JP5686660B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び方法に関する。

従来、磁気共鳴イメージング装置に関する撮像法として、高速スピンエコー（Fast Spin Echo：ＦＳＥ）法がある。このＦＳＥ法は、被検体に対してフリップパルスを印加した後に複数のフロップパルスを順次することで、エコートレインと呼ばれる複数のエコー信号を収集する撮像法である。ここでいうフリップパルスとは、被検体内の原子核スピンを励起するためのＲＦ（Radio Frequency）パルスである。また、フロップパルスとは、原子核スピンの位相をリフォーカスするためのＲＦパルスである。

かかるＦＳＥ法では、複数のＲＦパルスが印加されることから、スピンエコーとともにスティミュレイテッドエコーが生成される。そして、このスティミュレイテッドエコーによって、収集されるエコー信号に位相ずれが生じる場合がある。このようなエコー信号の位相差は、感度むらや信号低下、ゴーストなどの画質劣化を生じさせる原因となる。

このような画質劣化を防ぐため、一般的には、エコー信号に生じる位相差を測定するためのプリスキャンが本スキャンの前に実行され、プリスキャンによって測定された位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが補正される。この場合には、例えば、プリスキャンにおいて、スティミュレイテッドエコーをキャンセルするパルスシーケンスが実行され、スピンエコーのみが収集される。そして、プリスキャンによって収集されたスピンエコーのうち１番目及び２番目のエコー信号がリードアウト方向にフーリエ変換され、１番目のエコー信号と２番目のエコー信号との間の０次及び１次の位相差が算出される。その後、算出された０次及び１次の位相差からリードアウト方向及びスライス選択方向の位相ずれを補正するための補正量が算出され、算出された補正量に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが変更される。

米国特許第６３６９５６８号明細書

しかしながら、上述した従来技術では、撮像法の種類によっては、収集されるエコー信号に位相差のばらつきが生じる場合があり、その場合に本スキャン用のパルスシーケンスが適切に補正されず、画質劣化が生じてしまう場合があった。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、実行部と、算出部と、補正部とを備える。実行部は、リフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。算出部は、前記プリスキャンにより収集された前記複数のエコー信号のうち、位相差の変動が安定した少なくとも２つのエコー信号における位相差を算出する。補正部は、前記算出部により算出された前記位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す図である。 図２は、従来のＶＦＡ法により収集されるエコー信号における位相差の変動を示す図である。 図３は、従来のＶＦＡ法により撮像されたファントム画像の一例を示す図である。 図４は、図１に示した計算機システムの詳細な構成を示す機能ブロック図である。 図５は、本実施形態に係る本スキャン用のＶＦＡ法のパルスシーケンスを示す図である。 図６は、本実施形態に係るプリスキャン用のＶＦＡ法のパルスシーケンスを示す図である。 図７は、本実施形態に係るＭＲＩ装置における位相差補正の処理手順を示すフローチャートである。 図８は、本実施形態に係るＭＲＩ装置によって得られるファントム画像の一例を示す図である。 図９は、本実施形態の変形例に係るＣＦＡ法のパルスシーケンスの一例を示す図である。 図１０は、本実施形態の他の変形例を説明するための図（１）である。 図１１は、本実施形態の他の変形例を説明するための図（２）である。

以下に、図面に基づいて、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び方法について詳細に説明する。なお、以下に示す実施形態では、磁気共鳴イメージング装置をＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置と呼ぶ。

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す図である。図１に示すように、このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、シーケンス制御部１０及び計算機システム２０を備える。

静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。

ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、後述する寝台制御部５による制御のもと、被検体Ｐが載置された状態で天板４ａを傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、制御部２６による制御のもと、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。

送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。

受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）信号データを生成する。この受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによってＭＲ信号データを生成する。このＭＲ信号データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって、位相エンコード方向、リードアウト方向、スライスエンコード方向の空間周波数の情報が対応付けられてｋ空間に配置される。そして、ＭＲ信号データを生成すると、受信部９は、そのＭＲ信号データをシーケンス制御部１０へ送信する。

シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されるシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動することによって、被検体Ｐのスキャンを実行する。ここで、シーケンス実行データとは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信ＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、被検体Ｐのスキャンを実行するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。なお、シーケンス制御部１０は、シーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動した後に、受信部９からＭＲ信号データが送信されると、そのＭＲ信号データを計算機システム２０へ転送する。

