JP2016097291A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】金属要素を含んだ患者の領域を歪みを少なくしつつスキャンできる、磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部と、シーケンス制御部３０と、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部とを備える。算出部は、スライス方向で与えられた区間に対して、前記区間に対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域を算出する。シーケンス制御部３０は、スライス励起ＲＦパルスと共に勾配磁場を印加した後に、前記算出部が算出した周波数帯域の再収束ＲＦパルスを印加するシーケンスを実行する。画像生成部は、前記シーケンスの実行により収集されたデータを基に画像を生成する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｄｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）は、静磁場内に置いた被検体の核スピンをそのラーモア周波数を有する高周波（Radio Frequency：ＲＦ）パルスによって磁気的に励起して、励起により生成される磁気共鳴信号データから画像を形成するイメージングスキャン法である。

ＭＲＩの撮影対象である患者には、体内に様々な金属要素が埋め込まれている。これらの金属要素は、例えばステープルおよびその他の手術用具、歯冠および充填物等の歯科要素、プレート、ねじおよびピン等の固定デバイス、股関節インプラントおよび人工膝等の人工関節、ならびにペースメーカーおよびその他の埋め込み可能な電気デバイスなど、多くの異なる種類のものがある。これらの金属要素によるアーチファクト（メタルアーチファクト）の結果、例えばＭＲＩにおいてアーチファクトのある領域はゼロ信号領域となり、多くの場合１つまたは２つの縁部にて高強度のリムを有し、隣接する領域は際立った歪みを示す。これらの歪みは、金属によって、周りを取り囲む体内組織よりも磁化率が高くなり、このことにより金属物体の周りに大きな磁場の不均一が発生することによる。

Wenmiao Lu et al., "SEMAC: Slice Encoding for Metal Artifact Correction in MRI", Magnetic Resonance in Medicine, vol. 62, pp.66-76, 2009

本発明が解決しようとする課題は、アーチファクトによる歪みを少なくしつつ撮像を行うことができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、算出部と、シーケンス制御部と、画像生成部とを備える。算出部は、スライス方向で与えられた区間に対して、前記区間に対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域を算出する。シーケンス制御部は、スライス励起ＲＦパルスと共に勾配磁場を印加した後に、前記算出部が算出した周波数帯域の再収束ＲＦパルスを印加するシーケンスを実行する。画像生成部は、前記シーケンスの実行により収集されたデータを基に画像を生成する。

図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの概略構成図である。 図２は、実施形態に係る処理の一例を示すフローチャートである。 図３は、スライス（ｚ）方向における信号の歪みを表す図である。 図４は、実施形態に係るパルスシーケンスの第１の例である。 図５は、実施形態に係るパルスシーケンスの第２の例である。 図６は、図２のフローチャートにおいて実行される金属要素補正のフローチャートである。 図７Ａは、収集される信号データの一例（１）である。 図７Ｂは、収集される信号データの一例（２）である。 図７Ｃは、統合される信号データの一例である。

以下、添付図面を参照して、磁気共鳴イメージング装置の実施形態について詳細に説明する。

図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの概略構成図である。

図１に示すＭＲＩ装置１００は、ガントリ１０（概略的断面図で示す）および互いに接続される様々な関連システムコンポーネントを含む。少なくともガントリ１０は通常、シールドルーム内に設置される。図１に示す１つのＭＲＩシステムのジオメトリは、実質的に同軸円筒状に配置された、静磁場Ｂ_０磁石１２、Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ傾斜磁場コイルセット１４、ならびに全身用ＲＦコイル（Whole Body RF Coil：ＷＢＣ）１６を含む。この円筒状に配置された要素の水平軸線に沿って、患者テーブル１１によって支持された患者９の胸部を実質的に取り囲むように示されたイメージングボリューム１８がある。イメージングボリューム１８において、より小型のＲＦコイル１９が患者９の胸部により近接して結合して示される。ＲＦコイル１９は表面コイルまたはアレイコイル（ＡＣ）等であることができ、頭蓋、上肢、肩、肘、手首、膝、脚、胸部、脊椎等の特定の身体部分用にカスタマイズまたは成形することができる。ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０と連動する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇx、Ｇy、Ｇz傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信部３４およびＴ/Ｒ３６すなわち、送信/受信スイッチ（同じＲＦコイルが送信および受信の両方に用いられる場合）を制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は金属要素補正―シーケンスのために格納されたプログラムコード構造５０を含み、これは後に他の（例えば、従来のまたは公知である診断用）ＭＲＩシーケンスとともに用いることができる。ＭＲＩシステム制御部２２はさらに所望によりプリンタ２８、キーボード２６およびディスプレイ２４と連動することができる。

種々の関連システムコンポーネントは、ＭＲＩデータ処理装置４２（μＰ，Ｉ/Ｏ、メモリ）に入力を提供する（ＲＦ）受信部４０を含み、ＭＲＩデータ処理装置４２は加工画像データを生成するように構成され、この加工画像データはディスプレイ２４に送信される。ＭＲＩデータ処理装置４２はまた、ＭＲＩ画像メモリ４６に格納された金属要素の存在下で予め収集されたデータ収集にアクセスし、プログラムコード構造５０ならびに画像再構成プログラムコード構造４４等のＭＲ画像データを補正する／補うように構成される。

図１は、プログラムコード構造５０を一般化して説明した図である。プログラム記憶装置（プログラムコード構造）５０では、格納されたプログラムコード構造（例えば、グラフィカルユーザインタフェースを定義し、グラフィカルユーザインタフェースへの操作者からの入力を受信するため等）が、ＭＲＩシステムの種々のデータ処理コンポーネントにアクセス可能な非一時的なコンピュータ可読記憶媒体に格納される。プログラムコード構造５０はセグメント化され、必要に応じて、種々の関連システムコンポーネントの異なる要素に少なくとも部分的に直接接続される。

