JP2017121459A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】パルス印加時間の延長を招くことなく、２つの組織或いは部位の内、一方を他方に対し、高輝度で描出することが可能なＭＲＩ装置及び方法を提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置の撮像部は、第一の領域を励起する予備ＲＦパルスと、前記第一の領域とは異なる第二の領域を励起する励起ＲＦパルスとを含む高周波パルスを用いてＮＭＲ信号を収集する。複数チャネルから照射された高周波パルスによって生じる照射磁場分布を調整するシミングパラメータを算出するシミングパラメータ算出部は、予備ＲＦパルスと励起ＲＦパルスに対し、それぞれ、異なるシミングパラメータを設定し、撮像部は異なるシミングパラメータで調整された予備ＲＦパルスと励起ＲＦパルスとを用いて撮像を行う。
【選択図】図６

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に、所定の信号を抑制する抑制パルスを用いた撮像技術に関する。

ＭＲＩ装置は、生体内に存在する原子核、主としてプロトンからのＮＭＲ信号を計測し、生体組織を構成する原子核密度（プロトン密度）やＮＭＲ信号の位相情報を画像化する装置である。ＭＲＩ装置では、血流プロトンと静止した組織のプロトンとの挙動の相違を利用した血流撮像法が種々開発されており、さらに血流の方向の違いを利用して、所望の血流をほかの血流より高輝度で描出する技術が広く使われている。例えば、上流側或いは下流側の血流プロトンを予備励起して、撮像領域に入る血流の信号を抑制して静脈と動脈を分離する技術などがある。

このような技術では、不要な血流からの信号を抑制するために、不要な血流のプロトンを予め飽和させて信号を弱めるＲＦパルス（プリサチュレーションパルスと呼ばれる）が用いられる。この方法では動脈と静脈を分離することはできるが、複数の動脈或いは静脈のうちの所望のものだけを選択的に描出することはできない。これに対し、ＲＦパルスと領域選択傾斜磁場との組み合わせにより所望の部位のみを励起する手法（２Ｄ励起法）も開発されている。例えば、特許文献１には、頭頸部の血管の走行状態を画像化する際に、２Ｄ励起法を採用し、２本の頸動脈のうち１本からの信号を抑制し、他の１本だけを描出する技術が提案されている。

一方、現在のＭＲＩ装置では、ＲＦパルスを複数の小型コイルを組み合わせた多チャネル送信コイルを用いて照射する。この場合、励起ＲＦパルスには、励起する領域に対し、照射される磁場（照射磁場）を空間的に一様にしたいという要請がある。励起磁場に分布があると、それに起因して組織からのＮＭＲ信号にムラを生じ、正確なプロトン分布や位相情報が得られなくなるからである。このため、従来のＭＲＩ装置では、予め各チャネルから照射されるＲＦパルスにより生じる磁場分布を測定し、磁場分布を均一化するための補正量を算出し、ＲＦパルスを発生するＲＦコイルの駆動電圧に、この補正量を重畳する（特許文献２）。この補正量は、ＲＦシミングパラメータ（以下、単にシミングパラメータという）と呼ばれる。

国際公開２０１１／０３７０６４号 特開２０１０−２９６４０号公報

複数の動脈からの血流のうち所望の動脈のみを描出する場合、上述の２Ｄ励起法では、特殊な形状（エンベロープ）のＲＦパルスと傾斜磁場パルスとを組み合わせて印加し、限定された領域のみを励起してプリサチュレーションするので、ＲＦシミングは省くことができる。しかし、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスの組み合わせで励起するものであるため、プリサチュレーションに必要なパルス印加時間が長いという問題がある。

本発明は、予備ＲＦパルスと励起ＲＦパルスとを用いた撮像において、これらＲＦパルスを、所定の組織或いは部位に対し異なる効果を持つ異なるシミングパラメータで調整することにより、パルス印加時間の延長を招くことなく、２つの組織或いは部位の内、一方を他方に対し、高輝度で描出することを可能にする。例えば、予備ＲＦパルスは、それにより励起される領域において、複数の部位の一つが他の部位よりも照射磁場が小さくなる照射磁場分布となるようにシミングパラメータが調整され、励起ＲＦパルスは励起される領域全体が均一な照射磁場分布となるようにシミングパラメータが調整される。

本発明は、血流撮像に好適に適用される。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の一実施形態を示す図 本発明で採用される送信コイルの一実施形態を示す図 第一実施形態のＭＲＩ装置の演算部の機能ブロック図 第一実施形態で採用するパルスシーケンスの一例を示す図 第一実施形態の撮像方法における第一領域と第二領域の関係を説明する図 第一実施形態の演算部の動作を示すフロー図 第一実施形態におけるＲＯＩ指定のための入力画面例を示す図で、頸部断層像の上に二つのＲＯＩを指定する様子を示す。 （ａ）、（ｂ）は、第一実施形態における初期照射磁場分布とシミングパラメータにより調整した後の照射磁場分布を示す。 第一実施形態のＭＲＩ装置で撮像される画像例を示す図で、（ａ）はプリサチュレーションを行わない場合の頭部画像、（ｂ）は右頸動脈からの信号を抑制した頭部画像、（ｃ）は左頸動脈からの信号を抑制した頭部画像である。 第一実施形態の変形例におけるＲＯＩ設定を説明する図 第二実施形態の演算部の動作を示すフロー図 第二実施形態のＭＲＩ装置で実行される撮像とそれにより得られる画像との関係を示す図 第三実施形態の撮像方法における第一領域と第二領域の関係を説明する図 第三実施形態で採用するパルスシーケンスの一例を示す図

本発明の実施の形態の概要を説明する。

本実施形態のＭＲＩ装置は、複数チャネルの各々から高周波パルスを照射する複数チャネル送信コイルを有し、被検体の第一の領域を励起する予備ＲＦパルスと、前記第一の領域とは異なる第二の領域を励起する励起ＲＦパルスとを含む高周波パルスを用いてＮＭＲ信号を収集する撮像部と、前記複数チャネルから照射された高周波パルスによって生じる照射磁場分布を調整するシミングパラメータを算出するシミングパラメータ算出部と、を備える。前記シミングパラメータ算出部は、前記予備ＲＦパルス用のシミングパラメータとして、前記励起ＲＦパルス用に設定されたシミングパラメータである第二のシミングパラメータとは異なる第一のシミングパラメータを算出し、前記撮像部は前記第一のシミングパラメータで調整した予備ＲＦパルスと、前記第二のシミングパラメータで調整した励起ＲＦパルスとを用いて撮像を行う。