計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００が有する各部を駆動することで、被検体Ｐのスキャンや画像再構成などを行う。この計算機システム２０は、インタフェース部２１、画像再構成部２２、記憶部２３、入力部２４、表示部２５及び制御部２６を有する。

インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０との間で授受される各種信号の入出力を制御する。例えば、このインタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に対してシーケンス実行データを送信し、シーケンス制御部１０からＭＲ信号データを受信する。ＭＲ信号データを受信すると、インタフェース部２１は、各ＭＲ信号データを被検体Ｐごとに記憶部２３に格納する。

画像再構成部２２は、記憶部２３によって記憶されたＭＲ信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する。

記憶部２３は、後述する制御部２６によって実行される処理に必要な各種データや各種プログラムなどを記憶する。例えば、記憶部２３は、インタフェース部２１によって受信されたＭＲ信号データや、画像再構成部２２によって生成されたスペクトラムデータや画像データなどを、被検体Ｐごとに記憶する。

入力部２４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この入力部２４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。

表示部２５は、制御部２６による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部２５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

制御部２６は、図示していないＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。この制御部２６は、例えば、入力部２４を介して操作者から入力される撮像条件に基づいて各種のシーケンス実行データを生成し、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御部１０に送信することによってスキャンを制御する。また、制御部２６は、スキャンの結果としてシーケンス制御部１０からＭＲ信号データが送られた場合に、そのＭＲ信号データに基づいて画像を再構成するよう画像再構成部２２を制御する。

以上、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成について説明した。このような構成のもと、ＭＲＩ装置１００は、複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。また、ＭＲＩ装置１００は、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも２つのエコー信号における位相差を算出する。そして、ＭＲＩ装置１００は、算出された位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。

ここで、従来のＦＳＥ法による撮像では、例えば、バリアブルフリップアングル（Variable Flip Angle：ＶＦＡ）法が併用された場合に、収集されるエコー信号に位相差のばらつきが生じることが知られている。なお、ここでいうＦＳＥ法とは、被検体に対して励起用のフリップパルスを印加した後に、複数のリフォーカス用のフロップパルスを順次印加することで、エコートレインと呼ばれる複数のエコー信号を収集する撮像法である。また、ＶＦＡ法とは、ＦＳＥ法のパルスシーケンスにおいて、リフォーカス用のフロップパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集する撮像法である。

図２は、従来のＶＦＡ法により収集されるエコー信号における位相差の変動を示す図である。図２は、従来のＶＦＡ法によって収集されるエコー信号においてリードアウト方向に生じる１次位相差の変動の一例を示している。また、図３は、従来のＶＦＡ法により撮像されたファントム画像の一例を示す図である。

図２に示すように、従来のＶＦＡ法では、初期に収集されたエコー信号において１次の位相差が大きく変動する。ここで、従来の方法では、プリスキャンによって収集されたエコー信号のうち１番目及び２番目のエコー信号が用いられていた。そのため、従来の方法では、位相差の変動が安定していないエコー信号に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスが補正されることになる。この結果、図３に示すように、感度むらが生じた画像が生成される場合があった。

これに対し、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定したエコー信号を用いて、本スキャン用のパルスシーケンスが補正される。したがって、本実施形態によれば、エコー信号に位相差のばらつきが生じる撮像法が行われる場合でも、そのばらつきによって生じる画質劣化を防ぐことができる。以下では、かかるＭＲＩ装置１００が有する機能について詳細に説明する。なお、本実施形態では、ＶＦＡ法による撮像が行われる場合について説明する。

図４は、図１に示した計算機システム２０の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図４では、計算機システム２０が有する機能部のうち、インタフェース部２１、記憶部２３、及び制御部２６を示している。

記憶部２３は、シーケンス実行データ記憶部２３ａと、ＭＲ信号データ記憶部２３ｂとを有する。シーケンス実行データ記憶部２３ａは、後述する撮像条件設定部２６ａにより生成されるシーケンス実行データを記憶する。ＭＲ信号データ記憶部２３ｂは、インタフェース部２１によって受信されたＭＲ信号データを記憶する。