図１は、本明細書に記載される例示的実施形態を実践するためにいくつかの変更を伴うＭＲＩシステムの簡略図を示す。システムコンポーネントは様々な「ボックス」の集合体に分割され、例えば、高速アナログ／デジタル変換、フーリエ変換およびアレイ処理を実行することが可能な多数のデジタル信号処理装置、マイクロプロセッサおよび専用処理回路を含むことができる。これら処理装置の各々はクロック式の「状態マイン」であり、物理的データ処理回路は各クロックサイクル（または所定数のクロックサイクル）が起こると、ある物理的状態から別の物理的状態に進行する。

動作中に処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置等）の物理的状態があるクロックサイクルから別のクロックサイクルに少しずつ変化することができるだけでなく、関連付けられたデータ記憶媒体（例えば、磁気記憶媒体のビット記憶部位）の物理的状態も、このようなシステムの動作中にある状態から別の状態に移りかわる。例えば、金属要素補正イメージング再構成プロセスの終了時に、物理的記憶媒体内のアレイ状のコンピュータ可読アクセス可能データ値記憶部位は、何らかの前の状態（例えば、すべてが一様に「０」値またはすべてが「１」値）から新しい状態に転換されることになるであろう。この場合、かかるアレイの物理的部位の物理的状態は、最小値と最大値の間でばらつき、現実の物理的事象および状態（例えば、画像化されたボリューム空間全体にわたる患者の内部物理的構造）を表している。かかるアレイ状の記憶データ値は、物理的構造を表すものであり、さらにはそれを構成する。これは、命令レジスタへのロードと、種々の関連システムコンポーネント２０の１つ以上のＣＰＵによる実行が逐次的に行われたときに、動作状態の特定のシーケンスを生成し、それをＭＲＩシステム内部で遷移させる特定の構造のコンピュータ制御プログラムコードの場合と同様である。

下記の実施形態により、データ収集を処理する改善された方法およびＭＲ画像を形成し表示する改善された方法を提供する。

図２は、実施形態に係る処理の一例を示すフローチャートである。まず、ＭＲＩシーケンス制御部３０はＭＲＩシステム制御部２２を通して操作者からの入力を受信し、イメージングスキャン条件およびスキャンする被検体または生体の位置を設定する（Ｓ−１０１）。次に、ＭＲＩシーケンス制御部３０はスキャンする領域に基づいて患者テーブル１１を適切な位置へ移動させる（Ｓ−１０２）。

次に、ＭＲＩシーケンス制御部３０は様々な種類の準備スキャンを実行する（Ｓ−１０３）。例えば、準備スキャンとして、アレイ方向における各コイル要素（または各チャネル）の感度を示すプロファイルデータを収集するスキャン、各コイル要素（または各チャネル）の感度分布を示す感度マップを収集するスキャン、ＲＦパルスの中心周波数を得るためのスペクトルデータを収集するスキャン、静磁場の均一性を調整するために補正コイル（図示されていない）に流す電流値を収集するスキャンを挙げることができる。感度マップは画像生成処理前に収集されればよく、以下で論じるイメージングスキャン前に収集される必要はない。

次に、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、パルスシーケンスの選択および印加を制御し、生体のある断面のＭＲデータを収集する（Ｓ−１０４）。例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０はスピンエコー（Spin Echo：ＳＥ）パルスシーケンスを使用してＭＲデータを収集する。断面が収集される生体の部分は脚、胴体、上肢および頭部を含む、任意の所望の部分であることができる。収集された画像データはＭＲＩデータ処理装置４２により受信され、ＭＲＩデータ処理装置４２はデータをサンプリングして画像または画像セットを生成する（Ｓ−１０５）。スライス方向に金属により引き起こされた歪みを有するこの画像の例を図３に示す。

図３は、スライス（ｚ）方向における信号の歪みを表す図である。図の縦軸ｚはスライス方向、横軸ｙは、例えば位相エンコード方向を表す。ｙ方向の領域１０２及び１０６では、金属によるアーチファクト（メタルアーチファクト）が存在せず、従って、メタルアーチファクトの起因するスライス位置歪の大きさは、０となる。ｙ方向の領域１０４では、メタルアーチファクトが存在し、この結果、信号に歪みが表れる。具体的には、スライス位置歪み１００が、信号に表れる。

本実施形態では、画像はスライス方向において歪みの所定の閾値範囲を超える１つ以上の部分を含むため、ＭＲ画像収集は金属要素補正スキャンに進む（Ｓ−１０６）。

Ｓ−１０６の詳しい手順については後述するが、まずはじめに、Ｓ−１０６において、ＭＲＩシーケンス制御部３０が実行するパルスシーケンスの概略について説明する。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、例えば、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部と、シーケンス制御部としてのＭＲＩシーケンス制御部３０と、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部とを備える。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、スライス方向で与えられた区間に対して、当該区間に対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域を算出する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、スライス励起ＲＦパルスと共に勾配磁場を印加した後に、算出部が算出した周波数帯域の再収束ＲＦパルスを印加するシーケンスを実行する。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部は、シーケンスの実行により収集されたデータを基に画像を生成する。図４は、実施形態に係るパルスシーケンスの第１の例である。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｓ１０６において、かかるパルスシーケンスを実行する。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、例えば、第１の時刻において、選択勾配磁場Ｇｓｓを印加するとともに、スライス励起ＲＦパルス（第１ＲＦパルス）を励起して、スライス方向の所定の位置を選択的に励起する。この時、例えば、第１ＲＦパルスのフリップ角は、９０度となる。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、例えば、第２の時刻において、再収束ＲＦパルス（第２ＲＦパルス）を印加する。この結果、第１の時刻からディフェイズされた信号が、データ収集時刻においてリフェーズし、大きな信号値（スピンエコー）が生成される。例えば、第２ＲＦパルスのフリップ角は、１８０度となる。