シミングパラメータ算出部は、例えば、前記予備ＲＦパルスにより前記第一の領域に生じる照射磁場分布が、第一の部位の照射磁場が第二の部位の照射磁場より小さくなるように、前記第一のシミングパラメータを算出する。なお照射磁場（Ｂ１）が大きい／小さいとは、その強度（｜B1｜）が大きい／小さいことを意味する。

本実施形態のＭＲＩ装置は、従来のＲＦシミングが撮像部位における照射磁場分布を均一にするようにシミングパラメータを設定するものであったのに対し、予備ＲＦパルスによる照射磁場分布を所望の部位（第一の部位）で小さくなるシミングパラメータを設定することで、その後の励起ＲＦパルスによって選択励起される撮像部位において、当該所望の部位を選択的に描出することができる。或いは、その後の励起パルスによって選択励起される撮像部位において、当該所望の部位以外の部位を選択的に描出することができる。

次に、本実施形態が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、静磁場発生部２、傾斜磁場発生部３、シーケンサ４、送信部５、受信部６、信号処理部７、演算部８及び被検体１を載せるベッド９を備えている。

静磁場発生部２は、被検体１が置かれる空間に均一な静磁場を発生させる装置であり、永久磁石方式、常電導方式或いは超電動方式の静磁場発生装置を備えている。静磁場の方向によって、垂直磁場方式と水平磁場方式があり、その方式の相違により、静磁場発生装置に含まれる磁石の形状やそれを囲むガントリ形状が異なる。本発明ではいずれの方式の静磁場発生装置も限定されず適用できる。

傾斜磁場発生部３は、静磁場発生部２が形成する静磁場空間に磁場勾配を形成するものであり、ＭＲＩ装置の座標系すなわち静止座標系であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場を発生する３組の傾斜磁場コイル３１と、それぞれの傾斜磁場コイル３１を駆動する傾斜磁場電源３３とを備える。後述するシーケンサ４からの命令に従って、それぞれの傾斜磁場電源３３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。これにより、高周波パルスの照射に応答して被検体１から発生するＮＭＲ信号（エコー信号）に位置情報を付与することができる。具体的には、これら３組の傾斜磁場コイルの組み合わせにより、任意の方向の撮像断面（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２つの方向についてエコー信号を位相エンコードしたり周波数エンコードしたりすることができる。

送信部５は、被検体１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１に高周波パルスを照射するもので、高周波発振器５１、変調器５３、高周波増幅器５５及び高周波コイル（以下、送信コイルという）５７を備える。一般的なＭＲＩ装置で撮像対象とする原子核種は、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。

高周波発振器５１から出力されたＲＦパルスをシーケンス４からの指令によるタイミングで変調器５３により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器５５で増幅した後に送信コイル５７に供給することにより、所定の振幅及び位相を持つ高周波パルス（以下、ＲＦパルスという）が被検体１に照射される。ＲＦパルスの振幅や位相は、変調器５３及び高周波増幅器５５により調整することが可能である。

送信コイル５７は、静磁場発生部２が垂直磁場方式か水平磁場方式かによって、或いは全身用か局所用かによって、種々の種類の高周波コイルが用いられる。本実施形態においもて送信コイル５７の種類には限定されないが、複数対の給電点を持つ複数チャネルの送信コイルが用いられる。なお本明細書において「複数チャネルの送信コイル」は、複数の小型コイルを組み合わせたマルチプルコイルや、バードケージコイルやＴＥＭ（Ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｍｅｔｉｃ）コイルのような給電点の対が複数ある送信コイルを含む。

複数チャネルの送信コイル５７は、図２に示すように、各チャネルがそれぞれ送信部５に接続されており、チャネル毎に駆動される。なお図２では、４チャネルの送信コイルを例示しているが、チャネル数は３以上であれば特に限定されない。このような複数チャネルの送信コイル５７から照射する高周波パルスによって発生する磁場（以下、照射磁場という）は、各チャネルの照射磁場を合成したものであり、その組み合わせによって照射磁場分布が決まる。一般には、照射磁場は空間的に均一であることが好ましく、照射磁場分布が空間的に均一であるように、各チャネルから照射されるＲＦパルスの振幅と位相が調整される。このＲＦパルスの振幅と位相を調整することをＲＦシミングと言い、照射磁場分布を決定する各ＲＦパルスの振幅と位相をＲＦシミングパラメータと言う。照射磁場分布は、被検体に内在する磁化の影響も受けるため、ＲＦシミングは被検体毎（被検体の撮像部位毎）に行う必要がある。本実施形態のＭＲＩ装置で行うＲＦシミングの詳細は後に詳述する。

受信部６は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するもので、受信側の高周波コイル（以下、受信コイルという）６１と、信号増幅器６３と、直交位相検波器６５と、Ａ／Ｄ変換器６７とを備える。受信コイル６１で検出されたエコー信号は、信号増幅器６３で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器６５により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器６７でディジタル量に変換されて、信号処理部７に送られる。

本実施形態のＭＲＩ装置の撮像部は、以上説明した静磁場発生部２、傾斜磁場発生部３、シーケンサ４、送信部５及び受信部６によって構成されている。

信号処理部７は、各種データ処理と処理結果の表示および保存等を行うもので、演算部８を兼ねるＣＰＵ８１を備え、さらに光ディスクや磁気ディスク等の外部記憶装置７１、画像やＧＵＩ等を表示する表示部（ディスプレイ）７３及び入力部７５などを備えることができる。入力部７５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や信号処理部７で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール、キーボード、マウスなどの入力装置を含み、ＧＵＩを表示するディスプレイ７３とともにユーザーインターフェイスを構成する。即ち操作者は、入力部７５に近接して配置されたディスプレイ７３の表示画面を見ながら入力部７５を介してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

受信部６からデータ（エコー信号）がＣＰＵ８１に入力されると、ＣＰＵ８１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１の画像をディスプレイ７３に表示させるとともに、外部記憶装置７１に記録する。被検体１の画像は、例えば、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を画像化した形態画像や機能画像を含む。

演算部８は、シーケンサ４を介して送信部５及び受信部６に指令を送り、所定のパルスシーケンスに従って撮像を行うように制御する。パルスシーケンスは、高周波パルス及び傾斜磁場パルスの印加強度やタイミング、及びエコー信号収集タイミングなどを定めたもので、撮像方法によって種々のものがあり、プログラムとして内部記憶装置或いは外部記憶装置に格納されている。演算部８は所望のパルスシーケンスを読出し、実行することで、当該パルスシーケンスに従った撮像を制御する。

