JP2021137501A - 磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】アーチファクトが少ない画像を取得すること。【解決手段】実施形態に係る磁気共鳴イメージング方法は、１回の励起パルスの後に複数回のリフォーカスパルスを印加して複数のエコー信号を収集する１ショットの収集を複数回実行してｋ空間にデータを充填するマルチショットＦＳＥ（Fast Spin Echo）法を実行する方法である。前記磁気共鳴イメージング方法は、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域を含むセグメントを１ショットで収集する。また、前記磁気共鳴イメージング方法は、前記ｋ空間の中心領域を対象とする１ショットの収集において、前記複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が減少傾向となるようにし、前記複数回のリフォーカスパルスのうち前記第１の時間区間に続く第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が一定あるいは増加傾向となるようにする。【選択図】図４

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、磁気共鳴イメージング方法及び装置に関する。
従来、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に関する撮像法として、高速スピンエコー（Fast Spin Echo：ＦＳＥ）法が知られている。ここで、ＦＳＥ法は、１回の励起パルスの後に複数のリフォーカスパルスを印加して複数のエコー信号を収集する撮像法である。ＦＳＥ法では、１ショットの収集を繰り返し行うマルチショットでｋ空間に対応するデータを収集することがある。マルチショットのＦＳＥ法では、例えば、あるショットの収集で被検体が動いた場合に、画像にアーチファクトが生じることが知られている。
米国特許第１０１９１１３３号明細書 特開平９−５０８号公報 特開２０１６−７５３９号公報 特開２０１５−１６０１４１号公報 特開平８−５６９２０号公報
本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、アーチファクトが少ない画像を取得することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置付けることもできる。
実施形態に係る磁気共鳴イメージング方法は、１回の励起パルスの後に複数回のリフォーカスパルスを印加して複数のエコー信号を収集する１ショットの収集を複数回実行してｋ空間にデータを充填するマルチショットＦＳＥ（Fast Spin Echo）法を実行する方法である。前記磁気共鳴イメージング方法は、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域を含むセグメントを１ショットで収集する。また、前記磁気共鳴イメージング方法は、前記ｋ空間の中心領域を対象とする１ショットの収集において、前記複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が減少傾向となるようにし、前記複数回のリフォーカスパルスのうち前記第１の時間区間に続く第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が一定あるいは増加傾向となるようにする。
図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図２は、本実施形態の比較例に係るデータ収集方法の一例を示す図である。 図３は、本実施形態の比較例に係るデータ収集方法によって得られる画像の一例を示す図である。 図４は、本実施形態に係るデータ収集方法の一例を示す図である。 図５は、本実施形態に係るデータ収集方法の他の例を示す図である。 図６は、本実施形態に係るデータ収集方法によって得られる画像の一例を示す図である。 図７は、本実施形態に係るデータ収集方法におけるリフォーカスパルスのフリップ角の変化を説明するための図である。 図８は、本実施形態に係る生成機能によって行われる画像の生成を説明するための図である。 図９は、本実施形態に係るデータ収集方法によって得られる画像におけるアーチファクトの低減を説明するための図である。 図１０は、本実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるデータ収集方法の処理手順を示すフローチャートである。
以下、図面を参照しながら、本願に係る磁気共鳴イメージング方法及び装置の実施形態について詳細に説明する。
（実施形態）
図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。
例えば、図１に示すように、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、全身用ＲＦコイル４、局所用ＲＦコイル５、送信回路６、受信回路７、ＲＦ（Radio Frequency）シールド８、架台９、寝台１０、入力インタフェース１１、ディスプレイ１２、記憶回路１３、及び処理回路１４〜１６を備える。
静磁場磁石１は、被検体Ｓが配置される撮像空間に静磁場を発生させる。具体的には、静磁場磁石１は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、その内周側に形成された撮像空間に静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、超伝導磁石や永久磁石等である。ここでいう超伝導磁石は、例えば、液体ヘリウム等の冷却剤が充填された容器と、当該容器に浸漬された超伝導コイルとから構成される。
傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置されており、被検体Ｓが配置される撮像空間に傾斜磁場を発生させる。具体的には、傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸それぞれに対応するＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルを有している。Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイルは、傾斜磁場電源３から供給される電流に基づいて、各軸方向に沿って線形に変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる。ここで、Ｚ軸は、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁束に沿うように設定される。また、Ｘ軸は、Ｚ軸に直交する水平方向に沿うように設定され、Ｙ軸は、Ｚ軸に直交する鉛直方向に沿うように設定される。これにより、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸は、ＭＲＩ装置１００に固有の装置座標系を構成する。
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とで、撮像空間に傾斜磁場を発生させる。具体的には、傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２のＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルに個別に電流を供給することで、互いに直交するリードアウト方向、位相エンコード方向及びスライス方向それぞれに沿って線形に変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる。なお、以下では、リードアウト方向に沿った傾斜磁場をリードアウト傾斜磁場と呼び、位相エンコード方向に沿った傾斜磁場を位相エンコード傾斜磁場と呼び、スライス方向に沿った傾斜磁場をスライス傾斜磁場と呼ぶ。