ここで、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、第２の時刻において、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部が算出した周波数帯域の再収束ＲＦパルスを印加する。ここで、算出部は、スライス方向で与えられた区間に対して、当該区間に対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域を算出する。この算出方法については後述する。

印加する再収束ＲＦパルスの周波数帯域が所定の範囲に限定されることで、当該所定の範囲の周波数帯域に対応した信号のみが、データ収集時刻においてリフェーズされ、収集される。周波数帯域と、スライス方向の位置には一定の対応関係があることから、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、印加する第２ＲＦパルスの周波数帯域を制御することによって、スライス方向の所定の位置（所定の領域）に係る信号を収集することができる。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、所定の時間後に生成されたスピンエコーを、所定の収集シーケンスを用いて収集する。その後、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部は、シーケンスの実行により収集したデータを基に画像を生成する。このようにして、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、ｚ周波数エンコーディング（ｚ−ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎｃｏｄｉｎｇ）を行うことができる。

また、別の例として、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、例えば、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部と、ＭＲＩシーケンス制御部３０と、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部とを備える。算出部は、スライス方向で与えられた区間に対して、当該区間に対応するスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域を算出する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、算出部が算出した周波数帯域のスライス励起ＲＦパルスを印加した後に再収束励起ＲＦパルスと共に勾配磁場を印加するシーケンスを実行する。画像生成部は、シーケンスの実行により収集されたデータを基に画像を生成する。図５は、実施形態に係るパルスシーケンスの第２の例である。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｓ１０６において、かかるパルスシーケンスを実行する。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、例えば、第１の時刻において、スライス励起ＲＦパルス（第１ＲＦパルス）を印加する。例えば、第１ＲＦパルスのフリップ角は、９０度となる。ここで、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、第１の時刻において、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部が算出した周波数帯域のスライス励起ＲＦパルスを印加する。ここで、算出部は、スライス方向で与えられた区間に対して、当該区間に対応するスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域を算出する。この算出方法については後述する。

印加するスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域が所定の範囲に限定されることで、当該所定の範囲の周波数帯域に対応した信号のみが、データ収集時刻においてリフェーズされ、収集される。周波数帯域と、スライス方向の位置には一定の対応関係があることから、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、印加するスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域を制御することによって、スライス方向の所定の位置（所定の領域）に係る信号を収集することができる。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、続いて、例えば、第２の時刻において、選択勾配磁場Ｇｓｓを印加するとともに、再収束ＲＦパルス（第２ＲＦパルス）を励起して、スライス方向の所定の位置の信号を選択的にリフェーズする。例えば、第２ＲＦパルスのフリップ角は、１８０度となる。この結果、所定の周波数帯域に対応して励起された所定のスライス位置に対応する信号であって、第１の時刻からディフェイズされた信号のうち、第２の時刻において選択された信号が、データ収集時刻においてリフェーズし、大きな信号値（スピンエコー）が生成される。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２の時刻から所定の時間後に生成されたスピンエコーを、所定の収集シーケンスを用いて収集する。その後、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部は、シーケンスの実行により収集したデータを基に画像を生成する。このようにして、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、ｚ周波数エンコーディング（ｚ−ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎｃｏｄｉｎｇ）を行うことができる。

ここで、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、スライス方向での与えられた区間を、歪みの許容量を表すパラメータである歪み補正の所定の閾値範囲に基づいて定める。ここで、歪み補正の所定の閾値範囲は、患者の特定のスキャンに対して許容可能な歪みレベルに基づいて調整することができる。例えば、金属インプラントに隣接した生体に関する情報を得ることが必要とされるため低レベルの歪みがＭＲ画像に要求される場合、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、歪み補正の所定の閾値範囲を、大きい数に設定する。対照的に、より大きな歪みでも十分であれば、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、小さい歪みが好ましい場合よりも所定の範囲を小さく調整することができる。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、メタルアーチファクトに起因するスライス位置歪みの大きさの最大値より小さいスライス方向の区間を与えられた区間として設定する。一例として、スライス方向の区間を、メタルアーチファクトに起因するスライス位置歪みの大きさの最大値より十分小さな区間に、例えば１０分の１の大きさの区間に、設定する。

実施形態では、１つ以上の部分が所定の範囲のスライス軸を超えているかどうかの判断はＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部によって行われるが、実施形態はこれに限定されず、この判断はディスプレイ２４上の画像を見てからユーザによって行われてもよい。

歪みを引き起こす１つ以上の金属要素とは、例えば、ＭＲイメージングを受ける患者内または患者に接した任意の部分に存在する金属物質である。これら金属物質の例としては、ステープルおよびその他の手術用具、歯冠および充填物等の歯科要素、プレート、ねじおよびピン等の固定デバイス、股関節インプラントおよび人工膝等の人工関節、ならびにペースメーカーおよびその他の埋め込み可能な電気デバイスがあるが、実施形態はこれに限られない。実施形態はＭＲイメージングを受ける患者内または患者に接したいかなる部分の金属物質にも適用可能である。

上述したＳ―１０６の処理の手順の詳細について、図６のフローチャートを用いて説明する。図６は、図２のフローチャートにおいて任意で実行される金属要素補正のフローチャートである。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部が、歪みが１つ以上の金属要素により引き起こされていると判断すると、金属要素補正の第１ステップとして、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、励起パルスであり得る第１ＲＦパルスを選択し（Ｓ−１０６−１）、次いで第２ＲＦパルスを選択する（Ｓ−１０６−２）。第１ＲＦパルス及び第２のＲＦパルスとして、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、図４のように、第１ＲＦパルスとして、スライス選択印加パルスを選択勾配磁場と共に印加してもよい。或いは、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２ＲＦパルスとして、バンド幅（帯域幅）が制限された再収束パルスを印加してもよい。一方、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、図５のように、第１ＲＦパルスとして、バンド幅（帯域幅）が制限されたスライス励起印加パルスを印加してもよい。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２ＲＦパルスとして再収束パルスを、選択勾配磁場と共に印加してもよい。第１ＲＦパルスおよび第２ＲＦパルスは、予め設定された所定の値に基づいて選択することができるか、または第１ＲＦパルスおよび第２ＲＦパルスは、断面厚等の所望の画像特徴に基づいて選択することができる。