演算部８は上述した撮像の制御の他に、パルスシーケンスに含まれる高周波パルスの照射磁場を決定するシミングパラメータを算出する機能を有する。既に述べたように、本実施形態の送信コイル５７は多チャネル送信コイルであり、演算部８は送信コイルのチャネル毎にシミングパラメータを算出し、照射磁場を最適化する。なお最適化は、従来のＭＲＩ装置のような均一化だけを含むものではない。

本実施形態のシミングパラメータ算出部は、この演算部８において上述したシミングパラメータ算出の機能を実現する部分を意味する。演算部８は、主としてＣＰＵ８１とそれに付随するソフトウェアやメモリ等で構成されるが、シミングパラメータ算出部を含む演算部の機能の一部或いは全部は、ＣＰＵ８１以外のハードウェア、例えば、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）などで実現することも可能であり、本発明に含まれる。

本実施形態のＭＲＩ装置は、予備ＲＦパルスを含むパルスシーケンスを実行する際に、予備ＲＦパルスのシミングパラメータと、予備ＲＦパルスとは別に印加される、撮像部位を励起するための励起ＲＦパルスのシミングパラメータとを、当該撮像部位の所望の部分の描出能を高めるように異ならせることが特徴である。例えば予備ＲＦパルスが、所定の領域の磁化を予め飽和させて、当該所定の領域からの信号を抑制する抑制ＲＦパルスの場合、その抑制効果が所定の領域内で部分的に異ならせるシミングを行う。一方、励起ＲＦパルスについては、照射磁場分布を領域全体として均一化するシミングを行う。

以下、具体的な撮像方法に即して、本実施形態のＭＲＩ装置のシミング手法の実施形態を説明する。

＜第一実施形態＞
本実施形態のＭＲＩ装置は、撮像部が、第一の領域を励起する予備ＲＦパルスの印加に続いて、励起ＲＦパルス及びエンコード傾斜磁場の印加とＮＭＲ信号収集とを含むパルスシーケンスを実行し、第二の領域を撮像する。一例として、予備ＲＦパルスは、第一の領域からの信号を抑制する抑制ＲＦパルスであり、パルスシーケンスは、ＴＯＦ（タイムオブフライト）法に基づくパルスシーケンスである。

また本実施形態のＭＲＩ装置は、シミングパラメータ算出部が、予備ＲＦパルス用のシミングパラメータ（第一のシミングパラメータ）として繰り返し演算により、所望の部位における照射磁場分布が最小値を取るシミングパラメータを算出する。また励起ＲＦパルス用のシミングパラメータ（第二のシミングパラメータ）として、第二の領域全体の照射磁場分布を均一化するシミングパラメータを算出する。

以下、頸部動脈を対象とした血管撮像を行う場合を例に、本実施形態のＭＲＩ装置の、主として演算部の機能と動作を説明する。

本実施形態の演算部８は、図３に機能ブロック図を示すように、ＲＯＩ設定部８１、照射磁場算出部８２、シミングパラメータ算出部８３、撮像制御部８４、画像再構成部８５、表示制御部８７、メモリ８９を備える。なお演算部８は、図３には示す各部のほかに、シミングパラメータ以外の撮像のための条件を算出したり設定したりするための機能を備えていてもよい。

ＲＯＩ設定部８１は、入力部７５を介して入力された１ないし複数のＲＯＩの情報（座標）を受け付ける。照射磁場算出部（Ｂ１算出部）８２は、ＮＭＲ信号をもとに被検体１の所定の撮像断面における照射磁場分布を算出する。図示する例ではＢ１算出部８２は、シミングパラメータ算出部８３の一機能として示しているが、独立していてもよい。シミングパラメータ算出部８３は、Ｂ１算出部８２が算出した照射磁場分布と、ＲＯＩ設定部８１が設定したＲＯＩ情報をもとに、所定の照射磁場分布を生成するためのシミングパラメータを算出する。ここでは、送信コイル５７は図２に示すような４チャネル送信コイルであり、それぞれのチャネルのシミングパラメータを算出するものとする。

撮像制御部８４は、シミングパラメータ算出部８３で算出したシミングパラメータや入力部７５を介して選択されたパルスシーケンスをシーケンサ４に設定し、シーケンサ４を介して撮像部を制御する。

画像再構成部８５は、撮像によって受信部６が受信したデータを用いて、被検体の画像を再構成する。被検体の画像には、撮像対象部位の画像の他に、撮像前に取得される位置決め画像なども含まれる。

表示制御部８７は、画像再構成部８５が作成した画像を表示画像としてディスプレイ７３に表示させるとともに、ディスプレイ７３に表示されるＧＵＩ等の制御を行う。

演算部８の動作を説明する前に、本実施形態のＭＲＩ装置による血管撮像に用いられるパルスシーケンスを説明する。図４に血管撮像用のパルスシーケンスの一例として３Ｄ−ＴＯＦシーケンス４００を示す。図４において、ＲＦはＲＦパルスの印加タイミング、Ｇｓ、Ｇｐ及びＧｒは、それぞれ、スライス選択傾斜磁場パルス、位相エンコード傾斜磁場パルス、読出し傾斜磁場パルス（周波数エンコード傾斜磁場パルス）の印加タイミング、Ｓｉｇはエコー信号の発生を示している。

このパルスシーケンスは、抑制ＲＦパルス４１１を印加する第１の部分４１０と、励起ＲＦパルス４２１を印加してからエコー信号を計測するまでの第２の部分４２０とを含み、第１の部分４１０では、抑制ＲＦパルス４１１と同時にスライス傾斜磁場パルス４１２を印加し、図５に示すように、頸動脈が流れる被検体領域（第一の領域）５１０を励起し、予め頸動脈流を流れる血流スピンを飽和する。但し、後述するように、ここでは抑制ＲＦパルス４１１によって第一の領域５１０が均一に励起されるのではなく、第一の領域５１０に含まれる予め指定されたＲＯＩでは抑制効果が弱まるように励起される。

パルスシーケンスの第２の部分４２０では、励起ＲＦパルス４２１と同時に、第１の部分４１０の傾斜磁場パルス４１２とは異なるスライス面を選択するスライス傾斜磁場パルス４２２を印加して被検体頭部５２０（第二の領域）を励起し、頭部を流れる頸動脈流を撮像する。抑制ＲＦパルス４１１と励起ＲＦパルス４２１との間隔は、頸部と頭部の撮像部位の位置関係及び血流速度を考慮した適切な時間に設定される。

