ角を一定値以下の範囲で変化させることによって画像コントラストの低下なくＳＡＲを低減する。撮影モードのフリップ角の上限となる一定値は、非撮影モードにおけるフリップ角によって規定される。

すなわち本発明のＭＲＩ装置は、静磁場を発生する手段と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に励起ＲＦパルスを照射する手段と、前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出する手段と、前記核磁気共鳴信号から画像を構成する手段と、励起ＲＦパルス照射後に核磁気共鳴信号の計測を伴わない非撮影モードおよび励起ＲＦパルス照射後に核磁気共鳴信号を計測する撮影モードを実行するように前記励起ＲＦパルスを照射する手段および核磁気共鳴信号を検出する手段を制御する手段とを有し、前記励起ＲＦパルスを照射する手段は、前記撮影モードにおける核磁化のフリップ角を前記非撮影モードにおける核磁化のフリップ角で規定される一定値以下の範囲で変化させることを特徴とする。

前記一定値は、例えば、非撮影モードにおける核磁化のフリップ角の最大値である。或いは非撮影モードの終了時の核磁化のフリップ角である。一定値以下の範囲でのフリップ角の変化のさせ方（変調パターン）としては単調減少、単調減少と単調増加の組み合わせなど種々の態様が取りえるが、変化は、ほぼ連続的であることが好ましい。
また本発明のＭＲＩ装置は、好適には、画像を構成する手段は、前記撮影モードで計測した核磁気共鳴信号を、当該核磁気共鳴信号を発生させるために用いられた励起ＲＦパルスのフリップ角に応じて補正する手段を備える。

本発明によれば、フリップ角を一定値以下にしてＲＦパルス照射による加熱効果を防ぎながら、フリップ角を一定値とした場合と同等の画像コントラストを得ることが可能となる。
ＳＡＲは、単位時間当たりのＲＦ照射パワーである。従って、ＳＡＲを低減するためには、繰り返し時間ＴＲを長くするかフリップ角を小さくする必要がある。しかし、ＴＲは水・脂肪のコントラストに強く影響を与えるため変化させることは好ましくない。そこで、フリップ角を小さくする。この場合、単にフリップ角を小さくした場合にはコントラストが低下するが、所望の画像コントラストが得られるフリップ角を上限としてそれ以下の範囲で変調することにより、画像コントラストを維持したままＳＡＲを低減させる。

特に撮影方法が非撮影モードの撮影を含む場合、画像コントラストは非撮影モードにおける定常状態で決まる。そこで撮影モードの磁化のフリップ角の最大値（一定値）を非撮影モードのフリップ角で規定することにより、画像コントラストの良好な画像を得ることができる。このＳＡＲ低減効果は、ＴＲが短くフリップ角が大きい位相補償型ＧｒＥパルスシーケンスにおいて特に大きい。
また本発明では、フリップ角の変調が画質に与える影響を補正する手段を設けたことにより、さらに画質の良好な画像の提供が可能となる。

以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。
図1は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、静磁場を発生するマグネット101、マグネット101が発生する静磁場に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル102、被検体103に高周波磁場パルス（以下、ＲＦパルス）を照射するとともに被検体103から発生する核磁気共鳴信号（エコー）を検出するプローブ107を備えている。被検体（例えば、生体）103は、マグネット101の発生する静磁場空間内の寝台(テーブル)に設置される。

傾斜磁場コイル102は、傾斜磁場電源105に接続されている。プローブ107は図示しない切換え器を介して、高周波磁場発生器106または受信器108に接続されている。傾斜磁場電源105、高周波磁場発生器106および受信器108は、シーケンサ104からの命令により動作し、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。これによりＲＦパルスがプローブ107を通じて被検体103に印加されるとともに、スライス選択や位相エンコードなどの位置情報をエコー信号に与えるための傾斜磁場パルスが傾斜磁場コイル102により印加される。被検体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で検波が行われる。検波の基準とする周波数（以下、検波基準周波数と記す。）は、シーケンサ104によりセットされる。検波された信号は、計算機109に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ110に表示される。必要に応じて、記憶媒体111に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。