ここで、リードアウト傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場及びスライス傾斜磁場は、それぞれ静磁場磁石１によって発生する静磁場に重畳されることで、被検体Ｓから発生する磁気共鳴信号（例えば、エコー信号）に空間的な位置情報を付与する。具体的には、リードアウト傾斜磁場は、リードアウト方向の位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させることで、リードアウト方向に沿った位置情報を磁気共鳴信号に付与する。また、位相エンコード傾斜磁場は、位相エンコード方向に沿って磁気共鳴信号の位相を変化させることで、位相エンコード方向に沿った位置情報を磁気共鳴信号に付与する。また、スライス傾斜磁場は、スライス方向に沿った位置情報を磁気共鳴信号に付与する。例えば、スライス傾斜磁場は、撮像領域がスライス領域（２Ｄ撮像）の場合には、スライス領域の方向、厚さ及び枚数を決めるために用いられ、撮像領域がボリューム領域（３Ｄ撮像）の場合には、スライス方向の位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために用いられる。これにより、リードアウト方向に沿った軸、位相エンコード方向に沿った軸、及びスライス方向に沿った軸は、撮像の対象となるスライス領域又はボリューム領域を規定するための論理座標系を構成する。
全身用ＲＦコイル４は、傾斜磁場コイル２の内周側に配置されており、撮像空間に配置された被検体ＳにＲＦ磁場を印加し、当該ＲＦ磁場の影響によって被検体Ｓから発生する磁気共鳴信号を受信する。具体的には、全身用ＲＦコイル４は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、送信回路６から供給されるＲＦパルス信号に基づいて、その内周側に位置する撮像空間に配置された被検体ＳにＲＦ磁場を印加する。また、全身用ＲＦコイル４は、ＲＦ磁場の影響によって被検体Ｓから発生する磁気共鳴信号を受信し、受信した磁気共鳴信号を受信回路７へ出力する。
局所用ＲＦコイル５は、被検体Ｓから発生した磁気共鳴信号を受信する。具体的には、局所用ＲＦコイル５は、被検体Ｓの部位ごとに用意されており、被検体Ｓの撮像が行われる際に、撮像対象の部位の表面近傍に配置される。そして、局所用ＲＦコイル５は、全身用ＲＦコイル４によって印加されたＲＦ磁場の影響によって被検体Ｓから発生した磁気共鳴信号を受信し、受信した磁気共鳴信号を受信回路７へ出力する。なお、局所用ＲＦコイル５は、被検体ＳにＲＦ磁場を印加する機能をさらに有していてもよい。その場合には、局所用ＲＦコイル５は、送信回路６に接続され、送信回路６から供給されるＲＦパルス信号に基づいて、被検体ＳにＲＦ磁場を印加する。例えば、局所用ＲＦコイル５は、サーフェスコイルや、複数のサーフェスコイルをコイルエレメントとして組み合わせて構成されたフェーズドアレイコイルである。
送信回路６は、静磁場中に置かれた対象原子核に固有のラーモア周波数に対応するＲＦパルス信号を全身用ＲＦコイル４に出力する。具体的には、送信回路６は、パルス発生器、ＲＦ発生器、変調器、及び増幅器を有する。パルス発生器は、ＲＦパルス信号の波形を生成する。ＲＦ発生器は、共鳴周波数のＲＦ信号を発生する。変調器は、ＲＦ発生器によって発生したＲＦ信号の振幅をパルス発生器によって発生した波形で変調することで、ＲＦパルス信号を生成する。増幅器は、変調器によって生成されたＲＦパルス信号を増幅して全身用ＲＦコイル４に出力する。
受信回路７は、全身用ＲＦコイル４又は局所用ＲＦコイル５から出力される磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴データを生成し、生成した磁気共鳴データを処理回路１５に出力する。例えば、受信回路７は、選択器、前段増幅器、位相検波器、及び、Ａ／Ｄ（Analog/Digital）変換器を備える。選択器は、全身用ＲＦコイル４又は局所用ＲＦコイル５から出力される磁気共鳴信号を選択的に入力する。前段増幅器は、選択器から出力される磁気共鳴信号を増幅する。位相検波器は、前段増幅器から出力される磁気共鳴信号の位相を検波する。Ａ／Ｄ変換器は、位相検波器から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換することで磁気共鳴データを生成し、生成した磁気共鳴データを処理回路１５に出力する。なお、ここで、受信回路７が行うものとして説明した各処理は、必ずしも全ての処理が受信回路７で行われる必要はなく、全身用ＲＦコイル４又は局所用ＲＦコイル５で一部の処理（例えば、Ａ／Ｄ変換器による処理等）が行われてもよい。
ＲＦシールド８は、傾斜磁場コイル２と全身用ＲＦコイル４との間に配置されており、全身用ＲＦコイル４によって発生するＲＦ磁場から傾斜磁場コイル２を遮蔽する。具体的には、ＲＦシールド８は、中空の略円筒状（円筒の中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、傾斜磁場コイル２の内周側の空間に、全身用ＲＦコイル４の外周面を覆うように配置されている。
架台９は、略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成された中空のボア９ａを有し、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、全身用ＲＦコイル４、及びＲＦシールド８を収容している。具体的には、架台９は、ボア９ａの外周側に全身用ＲＦコイル４を配置し、全身用ＲＦコイル４の外周側にＲＦシールド８を配置し、ＲＦシールド８の外周側に傾斜磁場コイル２を配置し、傾斜磁場コイル２の外周側に静磁場磁石１を配置した状態で、それぞれを収容している。ここで、架台９が有するボア９ａ内の空間が、撮像時に被検体Ｓが配置される撮像空間となる。
寝台１０は、被検体Ｓが載置される天板１０ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、被検体Ｓが載置された天板１０ａを撮像空間に移動する。例えば、寝台１０は、天板１０ａの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ている。
なお、ここでは、ＭＲＩ装置１００が、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２及び全身用ＲＦコイル４それぞれが略円筒状に形成された、いわゆるトンネル型の構造を有する場合の例を説明するが、実施形態はこれに限られない。例えば、ＭＲＩ装置１００は、被検体Ｓが配置される撮像空間を挟んで対向するように一対の静磁場磁石、一対の傾斜磁場コイル及び一対のＲＦコイルを配置した、いわゆるオープン型の構造を有していてもよい。このようなオープン型の構造では、一対の静磁場磁石、一対の傾斜磁場コイル及び一対のＲＦコイルによって挟まれた空間が、トンネル型の構造におけるボアに相当する。
入力インタフェース１１は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力インタフェース１１は、処理回路１７に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号へ変換して処理回路１７に出力する。例えば、入力インタフェース１１は、撮像条件や関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）の設定等を行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、操作面へ触れることで入力操作を行うタッチパッド、表示画面とタッチパッドとが一体化されたタッチスクリーン、光学センサを用いた非接触入力回路、及び音声入力回路等によって実現される。なお、本明細書において、入力インタフェース１１は、マウス、キーボード等の物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を制御回路へ出力する電気信号の処理回路も入力インタフェース１１の例に含まれる。
ディスプレイ１２は、各種情報及び各種画像を表示する。具体的には、ディスプレイ１２は、処理回路１７に接続されており、処理回路１７から送られる各種情報及び各種画像のデータを表示用の電気信号に変換して出力する。例えば、ディスプレイ１２は、液晶モニタやＣＲＴモニタ、タッチパネル等によって実現される。
記憶回路１３は、各種データを記憶する。具体的には、記憶回路１３は、磁気共鳴データや画像データを記憶する。例えば、記憶回路１３は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子やハードディスク、光ディスク等によって実現される。