励起ＲＦパルス４２１及びスライス傾斜磁場パルス４２２の印加後、スライス方向及び位相エンコード方向にそれぞれ傾斜磁場パルス４２３、４２４を印加し、読出し傾斜磁場４２５を印加してエコー信号４２６を取得すること、信号取得後にリフェイズ用の傾斜磁場パルスを印加することは、通常のＴＯＦ法のパルスシーケンスと同様である。図示するパルスシーケンスは３Ｄパルスシーケンスであるので、スライスエンコード傾斜磁場パルス４２３と位相エンコード傾斜磁場パルス４２４及びこれらのリフェイズ用傾斜磁場パルスの強度を変化させながら、エコー信号の計測を繰り返し、被検体頭部５２０の三次元データを得る。

ＴＯＦ法のパルスシーケンスでは、短い繰り返し間隔で連続して信号を計測することにより血流の流入効果を利用して、血流スピンを描出する。従って、第１の部分４１０即ち抑制ＲＦパルス４１１の印加がない場合には、左右の頸部動脈から頭部に流れる血流全体が描出される。本実施形態では、抑制ＲＦパルス４１１による照射磁場分布と励起ＲＦパルス４２１による照射磁場分布とを異ならせることにより、具体的には、左右の頸動脈の内の一方について、抑制ＲＦパルス４１１照射時の照射磁場が他方の照射磁場より小さくなるようにシミングパラメータを調整することによって、当該一方の頸動脈のみが抑制されない状態を作り出す。これにより続くＴＯＦ法の撮像において、一方の頸動脈のみを描出することができる。

次にシミングパラメータ算出部８３におけるシミングパラメータの算出を中心に、演算部８の動作を説明する。図６に動作のフローを示す。

まず本撮像に先立って、撮像制御部８４は、送信コイルの個々のチャネルの空間感度分布を取得するためのプリスキャンと位置決め画像の撮像とを実行する（Ｓ６０１）。プリスキャンで得られた各空間感度分布をもとに、送信コイルの各チャネルのパラメータ（位相と振幅）が設定される。この場合のパラメータはデフォルトで設定されていてもよい。また空間感度分布はメモリ８９に記憶される。位置決め画像は、例えば、比較的低い空間分解能で広い視野を撮像した画像であり、検査者はこの位置決め画像をもとに撮像すべき断面を設定したり、関心領域（ＲＯＩ）を指定したりすることができる。

演算部８（表示制御部８７）は、位置決め画像をもとに指定された第一領域の断面を表示部７３に表示させて、入力部７５を介したＲＯＩの指定を受け付ける（Ｓ６０２）。ＲＯＩ指定の画面例を図７に示す。図示する例では、プリサチュレーション領域（第一の領域）の断面像７００が表示され、検査者が、その画像に描出された左右二つの頸動脈を円形のマークで指定することで、頸動脈の位置情報が演算部８に渡され、ＲＯＩとしてＲＯＩ設定部８１に設定される。ここで、信号を抑制した頸動脈に設定したＲＯＩを「ＲＯＩ＿Ｔ」、抑制しない頸動脈即ち描出したい頸動脈を「ＲＯＩ＿Ｆ」と定義する。

なおＲＯＩ設定用の画像として位置決め画像から作成した断面図の代わりに、送信コイルの各チャネルのパラメータ（位相と振幅）初期値から求めた照射磁場分布Ｂ１を表示してもよい。

次にシミングパラメータ算出部８３は、メモリ８９に格納された送信コイル５７の各チャネルの空間感度分布Ｂ１ｎ（添え字ｎは１〜Ｎの整数、Ｎはチャネル数を表す。以下、同じ）とＲＯＩ設定部８１に設定されたＲＯＩの情報を用いて、所望の照射磁場分布を与えるシミングパラメータを算出する（Ｓ６０３）。

このため、まず照射磁場算出部８２は、各チャネルの空間感度分布Ｂ１ｎ及び個々のチャネルの位相φｎと振幅Ａｎを用いて、プリサチュレーション領域全体の照射磁場分布（Ｂ１マップ）Ｂ１を算出する。一般に照射磁場分布Ｂ１は、式（１）で表される。

ここでシミングパラメータ（Ａｎ、φｎ）の初期値を用いて式（１）で算出した照射磁場分布Ｂ１を以下の計算の初期値Ｂ１_０とする。

次にシミングパラメータ算出部８３は、各チャネルの位相φｎと振幅Ａｎを変化させたときに、ＲＯＩ＿ＦにおけるＢ１の平均値を評価関数ｆ（次式（２））とし、この評価関数を最小化する位相と振幅の組み合わせ即ちシミングパラメータを算出する。

評価関数ｆを最小とするシミングパラメータの算出は、例えば、最急降下法など公知の最適化アルゴリズムを用いることができる。繰り返し演算におけるB1(ROI_F)の初期値としては、照射磁場分布の初期値Ｂ１_０のうち、ＲＯＩ＿Ｆにおける分布を用いることができる。また繰り返し演算の拘束条件として、ＲＯＩ＿ＴにおけるＢ１の平均値を変えないという条件を設定する。即ち、Ｂ１（ＲＯＩ＿Ｔ）におけるＢ１の平均値は、式（３）に示すように、初期値Ｂ１_０のＲＯＩ＿Ｔにおける平均値Ｂ１（ＲＯＩ＿Ｔ）_０に維持する。

上述した拘束条件に加えて、比吸収率（ＳＡＲ）ＳＡＲの制限を拘束条件として追加してもよい。初期値で設定されたシミングパラメータ（Ａｎ、φｎ）が、ＳＡＲを考慮して設定されているものであれば、その時のＳＡＲと同じか、それを超えないことを拘束条件とする。ＳＡＲはパルスシーケンスとそれを決定するパラメータが決まれば算出することができ、その算出方法は公知であるので、ここでは説明を省略する。

演算部８は、算出したシミングパラメータによって得られる照射磁場分布画像を表示部７３に表示させてもよい（Ｓ６０４）。この照射磁場分布画像を、例えばＲＯＩ設定画面に用いた画像と並列に表示することにより、ＲＯＩ＿Ｔ及びＲＯＩ＿Ｆが適切に信号抑制される或いは信号抑制されない照射磁場分布となっているかどうかを確認することができる。ただし結果を表示部７３に表示させることは本実施形態において必須ではない。