シーケンサ104は、各装置の動作を制御する手段であり、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。上記プログラムのうち、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。本実施の形態のＭＲＩ装置では、ＧｒＥ系のパルスシーケンスが搭載され、画像再構成に必要なエコーを計測する撮影モードと、撮影モードに先立って核磁化を定常状態するための非撮影モードが実行される。この際、撮影モードにおけるＲＦパルスのフリップ角は、非撮影モードにおけるフリップ角をもとに制御される。制御の具体的な実施の形態については後述する。

ＧｒＥ系のパルスシーケンスとして種々のものが公知であるが、撮影の目的とする部位や組織に合わせて、任意のものを採用することができる。その具体例を図２および図３に示す。図２に示すパルスシーケンスは、基本的なＧｒＥ系パルスシーケンスで、（ａ）に示すように、ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス201の印加とともに高周波磁場（ＲＦ）パルス202を照射し、対象物体内のあるスライスの磁化を励起する。次いでスライスリフェーズ傾斜磁場パルス203と磁化の位相に位相エンコード方向（ｙ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パルス204、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場205を印加した後、リードアウト方向（ｘ）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206を印加しながら磁気共鳴信号（エコー）207を計測する。以上のスライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を位相エンコード傾斜磁場パルス204の強度（位相エンコード量kp）を変化させながら繰り返し時間ＴＲで繰り返し、1枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。各エコーは（ｂ）に示すようにｋ空間上に配置され、２次元逆フーリエ変換によって画像が再構成される。このパルスシーケンスは、Ｔ１（縦緩和時間）を強調した画像が得られる特徴をもつ。

図３に示すパルスシーケンスは、位相補償型として知られるパルスシーケンスで、図２に示すパルスシーケンスに対して各軸の傾斜磁場の時間積分値をゼロにするための傾斜磁場パルス208、209、210が追加されている。このパルスシーケンスは、Ｔ２（横緩和時間）/Ｔ１を反映したコントラストを示し、組織と血液のコントラストが良く、心臓の形態・機能診断や腹部の形態診断に好適である。

図２および図３に示すパルスシーケンスの他、さらに２軸のリードアウトを組み合わせるラジアルスキャンやスライス軸にも位相エンコードを用いる３Ｄ‐ＧｒＥパルスシーケンスでもよい。

撮影モードでは、図示するようにリードアウト方向（ｘ）の傾斜磁場パルス206を印加しながら磁気共鳴信号（エコー）207を計測するが、非撮影モードでは、位相エンコード傾斜磁場は用いず、エコーを計測することなく、撮影モードと同じ繰り返し時間ＴＲで励起パルス202の照射を行なう。

以下、非撮影モードと撮影モードにおけるＲＦパルスのフリップ角の制御について説明する。
図４（a）、（b）に、パルスシーケンス制御のためのシーケンサ104の構成および手順を示す。図示するように、シーケンサ104が行なう制御は、上述したパルスシーケンスの各磁場パルス印加およびエコー計測のタイミングを制御するタイミング制御401、非撮影モードと撮影モードを切替えるモード制御402、傾斜磁場パルスの強度を制御するＧＣ制御403、ＲＦパルスの周波数および強度を制御するＲＦパルス制御404などからなる。フリップ角制御はＲＦパルス制御404の一部として実行される。これらはシーケンサ104に予めプログラムとして組み込まれているが、計算機109に備えられた入力手段（図示せず）を介して必要な条件やパラメータを設定することができる。

例えば、入力手段を介して、撮影方法（パルスシーケンス）やそのパラメータを設定した後（ステップ411）、フリップ角制御の条件として、非撮影モードおよび撮影モードにおけるフリップ角の最大値、変調幅、変調パターンなどをユーザーが設定するようにしてもよい（ステップ412）。撮影が開始されると、シーケンサ104からのタイミング制御401およびＲＦ制御404を受けて、高周波磁場発生器106は高周波磁場の振幅を制御し、プローブ107より所定のフリップ角の高周波磁場パルスを発生させる（ステップ413）。撮影によって得られたエコー信号を、必要に応じて補正し、画像再構成する（ステップ414）。