続いて、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、例えば、第１ＲＦパルスを印加する（Ｓ−１０６−３）。この第１ＲＦパルスにより患者の断面を励起するが、この断面はステップＳ−１０４にて収集された患者の断面と同一の断面である。

次いで、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２ＲＦパルスをある帯域幅（ＢＷ_再収束）で印加する（Ｓ−１０６−４）。第１ＲＦパルスは、第２ＲＦパルスと同一のまたは異なる周波数であり得る。この第２ＲＦパルスは、患者の断面において少なくとも１つのエコーを形成する。この第２ＲＦパルスは少なくとも１つの完全なまたは部分的なエコーを形成する任意のパルスであり得る。この第２ＲＦパルスの例には１８０°の再収束ＲＦパルスが含まれるが、他の実施例では、１８０°の再収束ＲＦパルスに比べてより小さいスピンエコー信号が許容可能であれば、またはより小さい熱エネルギー付与が望ましいのであれば、この第２ＲＦパルスを用いて任意の好適なＲＦエコー、例えば１８０°以下、例えば約１２０°の角度、約１４０°の角度、約１６０°の角度等のスピンエコーを形成できる。この第２ＲＦパルスはまた、任意のスピンエコー、すなわち刺激エコーまたはハーンエコーを形成することができる任意のパルスであり得る。

この第２ＲＦパルスは、患者断面において第１ＲＦパルスによって励起されたスピン磁気モーメントを少なくとも部分的に再収束させる。本実施形態では、第２ＲＦパルスは１つのエコーを形成するものとして記述されているが、他の実施形態では、ＲＦパルスのトレインは高速スピンエコー（Fast Spin Echo：ＦＳＥ）において等、２つ以上のエコーを形成することができる。

また、別の例として、ステップＳ１０６−３において、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第１ＲＦパルスをある帯域幅（ＢＷ_ＲＦ）で印加してもよい。同様に、この断面はＳ−１０４にて収集された患者の断面と同一の断面である。この場合、続いて、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２ＲＦパルスとして、再収束パルスを、選択勾配磁場と共に印加する（Ｓ−１０６−４）。同様に、第１ＲＦパルスは、第２ＲＦパルスと同一のまたは異なる周波数であり得る。この第２ＲＦパルスは、患者の断面において少なくとも１つのエコーを形成する。この第２ＲＦパルスは少なくとも１つの完全なまたは部分的なエコーを形成する任意のパルスであり得る。この第２ＲＦパルスの例には１８０°の再収束が含まれるが、実施形態はこれに限られず、また、任意のスピンエコー、すなわち刺激エコーまたはハーンエコーを形成することができる任意のパルスであり得る。

ステップＳ−１０６−３の第１ＲＦパルスおよびステップＳ−１０６−４の第２ＲＦパルスの一方は空間選択的であり、他方は非空間選択的である。Ｓ−１０４での勾配はステップＳ−１０６−３またはステップＳ−１０６−４のうちの一方の勾配と同一であるため、Ｓ−１０４にて予めパルスシーケンスを受けた患者の断面はパルスを再度受けることになる。

さらに、オフレゾナンスなスピン磁気モーメントはＳ−１０６−４における第２ＲＦパルスにより再収束されない。オフレゾナンスなスピン磁気モーメントが再収束されないことを確実にするために、好適なクラッシャー勾配を含むことができる。

さらに、ステップＳ−１０６−４の第２ＲＦパルスは、例えばステップＳ−１０６−３の第１ＲＦパルスとは異なる独立した周波数で印加され、このことにより２つのＲＦパルス間の周波数の差ができる。この周波数の差を空間選択的な勾配で除することによって、式（１）により再収束された断面の位置を求める。ここで、第１ＲＦパルスと第２ＲＦパルスとの周波数の差はΔｆ_ｎであり、ｚ軸に沿った位置（スライス方向の位置）はｚ_ｎであり、選択勾配はＧ_ｓｓである。

ｚ_ｎ＝Δｆ_ｎ／Ｇ_ｓｓ ・・・（１）

すなわち、第１ＲＦパルスと第２ＲＦパルスとの周波数の差Δｆ_ｎ及び選択勾配Ｇ_ｓｓから、対応するスライス方向の位置ｚ_ｎを算出することができる。逆に、スライス方向の位置が与えられたとき、選択勾配Ｇ_ｓｓを基に、対応する第１ＲＦパルスと第２ＲＦパルスとの周波数の差Δｆ_ｎを算出することができ、周波数の差の値と第１ＲＦパルスの周波数の値を基に、第２ＲＦパルスの周波数の値を算出することができる。同様に、周波数の差の値と第２ＲＦパルスの周波数の値を基に、第１ＲＦパルスの周波数の値を算出することができる。

例えば図４の場合のように、第１ＲＦパルスが空間選択的である場合、断面（スライス方向の位置）ｚの選択は式（２）、式（３）に従って行われる。ここで、第１ＲＦパルスの周波数オフセットはｆ_１であり、第２ＲＦパルスの周波数オフセットはｆ_２であり、選択磁場の勾配はＧ_ｓｓであり、未知のバックグラウンド勾配（金属の存在により引き起こされる磁化率効果による）はｘである。

ｆ_１＝Ｇ_ｓｓｚ＋ｘ ・・・（２）
ｆ_２＝ｘ ・・・（３）

適用された選択磁場の勾配Ｇ_ｓｓならびに周波数オフセットｆ_１およびｆ_２は既知である。次いで、式（２）における未知のｘ項をｆ_２で置き換える。（式（４）〜式（６））