本実施形態によりシミングパラメータを変化させた場合の第一の領域（抑制ＲＦパルスによる励起領域）の照射磁場分布の変化を図８に示す。図８（ａ−１）は初期のＢ１マップ画像で、この画面上に設定されたＲＯＩ＿ＴとＲＯＩ＿Ｆが表示されている。図８（ｂ−１）は、上記ステップＳ８０３において算出したシミングパラメータを用いて算出した照射磁場のＢ１マップ画像である。両図（ａ−１）（ｂ−１）の下側に、ＲＯＩ＿ＴとＲＯＩ＿Ｆを通り、Ｘ軸に平行な線上（白線）における画素値（磁場強度に対応）を示す（図８（ａ−２）（ｂ−２））。これらの比較からわかるように、初期的に磁場分布は均一化されておりＲＯＩ＿ＴとＲＯＩ＿Ｆとで殆ど差がないが、シミング後はＲＯＩ＿ＴのほうがＲＯＩ＿Ｆに比べ磁場強度が大きい。つまりこの照射磁場分布でＲＦパルスを照射した場合、ＲＯＩ＿Ｔ内の血流スピンは励起されて次のＴＯＦパルスシーケンスにおける信号が抑制されるが、ＲＯＩ＿Ｆ内の血流スピンは信号が抑制されず、流入効果により高コントラストで撮像される。

シミングパラメータ算出部８３は、算出されたシミングパラメータを図４に示すパルスシーケンス４００の抑制ＲＦパルス４１１のシミングパラメータ（第一のシミングパラメータ）として撮像部（シーケンサ４）に設定する。

続いてシミングパラメータ算出部８３は、ＴＯＦ法の撮像対象部位（第二の領域）のシミングパラメータ（第二のシミングパラメータ）を算出する（Ｓ６０５）。頭部のシミングパラメータは、頭部の照射磁場均一度を最良にするよう決定される。均一度の計算は、例えば、式（４）で表される評価関数Ｕｓｄを用い、この評価関数を最小化するシミングパラメータを算出する。

式中、ｍ（Ｂ１）及びσ（Ｂ１）は、それぞれＢ１の平均値、標準偏差である。つまりＵｓｄは、標準偏差をＢ１の平均値で除した値であり、この値はＢ１のばらつきが小さいほど小さく、Ｂ１均一度が高いということになる。なお図６のフローでは、ステップＳ６０５を、第一のシミングパラメータ算出ステップＳ６０３の後に行うものとしているが、撮像前のプリスキャンで各空間感度分布Ｂ１ｎを得た後、直ちにステップＳ６０５を行ってもよい。

ステップＳ６０５で算出したシミングパラメータは、図４のパルスシーケンス４００の励起ＲＦパルス４２１のシミングパラメータ（第二のシミングパラメータ）として撮像部（シーケンサ４）に設定する。

こうして各ＲＦパルス４１１、４２１のシミングパラメータが設定された後、撮像制御部８４は撮像を開始する（Ｓ６０６）。即ち、図４に示すパルスシーケンス４００に従い撮像を行い、撮像部位である頭部の画像データを取得する。この際、抑制ＲＦパルス４１１は、第一のシミングパラメータで照射し、励起ＲＦパルス４２１は第二のシミングパラメータで照射する。励起ＲＦパルス４２１で励起される撮像断面では、ＲＯＩ＿Ｔ内の血流スピンは抑制ＲＦパルス４１１によって飽和された状態で流入するので、そこからの信号は抑制される。一方、ＲＯＩ＿Ｆ内の血流スピンは抑制ＲＦパルス４１１により抑制されずに撮像断面に流入し、流入効果により高信号となる。即ちＲＯＩ＿Ｆとして選択された頸動脈のみが描出された画像を得ることができる。

図９に、本実施形態を適用した画像例を示す。図９（ａ）は図４のパルスシーケンス４００の第１の部分４１０を省いて、即ちプリサチュレーションを行うことなくＴＯＦ法の撮像を行って得た画像を示す。図９（ｂ）、（ｃ）は、それぞれＲＯＩ＿Ｆを左頸動脈、右頸動脈に設定し、プリサチュレーションを含む図４のパルスシーケンスの撮像を行って得た画像を示す。

なお３Ｄパルスシーケンスで３Ｄデータが得られている場合には、画像再構成部８５は、画像は断層像のみならず、ボリュームレンダリング、ＭＩＰ処理等公知の手法を用いた３Ｄ画像を作成してもよい。表示制御部８９は、画像再構成部８５が作成した画像を、必要に応じて被検体や撮像に関する付帯情報とともに表示部７３に表示させる（Ｓ６０７）。

以上、説明したように本実施形態によれば、第一の領域を励起する抑制ＲＦパルスと第一の領域とは異なる第二の領域を励起する励起ＲＦパルスを用いて血流撮像する際に、抑制ＲＦパルスのシミングパラメータと励起ＲＦパルスのシミングパラメータとを異ならせることにより、第一及び第二の領域を流れる血流のうち所望の血流のみを選択的に画像化することができる。この場合、所謂２Ｄ励起のようなＲＦパルス印加時間の長い高周波パルスを使用しないので、計測時間の長時間化を抑制し、またＳＡＲも適切な範囲に抑制することができる。

以上、頸動脈を対象として血流撮像する場合を例に第一実施形態を説明したが、撮像対象は頸動脈に限らず、種々の血流を対象とすることができる。また上記実施形態では３Ｄ−ＴＯＦ法のパルスシーケンスを例示したが、２Ｄ−ＴＯＦ法でもよいし、エンコード方向や傾斜磁場印加方法についても公知の種々の変形例を採用することが可能である。さらにプリサチュレーションに続く血流撮像シーケンスとしては、ＴＯＦ法に代えて、ＰＣ（Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ）法などのパルスシーケンスも採用することが可能である。

また上記実施形態では、検査者の入力を受け付けてＲＯＩを設定する場合を説明したが、部位によっては、ＲＯＩ設定部８１が断面画像の画素値や所定画素値の面積等の情報を用いて、大きな動脈部分を自動的に検出しＲＯＩを設定することも可能である。この場合には、図６のＲＯＩ設定ステップＳ６０３は、ＲＯＩ設定部８１によるＲＯＩの自動設定ステップとなる。

＜第一実施形態の変形例＞
第一実施形態では、二つのＲＯＩ（ＲＯＩ＿Ｔ、ＲＯＩ＿Ｆ）を設定し、一方からの信号が抑制され、他方からの信号は抑制されないようにシミングパラメータを設定したが、設定するＲＯＩは二つに限らない。以下、第一実施形態の変形例として、三つのＲＯＩを設定する場合を説明する。装置の構成、採用するパルスシーケンスなどは第一実施形態と同様であるので、第一実施形態と共通する要素やステップの説明は省略し、第一実施形態と異なる点を中心に説明する。また必要に応じて、第一実施形態で参照した各図を援用する。