まず非撮影モードのフリップ角制御を説明する。非撮影モードについては、画像コントラストの観点からは、ＲＦパルスのフリップ角は一定でもよいし、変化させてもよい。ただし、非撮影モードにおけるフリップ角の最大値が撮影モードにおけるフリップ角の上限を規定する。非撮影モードにおいてフリップ角を変調する場合には、撮影モードに移行する直前のフリップ角が最大となることが好ましい。これにより、その最大値でフリップ角が規定される撮影モードにおいて、充分な画像コントラストを確保できる。なお、非撮影モードにおけるフリップ角の変調を、前半を小さく後半ほど大きくすることにより、数十回程度の少ない繰り返し回数で短時間に撮影モードに移行することが可能であることが知られている。従って、撮影モードに移行する直前のフリップ角が最大となる変調は、ＳＡＲを低減する効果もある。

撮影モードでは、非撮影モードにおけるフリップ角の最大値を上限としてフリップ角を変化させる。フリップ角の変調は、例えば単調減少あるいは単調減少と単調増加の組み合わせとする。線形或いは非線形のいずれでもよいが、ほぼ連続的であることが好ましい。すなわち、時間的に隣接して計測されるエコー間でフリップ角の変化がほぼ連続的であることが好ましい。また、撮影モード開始直後のフリップ角が非撮影モードの最後のフリップ角と同じであることが好ましいが、異なっても良い。

変調パターンの実施の形態を図５〜図７の各（ａ）図に示す。これらの図において、縦軸はフリップ角、横軸は繰り返し回数である。（ｂ）〜（ｄ）は、これら実施の形態による撮像結果を示す。図示する例では、パルスシーケンスとして、図３に示す位相補償型の２次元パルスシーケンスを用い、撮影パラメータはＴＲ/ＴＥ：５/２．５ms、非撮影モードの繰り返し回数（ＴＲ回数）１５０、視野２６cm、マトリックスサイズ１２８×１２８とし、位相エンコードkpをＴＲごとに-64から+63まで順に変化させて撮影を行なった。被検体は、Ｔ１/Ｔ２の異なる４種類の被検体511〜514を用いた。各被検体のＴ１/Ｔ２は、８００ms/２００ms（511）、８００ms/１００ms（512）、４００ms/２００ms（513）、４００ms/１００ms（514）である。図中（ｂ）は各被検体画像のコントラストを示すプロファイル、（ｃ）は画像、（ｄ）はライン520における輝度であり、521は被検体のエッジ部分である。

また比較のために、図８に、非撮影モードおよび撮影モードでフリップ角を一定にした場合（パターンＤはフリップ角が６０度、パターンＥはフリップ角が３０度）のプロファイルおよび画像と、非撮影モードにおけるフリップ角よりも大きい角度の範囲で撮影モードのフリップ角を変化させた場合（パターンＦ）のプロファイルおよび画像を示す。

図５（ａ）に示す実施の形態は、非撮影モード501ではフリップ角は一定（図示する例では60度）とし、撮影モード502では、非撮影モード501のフリップ角を上限として、漸減させている。図示する例では、フリップ角を半周期のサイン関数に従って６０度から３０度に減少させた。本実施の形態により得られる画像は、フリップ角を６０度に一定にした撮影した場合（図８のパターンＤ）と比較すると、画像コントラストはほとんど変化せず、ほぼ同等のものが得られる。一方、ＳＡＲは図８のパターンＤと比較して４１％減少する。このＳＡＲ低減効果により、人体に対する影響の少ない撮影法が実現できる。特に位相補償型の場合には、例えば３テスラ機で基準値を超える４．７W/kgとなるＳＡＲを、本実施の形態を適用することにより２．７７W/kgに低減でき、不可能であった撮影を実施することができるようになる。