処理回路１４は、寝台制御機能１４ａを有する。寝台制御機能１４ａは、制御用の電気信号を寝台１０へ出力することで、寝台１０の動作を制御する。例えば、寝台制御機能１４ａは、入力インタフェース１１を介して、天板１０ａを長手方向、上下方向又は左右方向へ移動させる指示を操作者から受け付け、受け付けた指示に従って天板１０ａを移動するように、寝台１０が有する天板１０ａの移動機構を動作させる。
処理回路１５は、収集機能１５ａを有する。収集機能１５ａは、各種のパルスシーケンスを実行することで、被検体Ｓの磁気共鳴データを収集する。具体的には、収集機能１５ａは、処理回路１７から出力されるシーケンス実行データに従って傾斜磁場電源３、送信回路６及び受信回路７を駆動することで、各種のパルスシーケンスを実行する。ここで、シーケンス実行データは、パルスシーケンスを表すデータであり、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に電流を供給するタイミング及び供給する電流の強さ、送信回路６が全身用ＲＦコイル４に高周波パルス信号を供給するタイミング及び供給する高周波パルスの強さ、受信回路７が磁気共鳴信号をサンプリングするタイミング等を規定した情報である。そして、収集機能１５ａは、パルスシーケンスを実行した結果として受信回路７から出力される磁気共鳴データを受信し、記憶回路１３に記憶させる。このとき、記憶回路１３に記憶される磁気共鳴データは、前述したリードアウト傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、及びスライス傾斜磁場によってリードアウト方向、フェーズアウト方向及びスライス方向の各方向に沿った位置情報が付与されることで、二次元又は三次元のｋ空間に対応するデータ（ｋ空間データ）として記憶される。
処理回路１６は、生成機能１６ａを有する。生成機能１６ａは、収集機能１５ａによって収集された磁気共鳴データに基づいて、各種の画像を生成する。具体的には、生成機能１６ａは、収集機能１５ａによって収集された磁気共鳴データを記憶回路１３から読み出し、読み出した磁気共鳴データにフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、二次元又は三次元の画像を生成する。そして、生成機能１６ａは、生成した画像を記憶回路１３に記憶させる。
処理回路１７は、撮像制御機能１７ａを有する。撮像制御機能１７ａは、ＭＲＩ装置１００が有する各構成要素を制御することで、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、撮像制御機能１７ａは、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）をディスプレイ１２に表示し、入力インタフェース１１を介して受け付けられた入力操作に応じて、ＭＲＩ装置１００が有する各構成要素を制御する。例えば、撮像制御機能１７ａは、操作者によって入力された撮像条件に基づいて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処理回路１５に出力することで、磁気共鳴データを収集させる。また、例えば、撮像制御機能１７ａは、処理回路１６を制御することで、収集機能１５ａによって収集された磁気共鳴データに基づいて画像を再構成させる。また、例えば、撮像制御機能１７ａは、操作者からの要求に応じて、記憶回路１３に記憶された画像を読み出し、読み出した画像をディスプレイ１２に表示させる。
以上、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例について説明した。このような構成のもと、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、ＦＳＥ法によって被検体を撮像する機能を有する。
ここで、ＦＳＥ法は、１回の励起パルスの後に複数のリフォーカスパルスを印加して複数のエコー信号を収集する撮像法である。また、マルチショットのＦＳＥ法では、１ショットの収集を複数回実行してｋ空間にデータを充填する。なお、ＦＳＥ法において、１ショットごとに収集される一連のエコー信号をエコートレインと呼ぶ。
マルチショットのＦＳＥ法では、例えば、あるショットの収集において被検体が動いた場合に、当該ショットが受けた体動の影響が画像上のアーチファクトとして現れる場合がある。
図２は、本実施形態の比較例に係るデータ収集方法の一例を示す図である。
ここで、図２は、１ショットにおけるＥＴＳ（Echo Train Space）を１０［ｍｓ］とし、ｋ空間の中心に充填されるエコー信号のＴＥ（Echo Time）を３０［ｍｓ］、ＥＴＬ（Echo Train Length）を５［個］とし、３回のショットでｋ空間のデータを収集する場合の例を示している。ここで、ＥＴＳは、エコー信号の時間間隔（リフォーカスパルスの時間間隔）である。また、ＴＥは、励起用のＲＦパルスのピークからエコー信号のピークまでの時間である。また、ＥＴＬは、１つのエコートレインに含まれるエコー信号の数である。
また、図２の左側に示す図は、３回のショットについて、各ショットで印加される励起用のＲＦパルス（ＲＦ）及び複数のリフォーカスパルス、各ショットで収集される５つのエコー信号（echo1〜echo5）、各ショットにおけるＴ２減衰（T2decay）を示している。また、図２の中央に示す図は、ｋ空間を示しており、上下方向が位相エンコード方向を示している。また、図２の右側に示す図は、ｋ空間に充填されたエコー信号におけるＴ２減衰による信号強度の変化を示している。
そして、図２は、シーケンシャルオーダによって、ｋ空間に対応するデータが収集される場合の例を示している。
図２に示す例では、ｋ空間が位相エンコード方向に３ラインごとに分割されることによって５つのセグメント２１〜２５が設定され、各セグメントに、３回の異なるショットで収集されたエコー信号が配列される。具体的には、セグメントごとに、各ショットで収集された同一のＴＥの３つのエコー信号が位相エンコード方向にショット順に充填される。
このようなデータ収集方法によれば、１ショットの収集を繰り返している間に被検体の体動によって一部のショットでアーチファクトの原因となるようなデータが収集された場合、位相エンコード方向にアーチファクトが発生する。特に、ｋ空間の中心領域に体動の影響を受けたショットで収集されたデータが混入すると、画質は大きく劣化する。
図３は、本実施形態の比較例に係るデータ収集方法によって得られる画像の一例を示す図である。
例えば、図３に示すように、マルチショットＦＳＥ法を用いた腹部のＴ２強調画像の撮像では、被検体の息止めが良好に行われなかった場合に、腹壁の脂肪からアーチファクトが出現することがあり得る（図３で矢印が指す箇所を参照）。
これに対し、例えば、１回のショットでｋ空間全体のデータを収集し終える、シングルショットＦＳＥ法を用いる選択肢もあるが、エコートレイン数の増加によってＴ２減衰の影響が大きくなり、エコー間の信号強度の差が顕著になるため、画像にボケ感が生じる等のデメリットがある。
本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、マルチショットＦＳＥ法による撮像において、アーチファクトが少ない画像を取得することができるように構成されている。
具体的には、処理回路１５の収集機能１５ａが、マルチショットＦＳＥ法による撮像において、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられたｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域を含むセグメントを１ショットで収集する。ここで、収集機能１５ａは、ｋ空間の中心領域を対象とする１ショットの収集において、複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が減少傾向となるようにし、複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に続く第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が一定あるいは増加傾向となるようにする。なお、収集機能１５ａは、収集部の一例である。
ここで、第１の時間区間及び第２の時間区間は、例えば、励起パルスが印加されてからの時間（例えば、ｎ秒〜ｍ秒）や、エコー信号の順番（例えば、ｎ番目〜ｍ番目）等によって定義される。