図１０に、第一の領域の断面を表示したＲＯＩ設定画面例を示す。図示するように、頭部に流れる動脈には第一実施形態で説明した２本の頸動脈の他に、椎骨動脈がある。本実施形態では、２本の頸動脈と椎骨動脈のいずれか二つからの信号を抑制し、一つの動脈だけを描出する。このためＲＯＩ設定部８１は、血流描出（図４のパルスシーケンスの第２部分４２０）において信号を抑制する２つのＲＯＩ＿Ｔ１、ＲＯＩ＿Ｔ２と、信号の抑制を行わない一つのＲＯＩ＿Ｆを設定する。例えば、左右頸動脈の一方と椎骨動脈からの信号を抑制し、頸動脈の他方の信号を抑制しない設定とする。ＲＯＩの設定は、第一実施形態と同様に、図１０に示すような、抑制ＲＦパルスによって信号抑制される領域（第一の領域）の断層像を表示し、検査者によるＲＯＩの指定を受け付けることにより行うことができる。また自動的に設定してもよい。

次にシミングパラメータ算出部８３は、ＲＯＩ設定部８１が設定した上記３つのＲＯＩの位置情報及びプリスキャンで得られる送信コイル各チャネルの送信感度分布Ｂ１ｎを用いて、繰り返し演算により、前掲の式（２）で表される評価関数を最小化するシミングパラメータを算出する。

ただし、この繰り返し演算では、次式に示すように、二つのＲＯＩ＿Ｔ１、ＲＯＩ＿Ｔ２において、第一の領域の照射磁場分布の平均値がいずれも変化しないことを拘束条件とする。この場合にもＳＡＲなどの拘束条件を追加してもよい。

こうして算出されたシミングパラメータを撮像部に設定し、図４に示すパルスシーケンスを実行し第二領域の撮像を行うことは第一実施形態と同様である。

本変形例によれば、頭部の動脈撮像において、椎動脈からの信号も併せて抑制するので、左右頸動脈を別々に撮像する際の描出能を高めることができる。また信号を抑制しない部位（ＲＯＩ＿Ｆ）として椎動脈を設定した場合には、椎動脈のみを撮像することができる。なお本変形例も頸動脈の撮像に限らず、大きな動脈が複数本流れている腹部その他の部位について、その１つの動脈を撮像する場合に適用することができる。

＜第二実施形態＞
本実施形態は、抑制ＲＦパルス用のシミングパラメータを複数算出し、シミングパラメータを異ならせた撮像を複数行い、これら撮像によって得られた画像間の計算により、目的とする部位の画像を得ることが特徴である。

即ち本実施形態のＭＲＩ装置は、シミングパラメータ算出部が、予備ＲＦパルス用のシミングパラメータとして、第一のシミングパラメータの他に、第一のシミングパラメータと異なる第三のシミングパラメータを算出し、撮像部は、前記第一のシミングパラメータで調整した予備ＲＦパルスと前記励起ＲＦパルスとを用いた第一の撮像、前記第三のシミングパラメータで調整した予備ＲＦパルスと前記励起ＲＦパルスとを用いた第二の撮像、及び前記予備ＲＦパルスを用いず前記励起ＲＦパルスを用いた第三の撮像を行い、前記第一の撮像、第二の撮像及び第三の撮像で得たＮＭＲ信号を用いて前記被検体の画像を形成する。

本実施形態においても演算部の構成は、図３に示す第一実施形態の構成と共通しているので、適宜、図３を援用し、第一実施形態と異なる演算部及び撮像部の機能を中心に説明する。

本実施形態のＭＲＩ装置の撮像部及び演算部の動作手順を図１１に示す。図１１において、図６と同じステップは同じ符号で示し説明を省略する。

前計測（Ｓ６０１）に続く、ＲＯＩ設定ステップＳ６０２では、第二実施形態と同様に３つのＲＯＩ、例えば、二つの頸動脈と椎骨動脈にＲＯＩを設定する。これらをＲＯＩ＿Ａ（左頸動脈）、ＲＯＩ＿Ｂ（右頸動脈）、ＲＯＩ＿Ｃ（椎骨動脈）とする。次いでシミングパラメータ算出部８３は、抑制ＲＦパルスのシミングパラメータとして二つのシミングパラメータ（第一及び第三のシミングパラメータ）を算出する（Ｓ６０３１、Ｓ６０３２）。第一のシミングパラメータは、例えば、照射磁場分布がＲＯＩ＿Ａで最小となるように決定される。他の二つのＲＯＩ＿Ｂ、ＲＯＩ＿Ｃでは、照射磁場分布の平均値が変化しないことを拘束条件とする。第三のシミングパラメータは、の例えば、照射磁場分布がＲＯＩ＿Ｂで最小となるように決定される。他の二つのＲＯＩ＿Ａ、ＲＯＩ＿Ｃでは、照射磁場分布の平均値が変化しないことを拘束条件とする。また撮像部位である第二領域についてもシミングパラメータ（第二のシミングパラメータ）を設定する（Ｓ６０５）。これはプリスキャン時に設定された初期値でもよく、第二領域の照射磁場分布を均一とするように決定されたシミングパラメータである。

なお図１１では省略したが、第一実施形態のステップＳ６０４と同様に、これらシミングパラメータを用いた場合にＲＦパルスの照射で生じる磁場分布（Ｂ１マップ）を算出し、表示してもよい。

次に撮像部は、３つの撮像を順次実行する（Ｓ６０６１）。これらの撮像の順序は問わない。第一の撮像では、図４に示すパルスシーケンス４００において、第一のシミングパラメータで調整した抑制ＲＦパルスを照射する。従ってそれに続くパルスシーケンスにおいて、ＲＯＩ＿Ａ（左頸動脈）以外の信号は抑制され、左頸動脈を高輝度で描出した画像が得られる。第二の撮像では、第三のシミングパラメータで調整した抑制ＲＦパルスを照射し、ＲＯＩ＿Ｂ（右頸動脈）以外の信号が抑制された画像を得る。第三の撮像では、プリサチュレーションを行わない。即ち、図４に示すパルスシーケンス４００の抑制ＲＦパルス印加部分４１０を行わずにＴＯＦ法パルスシーケンスを実行する。これによりいずれの動脈からの信号も抑制されず流入効果で高輝度に描出された画像が得られる。