制御部２６は、撮像条件設定部２６ａ、プリスキャン実行部２６ｂ、位相差算出部２６ｃ、シーケンス補正部２６ｄ、及び本スキャン実行部２６ｅを有する。

撮像条件設定部２６ａは、操作者によって入力部２４を介して入力された撮像条件に基づいて、撮像で用いられるパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを生成する。例えば、撮像条件設定部２６ａは、操作者によってＶＦＡ法の撮像条件が入力された場合には、本スキャン用のＶＦＡ法のパルシーケンスを定義したシーケンス実行データと、プリスキャン用のＶＦＡ法のパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データとをそれぞれ生成する。例えば、撮像条件設定部２６ａは、以下で説明する本スキャン用のパルスシーケンス及びプリスキャン用のパルスシーケンスについて、それぞれシーケンス実行データを生成する。

図５は、本実施形態に係る本スキャン用のＶＦＡ法のパルスシーケンスを示す図である。また、図６は、本実施形態に係るプリスキャン用のＶＦＡ法のパルスシーケンスを示す図である。図５及び６において、「ＲＦ」は、励起用のフリップパルスｆｌｉ、及び、リフォーカス用のフロップパルスｆｌｏ１、ｆｌｏ２・・・ｆｌｏ６３、ｆｌｏ６４・・・が印加されるタイミングを示している。また、「Ｇｓｓ」はスライス選択用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、「Ｇｒｏ」はリードアウト用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、「Ｇｐｅ」は位相エンコード用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示している。また、「Ｅｃｈｏ１」は１番目に収集されるエコー信号を示しており、「Ｅｃｈｏ６３」は６３番目に収集されるエコー信号を示しており、「Ｅｃｈｏ６４」は６４番目に収集されるエコー信号を示している。また、図５及び６では、１つのスライス選択に関するパルスシーケンスのみを示し、スライスエンコードについては図示を省略している。また、「ＥＴＳ（Echo Train Spacing）」は、エコー間隔を示している。

まず、図５に示すように、本実施形態に係る本スキャン用のパルスシーケンスは、ＦＳＥ法のパルスシーケンスであり、リフォーカス用のフロップパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するものである。図５に示すパルスシーケンスは、位相エンコード数を１２８とし、１２８個のエコー信号のうち６４番目に収集されるエコー信号において位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるように設定された場合の例である。

一方、図６に示すように、本実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスは、図５に示した本スキャン用のパルスシーケンスにおいて、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わないようにしたものである。また、本実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスは、スティミュレイテッドエコーがキャンセルされ、スピンエコーのみが収集されるように設定される。例えば、米国特許第５８１８２２９に記載された方法を用いることができる。この方法では、リフォーカス用のフロップパルスの位相をπ，π，π，π・・・と変えながら収集された１ショット目のエコー信号と、π，−π，π，−π・・・と変えながら収集された２ショット目のエコー信号とを加算することで、スピンエコー成分のみが取り出される。

図４の説明にもどって、プリスキャン実行部２６ｂは、複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。例えば、プリスキャン実行部２６ｂは、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。なお、ここでは、プリスキャン用のパルスシーケンスとして、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスが用いられる場合について説明するが、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行うパルスシーケンスが用いられてもよい。

具体的には、プリスキャン実行部２６ｂは、撮像条件設定部２６ａによってプリスキャン用のシーケンス実行データが生成されると、そのシーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部２３ａから読み出す。そして、プリスキャン実行部２６ｂは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部２１経由でシーケンス制御部１０に送信することで、プリスキャンを実行する。例えば、プリスキャン実行部２６ｂは、図６に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データをシーケンス制御部１０に送信することで、プリスキャンを実行する。

位相差算出部２６ｃは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも２つのエコー信号における位相差を算出する。具体的には、位相差算出部２６ｃは、プリスキャン実行部２６ｂによってプリスキャンが実行された後に、プリスキャンにより収集されたエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも２つのエコー信号に関するＭＲ信号データをＭＲ信号データ記憶部２３ｂから読み出す。そして、位相差算出部２６ｃは、読み出したＭＲ信号データをリードアウト方向にフーリエ変換した後に、０次の位相差及び１次の位相差を算出する。

ＦＳＥ法では、先に発生したエコー信号に対して印加された位相エンコード用傾斜磁場の作るデフェーズ分が、次に発生するエコー信号に加わり、次に観測するエコーに位相差を生じる。この位相差は、場所の１次関数になるので、１次の位相差と呼ばれる。また、コイル配置の不整合などによって、傾斜磁場は０次項（Ｂ０成分）を含む。この傾斜磁場の０次項は、場所依存性のない均一成分ではあるが、結果的に渦電流のような指数関数で落ちる時間特性を有し、位相差を生じる原因となる。この位相差は０次の位相差と呼ばれる。なお、１次の位相差はリードアウト方向の位相ずれを表し、０次の位相差はスライス選択方向の位相ずれ（コイル配置などの不整合による０次項）を表す。