例えば、収集機能１５ａは、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを、１ショットで、かつ、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットとは別のショットで収集し、かつ、一連のエコー信号の序盤は減少傾向となり、序盤以降は一定又は増加傾向となるようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながら収集する。
さらに、収集機能１５ａは、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとしてｋ空間に配置せず、処理回路１６の生成機能１６ａが、ダミーを含まないｋ空間を再構成してＭＲ画像を生成する。なお、生成機能１６ａは、生成部の一例である。
例えば、生成機能１６ａは、各ショットで収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成する。
以下、このような構成を有するＭＲＩ装置１００について、詳細に説明する。
まず、本実施形態では、収集機能１５ａは、体動によるアーチファクトを低減させるため、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを、１ショットで、かつ、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットとは別のショットで収集する。
図４は、本実施形態に係るデータ収集方法の一例を示す図である。
ここで、図４は、図２に示した例と同様に、１ショットにおけるＥＴＳを１０［ｍｓ］、ＴＥを３０［ｍｓ］、ＥＴＬを５［個］として、３回のショットでｋ空間のデータを収集する場合の例を示している。
また、図４の左側に示す図は、３回のショットについて、各ショットで印加される励起用のＲＦパルス（ＲＦ）及び複数のリフォーカスパルス、各ショットで収集される５つのエコー信号（echo1〜echo5）、各ショットにおけるＴ２減衰（T2decay）を示している。また、図４の中央に示す図は、ｋ空間を示しており、上下方向が位相エンコード方向を示している。また、図４の右側に示す図は、ｋ空間に充填されたエコー信号におけるＴ２減衰による信号強度の変化を示している。
この場合に、収集機能１５ａは、例えば、図４に示すように、ｋ空間の中心領域を含む５ライン分の第１セグメント４１と、中心領域の位相エンコード方向の一方側（図４に示す上側）にある辺縁領域を含む５ライン分の第２セグメント４２と、他方側（図４に示す下側）にある辺縁領域を含む５ライン分の第３セグメント４３とを設定することで、ｋ空間を位相エンコード方向に３つのセグメントに分ける。
そして、例えば、収集機能１５ａは、１回目のショットで収集された５つのエコー信号を第２セグメント４２に充填し、２回目のショットで収集された５つのエコー信号を第１セグメント４１に充填し、３回目のショットで収集された５つのエコー信号を第３セグメント４３に充填することで、各セグメントに対応するデータを収集する。このとき、収集機能１５ａは、領域ごとに、各ショットで収集されたエコー信号が位相エンコード方向に沿って収集順に充填されるように、各エコー信号に対する位相エンコード量を設定する。これにより、ｋ空間中心領域は１ショットで充填されることとなり、複数のショットで収集したデータが混在する場合と比較して、体動の影響を受けにくくなる。
さらに、このとき、収集機能１５ａは、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられたｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、ｋ空間の中心領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向と、ｋ空間の中心領域に隣接する領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向とが異なるようにする。
例えば、収集機能１５ａは、位相エンコード方向に沿って、中心領域を含むセグメントと、辺縁領域を含むセグメントとで、エコー信号を充填する充填方向を反転させる（図４に示すブロック矢印を参照）。例えば、収集機能１５ａは、偶数回目のショットと、奇数回目のショットとで、エコー信号の充填方向を反転させる。これにより、例えば、図４の右側に示すように、Ｔ２減衰によってエコー信号の信号強度が変化する場合でも、領域間の境界でエコー信号の信号強度の差異が小さくなる。つまり、複数のセグメントでｋ空間を収集する場合であって、ｋ空間の中心領域を含むセグメントを１ショットで収集する場合において、セグメント間で収集方向が変わらない場合と比較して、位相エンコード方向でみた信号強度の連続性が高まる。
なお、図４では、奇数回（３回）のショットでｋ空間のデータを収集する場合の例を示したが、ショットの回数は偶数回であってもよい。
図５は、本実施形態に係るデータ収集方法の他の例を示す図である。
ここで、図５は、ＥＴＳを１０［ｍｓ］、ＴＥを３０［ｍｓ］、ＥＴＬを５［個］として、４回のショットでｋ空間のデータを収集する場合の例を示している。
この場合に、収集機能１５ａは、例えば、図５に示すように、ｋ空間の中心領域を含む５ライン分の第１セグメント５１と、中心領域の位相エンコード方向の一方側（図５に示す上側）にある第１辺縁領域を含む５ライン分の第２セグメント５２と、他方側（図５に示す下側）にある第２辺縁領域を含む５ライン分の第３セグメント５３と、第１辺縁領域の外側（図５に示す上側）にある第３辺縁領域を含む３ライン分の第４セグメント５４と、第２の辺縁領域の外側（図５に示す下側）にある第４辺縁領域を含む２ライン分の第５セグメント５５とを設定することで、ｋ空間を位相エンコード方向に５つのセグメントに分ける。
そして、例えば、収集機能１５ａは、１回目のショットで収集されたエコー信号のうちの１つ目〜３つ目のエコー信号を第４セグメント５４に充填し、１回目のショットで収集されたエコー信号のうちの４つ目及び５つ目のエコー信号を第５セグメント５５に充填し、２回目のショットで収集されたエコー信号を第２セグメント５２に充填し、３回目のショットで収集されたエコー信号を第１セグメント５１に充填し、４回目のショットで収集されたエコー信号を第３セグメント５３に充填することで、各領域に対応するデータを収集する。このとき、収集機能１５ａは、ｋ空間の領域ごとに、各ショットで収集されたエコー信号が位相エンコード方向に沿って収集順に充填されるように、各エコー信号に対する位相エンコード量を設定する。
さらに、このとき、収集機能１５ａは、位相エンコード方向に沿って、奇数番目にあるセグメントと偶数番目にあるセグメントとで、エコー信号を充填する充填方向を反転させる（図４に示すブロック矢印を参照）。例えば、収集機能１５ａは、偶数回目のショットと、奇数回目のショットとで、エコー信号の充填方向を反転させる。これにより、例えば、図５の右側に示すように、Ｔ２減衰によってエコー信号の信号強度が変化する場合でも、領域間の境界でエコー信号の信号強度の差異が小さくなる。
このようなデータ収集方法によれば、ｋ空間の中心領域を含むセグメントの収集は１ショットで完結するので、複数のショットからデータを集める場合よりも体動の影響を受けにくい。
さらに、ｋ空間における領域間の境界でエコー信号の信号強度の差異を小さくすることで、位相エンコード方向にエコー信号の信号強度が連続的に変化するようになるため、信号強度の変化が不連続になることに起因して生じるアーチファクトを低減させることができる。
図６は、本実施形態に係るデータ収集方法によって得られる画像の一例を示す図である。
例えば、図６に示すように、本実施形態に係るデータ収集方法によれば、被検体の息止めが良好に行われなかった場合でも、図３に示した例と比べて、体動によるアーチファクトが低減された画像が得られる。
なお、例えば、図２及び４に示したように、ＦＳＥ法によるデータ収集では、収集中のＴ２減衰は避けられない。
例えば、マルチショットＦＳＥ法において、各ショットで得られる複数のエコー信号がそれぞれ異なるセグメントのｋ空間に配置される場合は、図２の右側に示したように、Ｔ２減衰によってエコー信号の信号強度が位相エンコード方向に階段状に単調に変化する。