図６（ａ）に示す実施の形態では、非撮影モード601でフリップ角を一定にすること、および撮影モード602のフリップ角を非撮影モード601のフリップ角よりも小さい角度の範囲で変化させることは、図５（ａ）の場合と同じである。ただし、本実施の形態では、撮影モード602において、全位相エンコードの計測の間にフリップ角を単調に減少させるのではなく、単調減少と単調増加が組み合わされている。変調パターンＡは、一周期のサイン関数に従って６０度から３０度に減少させた後６０度に増加している。また変調パターンＢは、全位相エンコードの計測の間に変調パターンＡを２回繰り返している。変調パターンＣは、全位相エンコードの計測の間に変調パターンＡを１．５回繰り返した後、３０度に固定している。Ａ〜Ｃのいずれの変調パターンを採用した場合にも、フリップ角を６０度に固定した場合（図８のパターンＤ）と同等の画像コントラストが得られていることがわかる。撮影モードにおけるＳＡＲ低減率は、図８のパターンＤに対して、Ａ、Ｂが４１％、Ｃが後半のフリップ角を３０度一定としたために４９％となっている。

また変調パターンＡからは、たとえ低位相エンコード領域603計測時におけるフリップ角が小さくても、同等の画像コントラストが得られ、位相エンコードとフリップ角の関係は画像コントラストにはほとんど影響のないことがわかる。これに対し、図８に示す変調パターンＦのように、非撮影モード811のフリップ角を３０度一定とし、撮影モード812の低位相エンコード領域813の計測時にフリップ角６０度となるように変化させた場合には、パターンＤ（６０度一定）とは異なる画像コントラストとなり、パターンＥ（３０度一定）のコントラストに近くなっている。このことから、画像コントラストは非撮影モードで作られた定常状態の影響を強く受けており、撮影モードのフリップ角にはあまり依存しないこと、従ってＳＡＲを低減するためには、撮影モードのフリップ角を非撮影モードのフリップ角よりも小さな角度にすると良いことが分かる。

図７（ａ）に示す変調パターンは、非撮影モード701でもフリップ角を変調する。変調は、前半を小さく後半ほど大きくする。撮影モード702におけるフリップ角は、図５（ａ）と同様に、非撮影モード701の最大のフリップ角以下となるように変化させている。本実施の形態においても、画像コントラストは、（ｂ）および（ｃ）に示したように、図８のパターンＤと同等になることがわかる。撮影モードにおけるＳＡＲの低減効果は、図５（ａ）の場合と同じであるが、本実施の形態では、非撮影モードにおいても変調を行っているので、数十回程度の少ない繰り返し回数で短時間に撮影モードに移行することが可能であり、さらにＳＡＲを低減できる。なお図７（ａ）において、撮影モード702の変調パターンとして、図６（ａ）に示す変調パターンＡ、Ｂ、Ｃのいずれかを採用してもよく、同様の効果が得られる。

上記フリップ角変調パターンは、ＳＡＲ、その低減率、画像コントラストなどを考慮して任意に設定することが可能であるが、撮影モードにおいて連続して複数の画像を撮影する場合には、図６の変調パターンＡ、Ｂのように、１回の撮影の終わりにフリップ角が撮影の最初のフリップ角に近づくようなパターンが好適である。連続撮影に好適な変調方法を図９に示す。図示する例では、非撮影モード901はフリップ角を一定（６０度）にし、撮影モード902では、図６の変調パターンＢと同じ変調パターンを５回繰り返して５枚の画像を連続撮影している。図中（ａ）は繰り返し回数に対するフリップ角の変化を示し、（ｂ）は５枚の画像のプロファイルを重ねて表示したものである。（ｂ）に示すように、５枚のプロファイルはほぼ重なっており、連続撮影した画像のコントラストが安定していることを示している。その画像コントラストも図４と同等のものが得られている。このように複数の画像を連続撮影する場合には、各画像の撮影の始めと終わりでフリップ角を一定値に近づけることにより、画像コントラストの低下なくＳＡＲを低減し、しかも安定に画像を取得することが可能となる。なお、図９の変調パターンによるＳＡＲの低減率は、図６の変調パターンＢと同じ４１％である。