ｆ_１＝Ｇ_ｓｓｚ＋ｆ_２ ・・・（４）
ｚ＝（ｆ_１−ｆ_２）／Ｇ_ｓｓ ・・・（５）
ｚ＝Δｆ／Ｇ_ｓｓ ・・・（６）

例えば図５の場合のように、第１ＲＦパルスが非空間選択的である場合、断面（スライス方向の位置）ｚの選択は式（７）及び式（８）に従って行われる。ここで、第１ＲＦパルスの周波数オフセットはｆ_１であり、第２ＲＦパルスの周波数オフセットはｆ_２であり、選択磁場の勾配はＧ_ｓｓであり、未知のバックグラウンド勾配（金属の存在により引き起こされる磁化率効果による）はｘである。

ｆ_１＝ｘ ・・・（７）
ｆ_２＝Ｇ_ｓｓｚ＋ｘ ・・・（８）

次いで、式（８）におけるｘ項をｆ_１で置き換える。（式（９）〜式（１１））
ｆ_２＝Ｇ_ｓｓｚ＋ｆ_１ ・・・（９）
ｚ＝（ｆ_２−ｆ_１）／Ｇ_ｓｓ ・・・（１０）
ｚ＝Δｆ／Ｇ_ｓｓ ・・・（１１）

例えば図４のような場合のように、第１ＲＦパルスが空間選択的な場合、患者の断面厚Δｚは次式に従って、再収束ＲＦパルスの帯域幅ＢＷ_再収束及び選択磁場の勾配Ｇ_ｓｓの関数として、以下のように求められる。

Δｚ＝ＢＷ_再収束／Ｇ_ｓｓ ・・・（１２）

また、逆に、再収束パルスの帯域幅ＢＷ_再収束は、選択磁場の勾配Ｇ_ｓｓ及び厚さΔｚの関数として、以下のように求められる。

ＢＷ_再収束＝Ｇ_ｓｓ×Δｚ ・・・（１３）

また、例えば、スライス方向の位置ｚがｚ_１≦ｚ≦ｚ_２を満たす区間に対して、対応する再収束パルスの満たすべき帯域ｆは、以下のように求められる。

Ｇ_ｓｓ×ｚ_１≦ｆ≦Ｇ_ｓｓ×ｚ_２ ・・・（１４）

このように、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、スライス方向の与えられた区間に対して、当該区間に対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域を算出することができる。

また、例えば図５のような場合のように、第１ＲＦパルスが空間非選択的な場合でも、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、同様の計算によりスライス励起ＲＦパルスの帯域幅ＢＷ_ＲＦを算出することができる。

第２ＲＦパルスは、患者断面において第１ＲＦパルスによって励起されたスピン磁気モーメントを制御された厚さ（Δｚ）にて再収束させるため、データの一部のみが画像から得られる（例えば、図３に示す画像における、領域１０２又は領域１０６）。図７Ａは、収集される信号データの一例である。図７Ａに示すように、断面の収集された信号データは、選択されたｚ_１位置に基づく２つの矩形領域１１０および１１２内にある。ここで、２つの領域（Δｚ）の高さはＢＷ_再収束値（または、ＢＷ_ＲＦ値）およびスライス選択勾配によって制御される。領域１１０および１１２はｚ＝０付近で収集された信号データを表し、図３の領域１０４に示す歪んだ領域の信号データは含んでいない。したがって、領域１１４は信号データを全く含んでいない。領域１１０および１１２の外のその他の信号データは収集されず、弁別されない。

図６に戻って、第２ＲＦパルスの印加Ｓ−１０６−４後の次のステップでは、第１断面から得た信号データがＭＲＩデータ処理装置４２にて再構成され、画像を形成する（Ｓ−１０６−５）。本実施形態では、ＭＲＩデータ処理装置４２は、所定の閾値未満の画像データが収集されたかどうかを判断する。図６に示されている例では、第１ＲＦパルスの印加（Ｓ−１０６−３）および第２ＲＦパルスの印加（Ｓ−１０６−４）後に所定の閾値未満の画像データが収集されたが、実施形態はこれに限られない。例えば他の実施形態では、収集された画像データは所定の閾値以上であり、さらなるパルスの印加はされない。例えば、第１ＲＦパルスおよび第２ＲＦパルスの印加後に収集された画像データが所定の閾値以上である実施形態では、図７Ａの領域１１０および１１２の上端は所定の閾値に対応する。

十分な信号データが収集されたかについての閾値は、例えば、金属アーチファクト近傍の信号データをどのくらい必要とするかに応じたプリセット値である。収集された信号データが所定の設定値または所定の調節可能値を超える場合、金属要素補正スキャン（図２のＳ−１０６）が完了し、プロセスは図２のＳ−１０７に進む。本実施形態では、ＭＲＩデータ処理装置４２により判断されたように、収集された信号データが所定の閾値範囲を下回るため、励起パルスであり得る第３ＲＦパルス（Ｓ−１０６−６）が印加され、次いで第４ＲＦパルス（Ｓ−１０６−７）がステップＳ−１０６−３およびＳ−１０６−４と同一の患者の断面に印加される。

本実施形態では、この後続の組のＲＦパルス（Ｓ−１０６−６およびＳ−１０６−７）において、選択的であるいずれかのパルス（Ｓ−１０６−６またはＳ−１０６−７）にステップＳ−１０６−３およびＳ−１０６−４の最初のパルスシーケンスと同じ周波数オフセットが印加される。Ｓ−１０６−７の第４ＲＦパルスの再収束帯域幅（第２のＢＷ_再収束）は、第１のＢＷ_再収束と同一の帯域幅または異なる帯域幅であり得る。第３ＲＦパルスおよび第４ＲＦパルスのうち少なくとも一方は、第１ＲＦパルスおよび第２ＲＦパルスの一方または両方と異なる周波数を有する。