第一〜第三の撮像における信号抑制と得られる画像との関係を示す表を図１２に示す。図示するように、これら３つの撮像により、左頸動脈の画像、右頸動脈の画像、３つの動脈の画像が得られる。画像再構成部８５は、これら３つの撮像で得られた画像の演算により所望の画像を得る。例えば、第三の撮像で得られた画像データから、第一及び第二の撮像で得られた画像データを差分することにより、椎骨動脈の画像を得ることができる。その他、任意の２つの動脈を描出した画像を得ることができ、各動脈の関係などを把握しやすい形で表示部に表示させることができる。

なお３つの動脈の画像をそれぞれ得ようとする場合、第一実施形態の変形例で説明したように、抑制ＲＦパルスの照射の際に、それぞれの動脈が抑制されない照射磁場分布を算出して、３つの撮像を行うことも可能であるが、本実施形態によれば、２つの撮像だけ照射磁場分布を算出すればよく、照射磁場分布算出処理を減らすことができる。

＜第三実施形態＞
本実施形態は、ＡＳＬ（動脈スピンラベル潅流イメージング）法に基づくパルスシーケンスを対象とする。予備ＲＦパルスは、第一の領域を流れる血流スピンをラベルする予備ＲＦパルスであり、予備ＲＦパルスによってラベルされた血流スピンが流入する第二の領域を撮像する。

ＡＳＬ法は、血流スピンをラベルして信号計測するパルスシーケンスと、コントロールとして血流スピンをラベルしないで信号計測するパルスシーケンスとを実行し、２つのパルスシーケンスによって得られる画像を差分することにより、潅流を描出する手法である。ラベル処理では、撮像しようとする部位に対し血流の上流部分に位置する部位に予備ＲＦパルスを照射し、その部位の血流スピンを反転させる。コントロール処理では、ラベル処理と同じ部位に、血流スピンを反転させない、即ちその部位の磁化が０度となるような予備ＲＦパルス（コントロールＲＦパルス）を印加する。例えば図１３の示すように撮像部位が頭部５３０の場合、頸部５４０の血流スピンをラベル処理／コントロール処理する。ラベル処理／コントロール処理から、それぞれ、所定時間後に目的の撮像部位５３０を選択して、血流撮像パルスシーケンスを実行し、画像データを得る。

ラベル処理及びコントロール処理に用いられる予備ＲＦパルスとしては、例えば、ラベル用として、９０度パルス：１８０度パルス：９０度パルスのようなパルス列、コントロール用として９０度パルス：１８０度パルス：−９０度パルスのようなパルス列、などが知られており、本実施形態においても特に限定されず公知の予備ＲＦパルスが用いられる。

血流撮像パルスシーケンスとしては、励起ＲＦパルス印加後にフローエンコードパルス（ＶＥＮＣ）を用いたＰＣ法によるパルスシーケンスを用いることができ、エコー信号収集にはＧｒＥ−ＥＰＩ（グラディエントエコープレナー法）やＦＳＥ（高速スピンエコー法）などが用いられる。図１４にＡＳＬ法のパルスシーケンス８００の一例を示す。ここでは説明を簡単にするために、ＲＦパルス８０１、８０２及びＶＥＮＣ８０３の印加タイミングと信号収取８０４のみを示し、スライス選択のための傾斜磁場やエンコード傾斜磁場は省略している。またラベル用のパルスシーケンスとコントロールパルスケンスをまとめて示している。このパルスシーケンスでは、図示するように、撮像部位の血流に対し上流に位置する部位（例えば頸部５４０）を選択してラベル用或いはコントロール用の予備ＲＦパルス８０１を印加した後、所定の時間を置いて撮像部位５３０を励起する励起ＲＦパルス８０２を印加する。励起ＲＦパルス８０２印加後、ＶＥＮＣパルス８０３を印加し、所定のエンコード傾斜磁場を与えた状態で、エコー信号を取得する。

ここで予備ＲＦパルス８０１と励起ＲＦ８０２とは、それぞれのシミングパラメータが独立して設定される。まず予備ＲＦパルス８０１については、第一の領域５４０を流れる血流のうち、描出しようとする血管以外の血管部分で照射磁場分布が小さくなるようにシミングパラメータが設定される。即ち、予備ＲＦパルス８０１で励起される領域について、予め設定した２つのＲＯＩ＿Ｔ、ＲＯＩ＿Ｆをもとに、一方（ＲＯＩ＿Ｔ）は照射磁場分布の平均値が変化せず、他方（ＲＯＩ＿Ｆ）では最小となるようにシミングパラメータを算出する。ラベル用のＲＦパルスとコントロール用のＲＦパルスは同じシミングパラメータとする。励起ＲＦパルス８０２については、撮像部位全体として照射磁場の均一度を最適化する（最も均一度が高まる）シミングパラメータを算出する。これらシミングパラメータの算出方法は第一実施形態で説明した手法と同じである。シミングパラメータの算出に際し、第一の領域において、複数のＲＯＩを設定すること、算出したシミングパラメータを撮像部に設定し、パルスシーケンスを実行することも第一実施形態と同様である。

このようにシミングパラメータを設定した場合、照射磁場分布が小さい血管（ＲＯＩ＿Ｆ）では、そこを流れる血流スピンはラベル用予備ＲＦパルスによりラベル（反転）されないまま撮像部位に流入するため、ラベル処理後に得られる画像とコントロール処理後に得られる画像との差異がほとんどないためＡＳＬでは描出されない、即ち信号の抑制効果と同様の効果が得られる。一方、比較的大きい照射磁場を維持した部位（血管）（ＲＯＩ＿Ｔ）の血流スピンは、ラベル処理においてラベルされ、コントロール処理において磁化ゼロとなるため、差分処理により画像化される。つまり、ラベル用予備ＲＦパルスの照射磁場分布を所定の部位で小さくすることにより、照射磁場の大きい（照射磁場分布の平均値を維持した）部位を選択的に描出することができる。

なお本実施形態についても、第一実施形態の変形例と同様に、３つ以上のＲＯＩを設定することも可能であるし、第二実施形態のように、予備ＲＦパルスのシミングパラメータを変えて抑制する部位を異ならせた画像を複数取得し、画像間の演算により所望の部位の画像を得ることも可能である。例えば、第１回の撮像では、ラベル／コントロール用予備ＲＦパルスの照射磁場分布と、血流撮像シーケンスの励起ＲＦパルスの照射磁場分布とをいずれも均一度を最適化するシミングパラメータで実行し、第２の撮像では、ラベル／コントロール用予備ＲＦパルスの照射磁場分布として所定の血管を抑制するシミングパラメータで実行する。そして、第１の撮像で得た画像から第２の撮像で得た画像を差分することで、所定の血管を選択的に描出した画像を得ることができる。