一方、本実施形態に係るデータ収集方法の場合は、図４の右側に示したように、ｋ空間における領域間の境界でエコー信号の信号強度の差異を小さくすることで、位相エンコード方向に関して、エコー信号の信号強度が連続的に変化するようにしている。このため、エコー信号の信号強度が、領域間の各境界で極値を示す多峰性を有するように変化することになる。その結果、本実施形態による収集方法に起因して、特に組織間の輝度差が大きい場所でリンギング状のアーチファクトが顕著に出現する。
そこで、本実施形態では、収集機能１５ａは、さらに、Ｔ２減衰によるアーチファクトを低減させるため、ｋ空間の中心領域を対象とする１ショットの収集において、複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が減少傾向となるようにし、複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に続く第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が一定あるいは増加傾向となるようにする。
例えば、収集機能１５ａは、さらに、Ｔ２減衰によるアーチファクトを低減させるため、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを、一連のエコー信号の序盤は減少傾向となり、序盤以降は一定又は増加傾向となるようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながら収集する。
図７は、本実施形態に係るデータ収集方法におけるリフォーカスパルスのフリップ角の変化を説明するための図である。
ここで、図７の左側に示すグラフは、位相エンコード方向（phase encode）の各位置に対応する一連のエコー信号が収集される際に印加されるリフォーカスパルスのフリップ角を示しており、右側に示すグラフは、左側のグラフに示すようにリフォーカスパルスを印加することによって収集される各エコー信号の信号強度を示している。
具体的には、各グラフに示す破線は、リフォーカスパルスのフリップ角を一連のエコー信号を通して変えずに１８０°で一定にした場合の例（180°constant）を示しており、一点鎖線は、リフォーカスパルスのフリップ角を一連のエコー信号の序盤で１８０°から所定角度まで減少させた後に、序盤以降は当該所定角度で一定にした場合の例（Low constant）を示しており、実線は、リフォーカスパルスのフリップ角を一連のエコー信号の序盤で１８０°から所定角度まで減少させた後に、序盤以降は徐々に増加させた場合の例（ＶＲＦＡ：Variable Refocus Flip Angle）を示している。
例えば、収集機能１５ａは、図７の左側のグラフにおいて一点鎖線で示す例のように、リフォーカスパルスのフリップ角を、一連のエコー信号の序盤（０〜ｔ０）で１８０°から所定角度まで減少させた後に、序盤以降（ｔ０以降）は当該所定角度で一定になるように変化させながら、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集する。
または、例えば、収集機能１５ａは、図７の左側のグラフにおいて実線で示す例のように、リフォーカスパルスのフリップ角を、一連のエコー信号の序盤（０〜ｔ１）で１８０°から所定角度まで減少させた後に、序盤以降は、所定の時間区間（ｔ１〜ｔ２）で徐々に増加させ、その後（ｔ２以降）は一定となるように変化させながら、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集する。この場合には、例えば、収集機能１５ａは、一連のエコー信号の序盤以降では、操作者によって指定された組織から発生するエコー信号の信号強度の変化がｋ空間の中心付近で一定となるように、リフォーカスパルスのフリップ角を増加させる。
また、収集機能１５ａは、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータについても、中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集する際と同様にリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながらデータを収集する。
例えば、図７のグラフにおいて一点鎖線で示す例又は実線で示す例のように、一連のエコー信号の序盤は減少傾向となり、序盤以降は一定又は増加傾向となるようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながらエコー信号を収集した場合には、一連のエコー信号の序盤以降で、Ｔ２減衰による位相エンコード方向に沿った信号強度の変化が小さくなる。したがって、このようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながら一連のエコー信号を収集することによって、Ｔ２減衰によるアーチファクトを低減させることができる。
なお、このように、一連のエコー信号の序盤は減少傾向となり、序盤以降は一定又は増加傾向となるようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながらエコー信号を収集した場合、全体的には、位相エンコード方向に沿った信号強度の変化が小さくなるが、序盤で収集されたエコー信号については、やはり信号強度が大きく変化することになる。
そこで、本実施形態では、Ｔ２減衰によるアーチファクトをより低減させるため、収集機能１５ａが、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとしてｋ空間に配置せず、生成機能１６ａが、ダミーを含まないｋ空間を再構成してＭＲ画像を生成する。
例えば、生成機能１６ａは、各ショットで収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成する。
図８は、本実施形態に係る生成機能１６ａによって行われる画像の生成を説明するための図である。
ここで、図８の上側に示す図は、１ショットで印加される励起用のＲＦパルス（ＲＦ）及び複数のリフォーカスパルス、当該ショットで収集される５つのエコー信号（echo1〜echo5）、当該ショットにおけるＴ２減衰（T2decay）を示している。また、図８の下側に示す図は、ｋ空間に充填されたエコー信号におけるＴ２減衰による信号強度の変化を示しており、各丸印がそれぞれエコー信号に対応している。
この場合に、生成機能１６ａは、例えば、図８に示すように、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットで収集された５つのエコー信号のうち、１つ目及び２つ目のエコー信号をダミーエコーとする。また、生成機能１６ａは、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットで収集された５つのエコー信号についても、中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットで収集されたエコー信号と同様に、１つ目及び２つ目のエコー信号をダミーエコーとする。そして、生成機能１６ａは、ダミーエコーとしたエコー信号は用いずに、画像を生成する。
これにより、信号強度が大きく変化する序盤で収集されたエコー信号が画像の生成に用いられないようになるので、見かけ上のＴ２減衰を低減させることができ、Ｔ２減衰によるアーチファクトをより低減させることができる。
図９は、本実施形態に係るデータ収集方法によって得られる画像におけるアーチファクトの低減を説明するための図である。
ここで、図９の（ａ）〜（ｄ）は、それぞれ、シーケンシャルオーダ又は本実施形態に係るデータ収集方法を用いてファントムを撮像した場合の画像を示している。
具体的には、図９の（ａ）は、シーケンシャルオーダを用いて、リフォーカスパルスのフリップ角を１８０°で一定にした場合（180°constant）の例を示している。
また、図９の（ｂ）は、本実施形態に係るデータ収集方法を用いて、リフォーカスパルスのフリップ角を１８０°で一定にした場合（180°constant）の例を示している。
また、図９の（ｃ）は、本実施形態に係るデータ収集方法を用いて、リフォーカスパルスのフリップ角を一連のエコー信号の序盤で１８０°から所定角度まで減少させた後に、序盤以降は当該所定角度で一定にし（Low constant）、かつ、各ショットで収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成した場合の例を示している。