この第４ＲＦパルスは、第２ＲＦパルスと同様に、少なくとも１つの完全なまたは部分的エコーを形成する任意のパルスであり得る。この第４ＲＦパルスの例には１８０°の再収束が含まれるが、他の実施例では、１８０°の再収束パルスに比べてより小さいスピンエコー信号が許容可能であれば、またはより小さい熱エネルギー付与が望ましいのであれば、この第４ＲＦパルスを用いて任意の好適なＲＦエコー、例えば１８０°以下、例えば約１２０°の角度、約１４０°の角度、約１６０°の角度等のスピンエコーを形成できる。この第４ＲＦパルスはまた、任意のスピンエコー、すなわち刺激エコーまたはハーンエコーを形成することができる任意のパルスであり得る。

また、第１ＲＦパルス及び第２ＲＦパルスの場合と同様に、別の例として、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第３ＲＦパルスとして選択励起パルスをある帯域幅で印加し、第４ＲＦパルスとして、再収束パルスを、勾配磁場と共に印加してもよい。

この第２のＲＦパルスの組（第３ＲＦパルス及び第４ＲＦパルスの組）により、患者の第２断面にて少なくとも１つのエコーが形成される。これらのステップＳ−１０６−６およびＳ−１０６−７はＳ−１０６−３およびＳ−１０６−４に類似しているが、新しい周波数帯域のＲＦパルスの組により決定される。第３ＲＦパルス及び第４ＲＦパルスの印加は、異なる空間的位置または部分、すなわち第１断面と重なるかまたは異なる位置にて行われる。第３ＲＦパルスは第４ＲＦパルスと同一のまたは異なる周波数であり得る。

ステップＳ−１０６−６の第３ＲＦパルスおよびステップＳ−１０６−７の第４ＲＦパルスの一方は空間選択的であり、他方は非空間選択的である。Ｓ−１０６−６およびＳ−１０６−７にて励起される第２断面の空間的位置は、Ｓ−１０６−６の第３ＲＦパルスとＳ−１０６−７の第４ＲＦパルスとの周波数の差の変化、または第２のＢＷ_再収束（または第２のＢＷ_ＲＦ）の変化によって制御される。これらの値のそれぞれは経験もしくは所定のスケジュールに基づいてユーザによって選択され得るか、または患者毎に自動的に設定され得る。第２断面の位置は、Ｓ−１０６−６の第３ＲＦパルスとＳ−１０６−７の第４ＲＦパルスとの間の周波数および第２のＢＷ_再収束（または第２のＢＷ_ＲＦ）の変化に基づいてスライス軸において弁別され得る。

図７Ｂは、収集される信号データの一例である。例えば、図７Ｂは、Ｓ−１０６−６およびＳ−１０６−７から得た信号データ結果である。図７Ｂに示す実施例では、信号データが収集された断面は、選択されたスライス位置ｚ_２を中心とした２つの矩形領域内にあり、ここで、２つの領域の高さ（Δｚ）は第２ＢＷ_再収束（または第２のＢＷ_ＲＦ）およびスライス選択勾配によって制御される。本実施形態では、このΔｚは図７Ａに示すΔｚと同一であるが、他の実施形態では、第２ＢＷ_再収束を第１ＢＷ_再収束と異なるように変更する（または第２のＢＷ_ＲＦを第１のＢＷ_ＲＦと異なるように変更する）ことによって、異なるΔｚ値をステップＳ−１０６−６およびＳ−１０６−７にて使用することができる。

本実施例では、図７Ｂの縦方向下側の境界線は図７Ａの縦方向上側の境界線と同一であるため、本実施例では断面の重複が起こらない。しかし他の実施形態では、これらの断面は重なり得るか、またはデータ収集されない領域により分離され得る。

図７Ｃは、統合される信号データの一例である。次のステップ（Ｓ−１０６−８）では、図７Ｃに示すように、断面のスタックを統合して三次元ボリュームにする任意の適切な方法を使用して、ステップＳ−１０６−３およびＳ−１０６−４により第１断面で得られた信号データを統合して、ステップＳ−１０６−６およびＳ−１０６−７により第２断面で得られた信号データを平積みする。

本実施形態では、データの完全な所定の閾値範囲が２組のＲＦパルス（Ｓ−１０６−３およびＳ−１０６−４、ならびにＳ−１０６−６およびＳ−１０６−７）により収集される場合を説明した。しかし、例えば、所定の閾値範囲はさらに大きいものであってもよく、かつさらなる組のＲＦパルスを印加してもよい。

例えば、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の一例として、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、スライス方向の与えられた全体区間を、複数の区間に分割し、複数の区間それぞれに対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域をそれぞれ算出する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、複数の区間それぞれにおいて、シーケンスを、複数の区間それぞれで算出部が算出した再収束ＲＦパルスの周波数帯域を用いて実行する。また、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる画像生成部は、複数の区間それぞれにおけるシーケンスの実行により複数の区間それぞれで収集されたデータを統合して、全体区間に係る３次元画像を生成する。ここで、複数の区間は、オーバーラップしてもよく、すなわち、全体区間に属するすべての点が、複数の区間のうち少なくとも一つに含まれるような複数の区間に分割すれば十分である。

また、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の別の例として、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる算出部は、スライス方向で与えられた全体区間を、複数の区間に分割し、複数の区間それぞれに対応するスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域をそれぞれ算出する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、複数の区間それぞれにおいて、シーケンスを、複数の区間それぞれで算出部が算出したスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域を用いて実行する。また、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる画像生成部は、複数の区間それぞれにおけるシーケンスの実行により得られた複数の区間それぞれについてのデータを統合して、全体区間に係る３次元画像を生成する。ここで、複数の区間は、オーバーラップしてもよく、すなわち、全体区間に属するすべての点が、複数の区間のうち少なくとも一つに含まれるような複数の区間に分割すれば十分である。