本実施形態によれば、ＡＳＬ法による潅流撮像において、所望の血流にターゲットを絞って潅流の状態を描出することができる。

以上、本発明のＭＲＩ装置の各実施形態を説明したが、各実施形態で例示したパルスシーケンスや撮像部位は一例であって、これらに限定されることなく、異なる領域をそれぞれ励起する２つのＲＦパルスを含む撮像法であれば適用することが可能である。

本発明により、選択励起とは異なる手法で、所望の部位を選択的に描出する手法が提供される。

１・・・被検体
２・・・静磁場発生部
３・・・傾斜磁場発生部（撮像部）
４・・・シーケンサ（撮像部）
５・・・送信部（撮像部）
５７・・・送信コイル
６・・・受信部（撮像部）
７・・・信号処理部
７３・・・表示部（ディスプレイ）
７５・・・入力部
８・・・演算部
８１・・・ＲＯＩ設定部
８２・・・照射磁場算出部
８３・・・シミングパラメータ算出部
８４・・・撮像制御部
８５・・・画像再構成部
８７・・・表示制御部
８９・・・メモリ
４１１・・・抑制ＲＦパルス（予備ＲＦパルス）
４２１・・・励起ＲＦパルス
４００・・・ＴＯＦパルスシーケンス
５１０・・・第一の領域
５２０・・・第二の領域
８００・・・ＡＳＬシーケンス
８０１・・・ラベル用ＲＦパルス（予備ＲＦパルス）
８０２・・・励起ＲＦパルス

Claims (16)

1. 複数チャネルの各々から高周波パルスを照射する複数チャネル送信コイルを有し、被検体の第一の領域を励起する予備ＲＦパルスと、前記第一の領域とは異なる第二の領域を励起する励起ＲＦパルスとを含む高周波パルスを用いてＮＭＲ信号を収集する撮像部と、
   前記複数チャネルから照射された高周波パルスによって生じる照射磁場分布を調整するシミングパラメータを算出するシミングパラメータ算出部と、を備え、
   前記シミングパラメータ算出部は、前記予備ＲＦパルス用のシミングパラメータとして、前記励起ＲＦパルス用に設定されたシミングパラメータである第二のシミングパラメータとは異なる第一のシミングパラメータを算出し、
   前記撮像部は前記第一のシミングパラメータで調整した予備ＲＦパルスと、前記第二のシミングパラメータで調整した励起ＲＦパルスとを用いて撮像を行う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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記シミングパラメータ算出部は、前記予備ＲＦパルスにより前記第一の領域に生じる照射磁場分布が、第一の部位で第二の部位より照射磁場が小さくなるように、前記第一のシミングパラメータを算出す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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記シミングパラメータ算出部は、前記第二の部位における照射磁場分布の平均値を変化させないことを拘束条件として、繰り返し演算を行い、前記第一のシミングパラメータを算出す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２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記シミングパラメータ算出部は、前記第一のシミングパラメータで前記予備ＲＦパルスを照射した際の比吸収率が、前記第一の領域に生じる照射磁場分布の均一度を最適化した場合の比吸収率を超えないことを拘束条件として、繰り返し演算を行い、前記第一のシミングパラメータを算出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２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第一の領域における部位の指定を受け付ける入力部をさらに備え、
   前記シミングパラメータ算出部は、前記入力部を介して指定された部位について、前記第一のシミングパラメータを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. 請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記入力部は、前記第一の領域を含む被検体画像と、前記被検体画像上で前記部位を指定するためのＧＵＩとを表示する表示部を含む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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記被検体画像は、撮像対象である前記被検体を撮像して得た形態画像または照射磁場分布画像であ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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記シミングパラメータ算出部は、第二のシミングパラメータとして、前記第二の領域全体の照射磁場分布を均一化するシミングパラメータを算出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１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記シミングパラメータ算出部は、前記予備ＲＦパルス用のシミングパラメータとして、前記第一のシミングパラメータと異なる第三のシミングパラメータを算出し、
   前記撮像部は、前記第一のシミングパラメータで調整した予備ＲＦパルスと前記励起ＲＦパルスとを用いた第一の撮像、前記第三のシミングパラメータで調整した予備ＲＦパルスと前記励起ＲＦパルスとを用いた第二の撮像、及び前記予備ＲＦパルスを用いず前記励起ＲＦパルスを用いた第三の撮像を行い、前記第一の撮像、第二の撮像及び第三の撮像で得たＮＭＲ信号を用いて前記被検体の画像を形成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９に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シミングパラメータ算出部が算出する前記第一のシミングパラメータは、前記予備ＲＦパルスにより前記第一の領域に生じる照射磁場分布が、前記第一の領域中の第一の部位で小さくなるシミングパラメータであり、前記第三のシミングパラメータは、前記予備ＲＦパルスにより前記第一の領域に生じる照射磁場分布が、前記第一の部位とは異なる第二の部位で小さくなるシミングパラメータであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記撮像部は、前記予備ＲＦパルスの印加に続いて、前記励起ＲＦパルス及びエンコード傾斜磁場の印加とＮＭＲ信号収集とを含むパルスシーケンスを実行し、前記第二の領域を撮像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１１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記予備パルスは、前記第一の領域からの信号を抑制する抑制ＲＦパルスであり、前記パルスシーケンスは、ＴＯＦ（タイムオブフライト）法に基づくパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記予備パルスは、前記第一の領域を流れる流体スピンをラベルする予備ＲＦパルスであり、前記パルスシーケンスは、ＡＳＬ（動脈スピンラベル潅流イメージング）法に基づくパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
14. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記送信コイルのチャンネル数は４以上であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
15. 複数チャネルの高周波コイルを用いて、被検体の第一の領域を予備励起する第一のＲＦパルスと、前記第一の領域とは異なる第二の領域を励起する第二のＲＦパルスとを連続して照射し前記第二の領域を撮像する際に、前記第一のＲＦパルスの照射により前記第一の領域に生じる照射磁場分布を調整するＲＦシミング方法であって、
    前記第一の領域に含まれる第一の部位の照射磁場を、前記第一の部位と異なる、前記第一の領域に含まれる第二の部位の照射磁場より小さくすることを特徴とするＲＦシミング方法。
16. 複数チャネルの高周波コイルを用いて、被検体の第一の領域を予備励起する第一のＲＦパルスと、前記第一の領域とは異なる第二の領域を励起する第二のＲＦパルスとを連続して照射し前記第二の領域を撮像する磁気共鳴イメージング方法であって、
    前記第一のＲＦパルスの照射磁場分布と、前記第二のＲＦパルスの照射磁場分布を異ならせ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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