例えば、位相差算出部２６ｃは、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる。

具体的な例として、例えば、図５に示したパルスシーケンスが本スキャンで用いられ、図６に示したパルスシーケンスがプリスキャンで用いられるとする。図５に示したパルスシーケンスのように、位相エンコード数が１２８であり、６４番目に収集されるエコー信号において位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるように設定された場合には、一般的に、エコー信号の位相差の変動が安定するまでに４８個程度のエコー信号が必要になる（図２を参照）。また、位相差の補正に用いられるエコー信号としては、画質に最も寄与するｋ空間中心に配置されるエコー信号を用いるのが望ましい。そこで、この場合には、例えば、位相差算出部２６ｃは、プリスキャンにおいて６４番目に収集されたエコー信号と６３番目に収集されたエコー信号との位相差を算出する。または、位相差算出部２６ｃは、プリスキャンにおいて６４番目に収集されたエコー信号と、６５番目に収集されたエコー信号との位相差を算出してもよい。

シーケンス補正部２６ｄは、位相差算出部２６ｃにより算出された位相差に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。具体的には、シーケンス補正部２６ｄは、位相差算出部２６ｃによって位相差が算出されると、その位相差に基づいて、シーケンス実行データ記憶部２３ａに記憶されている本スキャン用のシーケンス実行データを変更する。

このとき、シーケンス補正部２６ｄは、位相差算出部２６ｃによって算出された１次の位相差がゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリードアウト用傾斜磁場の強度を変更する。また、シーケンス補正部２６ｄは、位相差算出部２６ｃによって算出された０次の位相差がゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のフロップパルスの位相を変更する。なお、シーケンス補正部２６ｄは、位相差算出部２６ｃによって算出された０次の位相差がゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるスライス選択用傾斜磁場の強度を変更してもよい。

本スキャン実行部２６ｅは、シーケンス補正部２６ｄにより補正された本スキャン用のパルスシーケンスを用いて、本スキャンを実行する。具体的には、プリスキャン実行部２６ｂは、シーケンス補正部２６ｄによって本スキャン用のシーケンス実行データが補正されると、補正後のシーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部２３ａから読み出す。そして、本スキャン実行部２６ｅは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部２１経由でシーケンス制御部１０に送信することで、本スキャンを実行する。

ここで、本スキャン実行部２６ｅが補正後のパルスシーケンスを用いて本スキャンを実行することによって、エコー信号に位相差のばらつきが生じる撮像法が行われる場合でも、画質劣化を防ぐことができる。図８は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって得られるファントム画像の一例を示す図である。図８に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、図３に示した従来のＶＦＡ法による画像と比べて、感動むらの少ない画像が得られる。

次に、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００における位相差補正の処理手順について説明する。図７は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００における位相差補正の処理手順を示すフローチャートである。

図７に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、操作者によって撮像を開始するよう指示された場合に（ステップＳ１０１，Ｙｅｓ）、撮像条件設定部２６ａが、入力部２４を介して操作者から撮像条件の入力を受け付ける（ステップＳ１０２）。

続いて、撮像条件設定部２６ａは、操作者によって入力された撮像条件に基づいて、プリスキャン用のシーケンス実行データ及び本スキャン用のシーケンス実行データを生成する（ステップＳ１０３）。このとき、撮像条件設定部２６ａは、プリスキャン用のシーケンス実行データについては、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号が収集されるようにシーケンス実行データを生成する。

続いて、プリスキャン実行部２６ｂが、撮像条件設定部２６ａによって生成されたプリスキャン用のシーケンス実行データに基づいて、位相エンコード用傾斜磁場を印加しないプリスキャンを実行する（ステップＳ１０４）。その後、位相差算出部２６ｃが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、位相差の変動が安定したエコー信号における位相差を算出する（ステップＳ１０５）。

続いて、シーケンス補正部２６ｄが、位相差算出部２６ｃにより算出されたエコー信号の位相差に基づいて、本スキャン用のシーケンス実行データを補正する（ステップＳ１０６）。その後、本スキャン実行部２６ｅが、シーケンス補正部２６ｄにより補正された本スキャン用のシーケンス実行データに基づいて、本スキャンを実行する（ステップＳ１０７）。そして、画像再構成部２２が、本スキャンによって収集されたＭＲ信号データから画像を再構成する（ステップＳ１０８）。