かかる構成を用いることにより、一例として、算出部は、スライス方向の与えられた撮像範囲を、複数の区間に分割し、当該複数の区間それぞれに対して対応する再収束ＲＦパルスやスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域を決定する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、それらの周波数帯域でパルスを印加することで、複数の区間それぞれに対応したデータ、例えば２次元データの一つのスタックを得ることができる。その後、後述する画像生成部が、これらの２次元データのスタックを統合することで、３次元ボリュームデータを得ることができる。

次に、ＭＲＩデータ処理装置４２はＭＲデータの画像再構成処理および画像処理を実行し、表示するための画像データを生成する。Ｓ−１０７にて、生成された画像データをディスプレイ２４に表示することができる。加えて、画像データはさらにＭＲＩ画像メモリ４６内に格納することができる。

生成された画像の一例として、例えば図７Ａや図７Ｂのように、一つの２次元スタックで収集されたデータ、又は図７Ｃのように、二つの２次元スタックで収集されたデータ、又は、全体区間を複数の区間に分割し、複数の区間それぞれで得られたデータを統合することで得られた３次元ボリュームデータなどがある。また、生成された画像の別の例として、例えば、１次元、２次元或いは３次元領域の各点について、各点が金属要素補正の対象になるか否かを示したデータ、或いは、金属要素補正の対象となる領域を示したデータであってもよい。

十分な数の信号データが本実施形態にて収集され、統合された画像がＭＲＩデータ処理装置４２により形成されるため、画像化された断面の結果がＳ−１０７にてディスプレイ２４に表示され、所望によりＭＲＩ装置１００は引き続き生体の他の位置を画像化できる。生体の他の場所の得られた画像データは金属要素補正済み領域と組み合わせて、Ｓ−１０７にて金属要素補正スキャンのため画像の歪みが低減されたか、または歪みのない患者の所望の位置の画像が得られる。すなわち、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部は、生成された画像に対してスライス位置歪み補正処理を行って、スライス方向の位置の歪みが補正された画像を更に生成する。

原則的に、上記実施形態で例示された特定の処理順序は単なる例である。所望であれば、特定のステップについて順序を変える、かつ／または組み合わせることができる。さらに、特定のパルスシーケンスは所望のスキャン時間および所望の画像品質等の種々の必要条件に基づいて変更できる。これらのパルスシーケンスは、とりわけ、スピンエコー（Spin Echo：ＳＥ）シーケンス、高速スピンエコー（Fast Spin Echo：ＦＳＥ）シーケンス、高速非対称スピンエコー（Fast Asymmetric Spin Echo：ＦＡＳＥ）シーケンス、シングルショットＦＳＥシーケンス（Single Shot Fast Spin Echo：ＳＳＦＳＥ）、もしくはハーフフーリエＳＳＦＳＥシーケンス（Half Fourier Acquisition Single-Shot Turbo Ｓpin-Echo：ＨＡＳＴＥ）またはスピンエコーベースエコープラナーイメージング（Spin-Echo based Echo Planar Image：ＳＥ−ＥＰＩ）を含む、任意の好適なパルスシーケンスであることができる。さらに、任意の形成された画像は所望の画像結果に基づくＰＤ、Ｔ１またはＴ２強調画像であることができる。

また、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部は、更にリードアウト方向に対する歪み補正処理を行って、スライス方向の位置の歪み及びリードアウト方向の位置の歪みが補正された画像を更に生成してもよい。特に、金属要素補正は視野角傾斜（View Angle Tilting：ＶＡＴ）と組み合わせることができる。換言すると、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる画像生成部は、ＶＡＴ（View Angle Tilting）を用いてリードアウト方向の位置の歪みを補正する。ＶＡＴは、読み出しの間スライス選択軸に適用される勾配を含み、振幅はスライス選択勾配の振幅と等しい。ＶＡＴパルスシーケンスでは、スライス選択勾配と振幅が等しい、読み出し中のスライス選択（例えば、ｚ）軸の勾配を用いて、プレーン内歪みを取り除くか、または実質的に取り除く。

このとき、スライスは、有効的にθ＝ｔａｎ^−１＊Ｇｚ／Ｇｘの角度だけ傾斜していると考えることができる。

これによりスライス選択方向でのずれが生じ、リードアウト方向でのずれを相殺する。ＶＡＴはイメージングプレーンのオフレゾナンススピンをすべて位置合わせできる。

さらに、リードアウト中に、Ｓ−１０６−３またはＳ−１０６−４のうちの一方の間提供される勾配と同一のスライス選択勾配を提供することによりＶＡＴは達成され得る。ＶＡＴの本実施例では、励起断面におけるすべてのスピンの周波数は、ＲＦ励起帯域幅内で維持されるが、これは断面におけるボクセルの傾斜を超えたプレーン内の歪みを回避するのに十分な低さである。

また、図１は閉鎖型ＭＲＩシステムの例を全体的に示しているが、本開示の実施形態は、画像および行われるイメージングの種類の必要条件に基づいて、開放型ＭＲＩシステムおよびテーブル型ＭＲＩシステムに適用可能である。

また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、２以上の再収束ＲＦパルスを印加してもよい。

上記実施形態では、医学的診断画像装置であるＭＲＩ装置１００が種々の処理を実行する例を説明してきたが、実施形態はこれに限定されない。例えば、ＭＲＩ装置１００および画像処理装置を含む画像処理システムは上記の種々の処理を実行できる。画像処理装置は例えば、ワークステーション、画像記憶装置（画像サーバ）、画像保管通信システム（Picture Archiving and Communication System：ＰＡＣＳ）のビューアおよび電子カルテシステム内の種々の装置である。