以上、フリップ角変調の各変調パターンの実施の形態について、よりＳＡＲ条件の厳しい位相補償型ＧｒＥパルスシーケンスを撮影法に用いた場合の効果とともに説明したが、上記フリップ角変調の効果は、位相補償型ＧｒＥパルスシーケンスに限定されるものではなく、ＧｒＥ系のパルスシーケンスに共通である。

次に画像再構成について説明する。計算機109は、撮影モードで計測されたエコーを用いてフーリエ変換等の演算を行い、画像を再構成する。図５〜図７のプロファイルおよび画像に示したように、本発明のＭＲＩ装置では、フリップ角を一定値に固定にした場合と同様の画像のコントラストが得られる。しかし、撮影モードにおいてフリップ角を変調すると、フリップ角にほぼ比例してエコーの強度が変調される。このため、フリップ角と位相エンコードの関係に応じて画像のエッジが強調されたり、画像がぼけたりする。例えば、図５の画像（ｃ）は、（ｄ）に示すように、被検体のエッジ521は中間部分と同様の輝度を示しているが、図６Ａの画像（ｃ）では、被検体の上下のエッジ621が強調されている。また図６Ｂ、Ｃでは被検体の上下のエッジがなまっている。このような現象を回避するため、画像再構成に際し、次式（１）で示すように、フリップ角faの逆数と各エコー（信号値）との積をとることによりエコーを補正する。

s_i' = 1/fa×s_i (i = 1, ..., n) （１）
ここで、s_i、s_i'はそれぞれ補正前後のエコーのサンプル点における値であり、nはサンプリング点数、faはs_iを計測する直前の励起パルスのフリップ角である。

補正後のエコーを用いてフーリエ変換によって再構成することにより、良好な画像を得ることが可能となる。ただし、厳密には各エコーの強度がフリップ角に比例しているわけではない。従って厳密な強度補正を行なうためには、フリップ角とエコー強度との関係を、例えばリファレンスエコーにより計測し、それに基きエコーを補正することが好ましい。

次に他の実施の形態として、リファレンスエコーによる補正する手段を備えたＭＲＩ装置を説明する。本実施の形態の装置の構成および、ＲＦパルスのフリップ角変調パターンとして、例えば図５〜図７に示すような変調パターンのいずれかを採用することは、上記実施の形態と同様である。ただし本実施の形態においては、図１０に示すように、非撮影モード1001と撮影モード1002との間で、フリップ角変調の影響を補正するためのリファレンスエコーを計測するステップ1003が挿入される。

リファレンスエコーの計測は、例えば位相エンコードをすべてゼロにした状態で一度撮影モードを実行して一連のエコー(リファレンスエコー)を計測することにより行なう（1003）。計測されたリファレンスエコーは、記憶媒体111に保存され、撮影モードで計測されたエコーの補正に用いられる。

画像再構成においては、まず次式（２）に従い、各リファレンスエコーの強度Ａを計算する。リファレンスエコーの強度Ａとは、例えば、リファレンスエコーの絶対値の積分値である。次に式（３）により、リファレンスエコーの強度の逆数（1/Ａ）と再構成用の各エコーとの積をとり、補正後のエコーとする。

A = Σ |r_i| (i = 1, ..., n) （２）
s_i' = 1/A×s_i （３）
式（２）および（３）において、r_iはリファレンスエコーのサンプル点における値であり、s_i、s_i'はそれぞれ補正前後のエコーのサンプル点における値、nはサンプリング点数である。また、Ａはリファレンスエコーの強度であり、ここでは、リファレンスエコーの絶対値の積分値としている。
補正後のエコーをフーリエ変換によって再構成することにより、良好な画像を得ることが可能である。