また、図９の（ｃ）は、本実施形態に係るデータ収集方法を用いて、リフォーカスパルスのフリップ角を一連のエコー信号の序盤で１８０°から所定角度まで減少させた後に、序盤以降は徐々に増加させ（ＶＲＦＡ）、かつ、各ショットで収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成した場合の例を示している。
例えば、図９に示すように、本実施形態に係るデータ収集方法を用いて、一連のエコー信号の序盤は減少傾向となり、序盤以降は一定又は増加傾向となるようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながらエコー信号を収集し、かつ、各ショットで収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成した場合（図９の（ｃ）及び（ｄ）を参照）には、リフォーカスパルスのフリップ角を１８０°で一定にした場合（図９の（ｂ）を参照）と比べて、組織の境界付近に発生するアーチファクトをより低減させることができる。
以上、処理回路１４〜１７が有する処理機能について説明したが、例えば、各処理回路は、プロセッサによって実現される。この場合に、各処理回路が有する処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１３に記憶される。そして、各処理回路は、記憶回路１３から各プログラムを読み出して実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の各処理回路は、図１の各処理回路内に示された各機能を有することとなる。
図１０は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われるデータ収集方法の処理手順を示すフローチャートである。
例えば、図１０に示すように、本実施形態では、撮像制御機能１７ａが、入力インタフェース１１を介して操作者から撮像を開始する指示を受け付けた場合に（ステップＳ１０２，Ｙｅｓ）、収集機能１５ａを制御してデータ収集を開始させる。このステップＳ１０１の処理は、例えば、処理回路１７が、撮像制御機能１７ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１３から読み出して実行することにより実現される。
そして、収集機能１５ａが、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを、１ショットで、かつ、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットとは別のショットで収集し、かつ、一連のエコー信号の序盤は減少傾向となり、序盤以降は一定又は増加傾向となるようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながら収集するＦＳＥ法によって、ｋ空間に対応するデータを収集する（ステップＳ１０２）。このステップＳ１０２の処理は、例えば、処理回路１５が、収集機能１５ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１３から読み出して実行することにより実現される。
その後、生成機能１６ａが、収集機能１５ａによって収集されたデータに基づいて、各ショットで収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成する（ステップＳ１０２）。このステップＳ１０３の処理は、例えば、処理回路１６が、生成機能１６ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１３から読み出して実行することにより実現される。
なお、ここでは、処理回路１４〜１７がそれぞれ単一のプロセッサによって実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて各処理回路を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することによって各処理機能を実現するものとしてもよい。また、各処理回路が有する処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。また、図１に示す例では、単一の記憶回路１３が各処理機能に対応するプログラムを記憶するものとして説明したが、複数の記憶回路を分散して配置して、処理回路が個別の記憶回路から対応するプログラムを読み出す構成としても構わない。
上述したように、本実施形態では、収集機能１５ａが、マルチショットＦＳＥ法による撮像において、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられたｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域を含むセグメントを１ショットで収集することによって、体動によるアーチファクトを低減させることができる。例えば、腹部のＴ２強調画像の撮像において、被検体の息止めが良好に行われなかった場合でも、体動によるアーチファクトが低減された画像を得ることができる。また、例えば、図４に示したように、本実施形態に係るデータ収集方法は、図２に示したデータ収集方法からショット数、ＥＴＳ、ＴＥ及びＥＴＬを変えずに実行することが可能であり、撮像時間を延長することなく適用することができる。
また、本実施形態では、収集機能１５ａが、さらに、ｋ空間の中心領域を対象とする１ショットの収集において、複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が減少傾向となるようにし、複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に続く第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が一定あるいは増加傾向となるようにすることによって、Ｔ２減衰によるアーチファクトを低減させることができる。
また、本実施形態では、収集機能１５ａが、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとしてｋ空間に配置せず、生成機能１６ａが、ダミーを含まないｋ空間を再構成してＭＲ画像を生成することによって、Ｔ２減衰によるアーチファクトをより低減させることができる。
したがって、本実施形態によれば、体動によるアーチファクトが少ない画像を取得することができる。
なお、上述した実施形態では、収集機能１５ａが、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータについても、中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集する際と同様にリフォーカスパルスのフリップ角を変化させながらデータを収集することとしたが、実施形態はこれに限られない。
例えば、収集機能１５ａが、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられたｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、ｋ空間の中心領域の収集におけるリフォーカスパルスのフリップ角の傾向と、ｋ空間の中心領域以外の収集におけるリフォーカスパルスのフリップ角の傾向とを異ならせてもよい。
例えば、収集機能１５ａは、ｋ空間の中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットと、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットとで、リフォーカスパルスのフリップ角の変化のパターンを異ならせる。
例えば、収集機能１５ａは、ｋ空間の中心領域以外の収集において、第１の時間区間及び第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスのフリップ角を変化させないようにする。
例えば、収集機能１５ａは、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータについては、リフォーカスパルスのフリップ角を変化させずに収集する。ｋ空間の辺縁領域に充填されるエコー信号は、中心領域に充填されるエコー信号と比べて大きな位相エンコード傾斜磁場が印加されるため、信号強度が小さくなる。したがって、辺縁領域を含むセグメントに対応するデータについて、リフォーカスパルスのフリップ角を変化させずに収集したとしても、Ｔ２減衰による影響は少ないと考えられる。