上記実施形態では、ＭＲＩ装置１００はＭＲＩシーケンス制御部３０により収集を実行する。一方で、ＭＲＩデータ処理装置４２は、ＭＲＩ装置１００またはネットワークを介して画像サーバから収集したＭＲデータおよびｋ空間データを受信する、または記憶媒体を介して操作者によるＭＲデータおよびｋ空間データ入力を受信し、これらのデータをＭＲＩ画像メモリ４６内に格納する。その後、ＭＲＩデータ処理装置４２は上記の種々の処理、例えば、記憶ユニットに格納されるＭＲデータおよびｋ空間データに関する金属要素補正の適用を実行できる。

上記実施形態に記載されている処理ステップはプログラムに基づいて実行できる。コンピュータはプログラムを予め格納し、上記実施形態のＭＲＩ装置１００により達成されるような効果を得るプログラムを読み込むように構成され得る。上記本実施形態に記載されている命令は、コンピュータが実行できるプログラムとして、磁気ディスク（フレキシブルディスク、ハードディスクまたはハードドライブ等）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−ＲＷ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ±Ｒ、ＤＶＤ±ＲＷ等）、半導体メモリまたは任意の好適な記憶媒体に記録され得る。

コンピュータが記憶媒体からプログラムを読み込み、プログラムに記述された命令をＣＰＵで実行すると、ＭＲＩ装置１００の動作が実現できる。さらに、コンピュータがプログラムを収集するかまたは読み込むときに、コンピュータはネットワークを介してプログラムを収集するかまたは読み込みことができる。

記憶媒体、データベース管理ソフトウェア等のミドルウェア（Middleware：ＭＷ）およびネットワーク等からコンピュータまたは組み込みシステムにインストールされたプログラムの命令に基づいてコンピュータで動作するオペレーティングシステム（Operating System：ＯＳ）は、上記実施形態を実現させるために各処理の一部を実行できる。さらに、記憶媒体はコンタピュータまたは組み込みシステムから独立した媒体に限られず、ローカルエリアネットワーク（Local Area Network ：ＬＡＮ）、インターネットまたは任意の他の好適なネットワークを介して送信されるプログラムをダウンロードすることにより格納される、または一時的に格納される記憶媒体を含む。さらに、上記実施形態の処理が複数の媒体によって実行される場合は、記憶媒体は１つの媒体に限定されない。

上記の本実施形態のコンタピュータまたは組み込みシステムは上記本実施形態の各処理を実行し、パーソナルコンピュータ、マイクロコンピュータ、または好適な処理装置、または複数の装置がネットワークによって接続されているシステム等の任意の構成であることができる。本実施形態のコンピュータはパーソナルコンピュータに限定されず、情報処理装置、マイクロコンピュータまたは別の好適な処理装置に組み込まれた演算処理装置であることができ、コンピュータとはプログラムによって本実施形態の機能を実現可能な１つ以上の装置を表す。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置によれば、アーチファクトによる歪みを少なくしつつ撮像を行うことができる。

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。

３０ ＭＲＩシーケンス制御部
４２ ＭＲＩデータ処理装置

Claims (9)

1. スライス方向で与えられた区間に対して、前記区間に対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域を算出する算出部と、
   スライス励起ＲＦパルスと共に勾配磁場を印加した後に、前記算出部が算出した周波数帯域の再収束ＲＦパルスを印加するシーケンスを実行するシーケンス制御部と、
   前記シーケンスの実行により収集されたデータを基に画像を生成する画像生成部と
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記算出部は、スライス方向の与えられた全体区間を、前記全体区間に属するすべての点が、複数の区間のうち少なくとも一つに含まれるように複数の区間に分割し、前記複数の区間それぞれに対応する再収束ＲＦパルスの周波数帯域をそれぞれ算出し、
   前記シーケンス制御部は、前記複数の区間それぞれにおいて、前記シーケンスを、前記複数の区間それぞれで前記算出部が算出した再収束ＲＦパルスの周波数帯域を用いて実行し、
   前記画像生成部は、前記複数の区間それぞれにおける前記シーケンスの実行により前記複数の区間それぞれで収集されたデータを統合して、前記全体区間に係る３次元画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. スライス方向で与えられた区間に対して、前記区間に対応するスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域を算出する算出部と、
   前記算出部が算出した周波数帯域のスライス励起ＲＦパルスを印加した後に再収束励起ＲＦパルスと共に勾配磁場を印加するシーケンスを実行するシーケンス制御部と、
   前記シーケンスの実行により収集されたデータを基に画像を生成する画像生成部と
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記算出部は、スライス方向で与えられた全体区間を、前記全体区間に属するすべての点が、複数の区間のうち少なくとも一つに含まれるように複数の区間に分割し、前記複数の区間それぞれに対応するスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域をそれぞれ算出し、
   前記シーケンス制御部は、前記複数の区間それぞれにおいて、前記シーケンスを、前記複数の区間それぞれで前記算出部が算出したスライス励起ＲＦパルスの周波数帯域を用いて実行し、
   前記画像生成部は、前記複数の区間それぞれにおける前記シーケンスの実行により得られた前記複数の区間それぞれについてのデータを統合して、前記全体区間に係る３次元画像を生成する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記算出部は、メタルアーチファクトに起因するスライス位置歪みの大きさの最大値より小さいスライス方向の区間を前記与えられた区間として設定する、
   請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気イメージング装置。
6. 前記画像生成部は、前記画像に対してスライス位置歪み補正処理を行って、スライス方向の位置の歪みが補正された画像を更に生成する、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. 前記画像生成部は、更に、リードアウト方向に対する歪み補正処理を行って、スライス方向の位置の歪み及びリードアウト方向の位置の歪みが補正された画像を更に生成する、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記画像生成部は、ＶＡＴ（View Angle Tilting）を用いてリードアウト方向の前記位置の歪みを補正する、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記シーケンス制御部は、２以上の再収束ＲＦパルスを印加する、請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。