上述したように、本実施形態では、プリスキャン実行部２６ｂが、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。また、位相差算出部２６ｃが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも２つのエコー信号における位相差を算出する。そして、シーケンス補正部２６ｄが、位相差算出部２６ｃにより算出されたエコー信号の位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、本実施形態によれば、エコー信号に位相差のばらつきが生じる撮像法が行われる場合でも、そのばらつきによって生じる画質劣化を防ぐことができる。

また、本実施形態では、位相差算出部２６ｃは、位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる。したがって、本実施形態によれば、画質に最も寄与するｋ空間中心に配置されるエコー信号に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが補正されることになるので、画質をより向上させることができる。

また、本実施形態では、プリスキャン及び本スキャンで用いられるパルスシーケンスは、ＦＳＥ法のパルスシーケンスであり、リフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するものである。したがって、本実施形態によれば、ＶＦＡ法による撮像において、プリスキャンによって収集された複数のエコー信号のうち初期に収集されたエコー信号の位相差がばらつくような場合でも、画質劣化を防ぐことができる。

なお、本実施形態では、位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる場合について説明した。しかしながら、本実施形態に係る技術はこれに限られるものではない。例えば、位相差算出部２６ｃが、位相差の変動が安定したエコー信号として、位相差の変動の大きさが所定の閾値以下であるエコー信号を用いるようにしてもよい。この場合には、例えば、操作者が閾値の大きさを変更することで、本スキャン用のパルスシーケンスの補正に用いられるエコー信号の位相差の度合いを変更することができる。これにより、位相差補正の精度を調整することができる。

また、本実施形態では、位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる場合について説明した。しかしながら、本実施形態に係る技術はこれに限られるものではない。ＭＲＩ装置による撮像法には、例えば、Ｐｒｏｔｏｎ Ｄｅｎｓｉｔｙ強調画像やＴ₁強調画像などのように、位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになるまでに収集されるエコー信号の数が少ないものもある。そのような撮像法では、位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになった期間において、エコー信号の位相差がまだ安定していない場合もある。

そこで、例えば、位相差算出部２６ｃが、位相差の変動が安定した複数のエコー信号における位相差の平均値を算出するようにしてもよい。この場合には、シーケンス補正部２６ｄが、位相差算出部２６ｃにより算出された位相差の平均値に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。例えば、ｎ番目のエコー信号で位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになる場合には、位相差算出部２６ｃは、ｎ番目のエコー信号とｎ＋１番目のエコー信号との位相差をｄｉｆｎ、ｎ＋２番目のエコー信号とｎ＋１番目のエコー信号との位相差をｄｉｆｎ１、ｎ＋２番目のエコー信号とｎ＋３番目のエコー信号との位相差をｄｉｆｎ２・・・として、位相差の平均値を（ｄｉｆｎ＋ｄｉｆｎ１＋ｄｉｆｎ２＋・・・）／Ｎとして算出する。ここで、Ｎは、位相差の算出に用いられるエコー信号の個数である。これにより、例えば、位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになるまでに収集されるエコー信号の数が少ない撮像法が行われる場合でも、本スキャン用のパルスシーケンスを精度よく補正することができる。

また、本実施形態では、プリスキャン及び本スキャンで用いられるパルスシーケンスがいずれもＶＦＡ法のパルスシーケンスである場合について説明した。しかしながら、本実施形態に係る技術はこれに限られるものではない。例えば、本スキャンではＶＦＡ法のパルスシーケンスを用い、プリスキャンではＣＦＡ（Constant Flop Angle）法のパルスシーケンスを用いるようにしてもよい。この場合には、プリスキャン実行部２６ｂは、ＣＦＡ法のパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。また、本スキャン実行部２６ｅは、ＶＦＡ法のパルスシーケンスを用いて本スキャンを実行する。

ここでいうＣＦＡ法とは、ＦＳＥ法のパルスシーケンスにおいて、リフォーカス用のフロップパルスのフリップ角を一定にして複数のエコー信号を収集する撮像法である。図９は、本実施形態の変形例に係るＣＦＡ法のパルスシーケンスの一例を示す図である。図９は、ＣＦＡ法によって収集されるエコー信号における１次位相差の変動の一例を示している。図９に示すように、ＣＦＡ法では、エコー信号において１次の位相差が全体的にほぼ安定する。