また、上述した実施形態では、生成機能１６ａが、ｋ空間の辺縁領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットで収集された５つのエコー信号についても、中心領域を含むセグメントに対応するデータを収集するショットで収集されたエコー信号と同様に、１つ目及び２つ目のエコー信号をダミーエコーとする場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。
例えば、収集機能１５ａは、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられたｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、ｋ空間の中心領域の収集においては、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとしてｋ空間に配置せず、ｋ空間の中心領域以外の収集においては、収集されるすべてのエコー信号をｋ空間に配置してもよい。
また、例えば、収集機能１５ａは、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられたｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、ｋ空間の中心領域の収集においては、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとしてｋ空間に配置せず、ｋ空間の中心領域以外の収集においては、ダミーとして扱うエコー信号の数をｋ空間の中心領域よりも少なく設定してもよい。
例えば、生成機能１６ａは、ｋ空間の中心領域を含むセグメントと、辺縁領域を含むセグメントとで、除外するエコー信号の数を変える。
例えば、生成機能１６ａは、ｋ空間の辺縁領域については、中心領域と比べて、除外するエコー信号の数を少なくする。または、例えば、生成機能１６ａは、ｋ空間の辺縁領域については、エコー信号を除外せずに画像を生成する。上述したように、ｋ空間の辺縁領域に充填されるエコー信号は中心領域に充填されるエコー信号と比べて信号強度が小さくなるため、辺縁領域を含むセグメントについて、除外するエコー信号を少なくする、又は、エコー信号を除外せずに画像を生成したとしても、Ｔ２減衰による影響は少ないと考えられる。この一方で、除外するエコー信号を少なくする、又は、エコー信号を除外せずに画像を生成することで、エコー信号を収集する回数を減らすことができ、撮像時間を短くすることができる。
また、上述した実施形態では、収集機能１５ａが、データを収集する際にリフォーカスパルスのフリップ角を変化させる方法と、生成機能１６ａが、一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成する方法とを両方行う場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、リフォーカスパルスのフリップ角を変化させる方法は行われずに、序盤で収集されたエコー信号を除外して画像を生成する方法のみが行われてもよい。その場合でも、両方を行わない場合と比べて、Ｔ２減衰による位相エンコード方向に沿った信号強度の変化を小さくすることができ、Ｔ２減衰によるアーチファクトをより低減させることができる。
また、Ｔ２減衰による位相エンコード方向に沿った信号強度の変化を小さくするための他の方法として、例えば、各ショットで収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号の振幅を補正して小さくしてもよい。この場合には、例えば、本収集の前に、プリスキャンとして、位相エンコード傾斜磁場を印加しない１ショット分のエコー信号を収集する。そして、プリスキャンで収集された一連のエコー信号の振幅に基づいて、本収集で収集された一連のエコー信号のうちの序盤で収集されたエコー信号の振幅を、序盤以降で収集されたエコー信号の振幅と大きさが揃うように補正する。
また、上述した実施形態では、収集機能１５ａが、ｋ空間の中心領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向と、ｋ空間の中心領域に隣接する領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向とが異なるようにする場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、収集機能１５ａは、ｋ空間の中心領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向と、ｋ空間の中心領域に隣接する領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向とが同じになるようにしてもよい。この場合には、収集方向が異なるようにする場合と比べて、位相エンコード方向でみた信号強度の連続性は低くなるが、上述したようにリフォーカスパルスのフリップ角を変化させたり、エコー信号をダミーとすることによって、Ｔ２減衰によるアーチファクトを低減させる効果は得られる。
また、上述した各実施形態では、本明細書における収集部及び生成部を、それぞれ、処理回路の収集機能及び生成機能によって実現する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、本明細書における収集部及び生成部は、実施形態で述べた収集機能及び生成機能によって実現する他にも、ハードウェアのみ、ソフトウェアのみ、又は、ハードウェアとソフトウェアの混合によって同機能を実現するものであっても構わない。
また、上述した説明で用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは、記憶回路に保存されたプログラムを読み出して実行することで、機能を実現する。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合は、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出して実行することで機能を実現する。また、本実施形態のプロセッサは、単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて一つのプロセッサとして構成され、その機能を実現するようにしてもよい。
ここで、プロセッサによって実行されるプログラムは、ＲＯＭ（Read Only Memory）や記憶回路等に予め組み込まれて提供される。なお、このプログラムは、これらの装置にインストール可能な形式又は実行可能な形式のファイルでＣＤ（Compact Disk）−ＲＯＭ、ＦＤ（Flexible Disk）、ＣＤ−Ｒ（Recordable）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disk）等のコンピュータで読み取り可能な記憶媒体に記録されて提供されてもよい。また、このプログラムは、インターネット等のネットワークに接続されたコンピュータ上に格納され、ネットワーク経由でダウンロードされることにより提供又は配布されてもよい。例えば、このプログラムは、上述した各機能部を含むモジュールで構成される。実際のハードウェアとしては、ＣＰＵが、ＲＯＭ等の記憶媒体からプログラムを読み出して実行することにより、各モジュールが主記憶装置上にロードされて、主記憶装置上に生成される。
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、アーチファクトが少ない画像を取得することができる。
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。これらの実施形態は、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、実施形態同士の組み合わせを行うことができる。これらの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
１５ 処理回路
１５ａ 収集機能
１６ 処理回路
１６ａ 生成機能

Claims (14)