本実施の形態によれば、第１の実施の形態と同様に撮影モードにおけるＲＦパルスのフリップ角を非撮影モードのフリップ角で決まる値以下の範囲で変化させることにより、ＳＡＲを低減することができるとともに、画像コントラストの劣化がないだけでなく、エッジのなまりや強調などのフリップ角変調の影響のない良好な画像を得ることができる。

本発明が適用されるＭＲＩの全体構成を示す図。 グラディエントエコー法のパルスシーケンスとk空間を示す図。 位相補償型グラディエントエコー法のパルスシーケンスを示す図。 シーケンサによる制御の詳細を示す図。 本発明の一実施の形態におけるフリップ角と撮影結果を示す図。 本発明の他の実施の形態におけるフリップ角と撮影結果を示す図。 本発明の他の実施の形態におけるフリップ角と撮影結果を示す図。 従来の撮影法によるフリップ角と撮影結果を示す図。 本発明の他の実施の形態におけるフリップ角と撮影結果を示す図。 本発明の第２の実施の形態による撮影を説明する図。

符号の説明

101…静磁場を発生するマグネット、102…傾斜磁場コイル、103…被検体、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。

Claims (12)

1. 静磁場を発生する手段と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に励起ＲＦパルスを照射する手段と、前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出する手段と、前記核磁気共鳴信号から画像を構成する手段と、励起ＲＦパルス照射後に核磁気共鳴信号の計測を伴わない非撮影モードおよび励起ＲＦパルス照射後に核磁気共鳴信号を計測する撮影モードを実行するように前記励起ＲＦパルスを照射する手段および核磁気共鳴信号を検出する手段を制御する手段とを有し、
   前記励起ＲＦパルスを照射する手段は、前記撮影モードにおける核磁化のフリップ角を前記非撮影モードにおける核磁化のフリップ角で規定される一定値以下の範囲で変化させ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において、
   前記励起ＲＦパルスを照射する手段は、前記撮影モードにおける核磁化のフリップ角を前記非撮影モードにおける核磁化のフリップ角の最大値以下の範囲で変化させ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１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記制御する手段は、前記非撮影モードに引き続き前記撮影モードを実行し、
   前記励起ＲＦパルスを照射する手段は、前記撮影モードにおける核磁化のフリップ角を前記非撮影モードにおける最後の核磁化のフリップ角を前記一定値として、前記撮影モードにおける核磁化のフリップ角を当該一定値以下の範囲で変化させ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１ないし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、
   前記励起ＲＦパルスを照射する手段は、前記撮影モードにおける核磁化のフリップ角をほぼ連続的に変調す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４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記励起ＲＦパルスを照射する手段は、前記撮影モードの１回の撮影における核磁化のフリップ角を単調減少する関数に従い変調することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記励起ＲＦパルスを照射する手段は、前記撮影モードの１回の撮影における核磁化のフリップ角を、撮影の始めのフリップ角と終わりのフリップ角が同一またはほぼ同一となるように変調することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記制御する手段は、前記撮影モードにおいて複数回の撮影を実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１ないし７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、
   前記制御する手段は、前記非撮影モードおよび撮影モードの撮影をグラディエントエコー系のパルスシーケンスに従い実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記制御する手段は、前記グラディエントエコー系のパルスシーケンスによる撮影の実行において、２個の連続したＲＦパルス照射の間における傾斜磁場の時間積分値をゼロとすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項１ないし９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、
    前記画像を構成する手段は、前記撮影モードで計測した核磁気共鳴信号を、当該核磁気共鳴信号を発生させるために用いられた励起ＲＦパルスのフリップ角に応じて補正する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記画像を構成する手段は、フリップ角の逆数で信号強度を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記制御する手段は、前記非撮影モードの後に、励起ＲＦパルス照射後に位相エンコード０の核磁気共鳴信号を計測するリファレンス撮影モードを実行し、
    前記画像を構成する手段は、前記リファレンス撮影モードにより得られたリファレンス信号を用いて前記撮影モードで計測した核磁気共鳴信号を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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