この場合には、例えば、プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるフロップパルスのフリップ角は、本スキャン用のパルスシーケンスで最初に印加されるフロップパルスのフリップ角と同じに設定する。また、位相差算出部２６ｃは、位相差の変動が安定したエコー信号として、プリスキャンにより収集されたエコー信号のうち初期に収集されたエコー信号を用いる。初期のエコー信号を用いることで、例えば、エコー信号の数が増えるにつれてエコー信号に含まれるノイズ成分が多くなるような場合でも、本スキャン用のパルスシーケンスを精度よく補正することができる。なお、一般的に、ＣＳＦ法による撮像ではＳＡＲ（Specific Absorption Rate）が大きくなることが懸念されるが、プリスキャンは本スキャンに比べて実行時間が短いので、ＣＦＡ法のパルスシーケンスを用いることによる影響は少ない。

また、本実施形態では、位相差算出部２６ｃが、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限られるものではなく、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定しているエコー信号であれば、他の時期に収集されたエコー信号が用いられてもよい。

図１０及び１１は、本実施形態の他の変形例を説明するための図である。図１０は、プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるエコー信号ごとのフリップ角の変化の一例を示している。また、図１１は、プリスキャンにより収集されるエコー信号ごとの信号強度の変化の一例を示している。

例えば、位相差算出部２６ｃは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角の変化量が減少から増加に変化した以降で収集されたエコー信号を用いてもよい。この場合には、例えば、位相差算出部２６ｃは、図１０に示すように、リフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角の変化量が減少から増加に変化した以降に収集されたエコー信号Ａから、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号（ｋ空間中心に配置されるエコー信号）Ｂまで複数のエコー信号のうち、少なくとも２つのエコー信号を用いる。

また、例えば、位相差算出部２６ｃは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、エコーごとの信号強度の変化量が所定の信号閾値以下となった以降で収集されたエコー信号を用いてもよい。この場合には、例えば、位相差算出部２６ｃは、図１１に示すように、エコーごとの信号強度の変化量が所定の信号閾値以下となった以降で収集されたエコー信号Ｃから、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号（ｋ空間中心に配置されるエコー信号）Ｄまで複数のエコー信号のうち、少なくとも２つのエコー信号を用いる。なお、ここで用いられる信号閾値としては、例えば、ｋ空間中心に配置されるエコー信号とその１つ前又は１つ後のエコー信号との間の変化量に所定の係数を乗じた値とする。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００ ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）
２０ 計算機システム
２６ 制御部
２６ｂ プリスキャン実行部
２６ｃ 位相差算出部
２６ｄ シーケンス補正部

Claims (10)

1. リフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する実行部と、
   前記プリスキャンにより収集された前記複数のエコー信号のうち、位相差の変動が安定した少なくとも２つのエコー信号における位相差を算出する算出部と、
   前記算出部により算出された前記位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する補正部と、
   を備える、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記算出部は、前記複数のエコー信号のうち、前記プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角の変化が減少から増加に変化した以降で収集されたエコー信号を用いる、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記算出部は、前記複数のエコー信号のうち、エコーごとの信号強度の変化量が所定の信号閾値以下となった以降で収集されたエコー信号を用いる、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記算出部は、前記位相差の変動が安定したエコー信号として、前記本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又は該期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記算出部は、前記位相差の変動が安定したエコー信号として、前記位相差の変動の大きさが所定の閾値以下であるエコー信号を用いる、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記算出部は、前記位相差の変動が安定した複数のエコー信号における位相差の平均値を算出し、
   前記補正部は、前記算出部により算出された前記位相差の平均値に基づいて前記本スキャン用のパルスシーケンスを補正する、
   請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記プリスキャン及び前記本スキャンで用いられるパルスシーケンスは、高速スピンエコー法のパルスシーケンスであり、リフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するものである、
   請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記補正部は、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリードアウト用傾斜磁場の強度を変更する、
   請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記補正部は、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のＲＦパルスの位相を変更する、
   請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. リフォーカス用のＲＦパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行し、
    前記プリスキャンにより収集された前記複数のエコー信号のうち、位相差の変動が安定した少なくとも２つのエコー信号における位相差を算出し、
    算出された前記位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する、
    ことを含む、磁気共鳴イメージング方法。

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