  1. １回の励起パルスの後に複数回のリフォーカスパルスを印加して複数のエコー信号を収集する１ショットの収集を複数回実行してｋ空間にデータを充填するマルチショットＦＳＥ（Fast Spin Echo）法を実行する磁気共鳴イメージング方法であって、
    位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域を含むセグメントを１ショットで収集し、
    前記ｋ空間の中心領域を対象とする１ショットの収集において、前記複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が減少傾向となるようにし、前記複数回のリフォーカスパルスのうち前記第１の時間区間に続く第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が一定あるいは増加傾向となるようにする、
    磁気共鳴イメージング方法。
  2. 位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集するステップをさらに含み、
    前記ｋ空間の中心領域の収集におけるリフォーカスパルスのフリップ角の傾向と、前記ｋ空間の中心領域以外の収集におけるリフォーカスパルスのフリップ角の傾向とを異ならせる、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング方法。
  3. 前記ｋ空間の中心領域以外の収集において、前記第１の時間区間及び前記第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスのフリップ角を変化させない、
    請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング方法。
  4. 収集した前記複数のエコー信号に基づいてＭＲ画像を生成するステップをさらに含み、
    前記第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとして前記ｋ空間に配置せず、前記ＭＲ画像を生成するステップにおいて前記ダミーを含まないｋ空間を再構成して前記ＭＲ画像を生成する、
    請求項１ないし３のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング方法。
  5. 位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集するステップをさらに含み、
    前記ｋ空間の中心領域の収集においては、前記第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとして前記ｋ空間に配置せず、
    前記ｋ空間の中心領域以外の収集においては、収集されるすべてのエコー信号を前記ｋ空間に配置する、
    請求項４に記載の磁気共鳴イメージング方法。
  6. 位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集するステップをさらに含み、
    前記ｋ空間の中心領域の収集においては、前記第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとして前記ｋ空間に配置せず、
    前記ｋ空間の中心領域以外の収集においては、ダミーとして扱うエコー信号の数を前記ｋ空間の中心領域よりも少なく設定する、
    請求項４に記載の磁気共鳴イメージング方法。
  7. 位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集するステップをさらに含み、
    前記ｋ空間の中心領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向と、前記ｋ空間の中心領域に隣接する領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向とが異なるようにする、
    請求項１ないし６のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング方法。
  8. １回の励起パルスの後に複数回のリフォーカスパルスを印加して複数のエコー信号を収集する１ショットの収集を複数回実行してｋ空間にデータを充填するマルチショットＦＳＥ（Fast Spin Echo）法を実行する磁気共鳴イメージング装置であって、
    位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域を含むセグメントを１ショットで収集する収集部を備え、
    前記収集部は、前記ｋ空間の中心領域を対象とする１ショットの収集において、前記複数回のリフォーカスパルスのうち第１の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が減少傾向となるようにし、前記複数回のリフォーカスパルスのうち前記第１の時間区間に続く第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスは、フリップ角が一定あるいは増加傾向となるようにする、
    磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記収集部は、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、前記ｋ空間の中心領域の収集におけるリフォーカスパルスのフリップ角の傾向と、前記ｋ空間の中心領域以外の収集におけるリフォーカスパルスのフリップ角の傾向とを異ならせる、
    請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記収集部は、前記ｋ空間の中心領域以外の収集において、前記第１の時間区間及び前記第２の時間区間に対応するリフォーカスパルスのフリップ角を変化させない、
    請求項８または９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記収集部により収集した前記複数のエコー信号に基づいてＭＲ画像を生成する生成部をさらに備え、
    前記収集部は、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとして前記ｋ空間に配置せず、
    前記生成部は、前記ダミーを含まないｋ空間を再構成して前記ＭＲ画像を生成する、
    請求項８ないし１０のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記収集部は、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、前記ｋ空間の中心領域の収集においては、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとして前記ｋ空間に配置せず、前記ｋ空間の中心領域以外の収集においては、収集されるすべてのエコー信号を前記ｋ空間に配置する、
    請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記収集部は、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、前記ｋ空間の中心領域の収集においては、第１の時間区間に対応するエコー信号をダミーとして前記ｋ空間に配置せず、前記ｋ空間の中心領域以外の収集においては、ダミーとして扱うエコー信号の数を前記ｋ空間の中心領域よりも少なく設定する、
    請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記収集部は、位相エンコード方向に関して複数のセグメントに分けられた前記ｋ空間のうち、ｋ空間の中心領域以外を含むセグメントを１ショットで収集し、前記ｋ空間の中心領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向と、前記ｋ空間の中心領域に隣接する領域の１ショットの収集における位相エンコード方向の収集方向とが異なるようにする、
    請求項８ないし１３のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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