JP2022094087A

JP2022094087A - 磁気共鳴イメージング装置およびその制御方法

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Publication number: JP2022094087A
Application number: JP2020206904A
Authority: JP
Inventors: 公輔伊藤; Kosuke Ito; 厚志倉谷; Atsushi Kuratani
Original assignee: Fujifilm Healthcare Corp
Current assignee: Fujifilm Healthcare Corp
Priority date: 2020-12-14
Filing date: 2020-12-14
Publication date: 2022-06-24
Also published as: CN114624639A; US11885864B2; US20220187403A1

Abstract

【課題】スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合にもＦＩＤ信号に起因するアーチファクトの発生を抑制する。
【解決手段】ＭＲＩ装置の高周波送信部は、高周波磁場パルスとして、核スピンを励起する励起ＲＦパルスと励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスとを用いるスピンエコー系のパルスシーケンスを実行する際に、反転ＲＦパルスの位相を、エコー信号毎に付与される位相エンコード及び位相エンコード数に応じて変更する。具体的には、反転ＲＦパルスの位相を、エコー信号の位相エンコードの二次関数となるように制御する。
【選択図】図４

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）に関し、特にＦＩＤ（自由誘導減衰）信号に起因するアーチファクトが低減された画像を取得する技術に関する。

ＭＲＩ装置の典型的な撮像方法としてスピンエコー系のパルスシーケンスがある。スピンエコー系パルスシーケンスでは、励起用ＲＦパルス（９０度パルス）を印加した後、反転ＲＦパルス（１８０度パルス）を印加してスピンを拡散させ、再度収束したスピンからのＮＭＲ信号をエコー信号として収集する。このようなスピンエコー系パルスシーケンスでは、９０度パルスで励起されたスピンからのエコー信号とは別に１８０度パルスによってもスピンは励起され、その自由誘導減衰によって生じる信号（ＦＩＤ信号）が生成している。スピンエコー信号は、９０度パルス印加後に印加される位相エンコード傾斜磁場によりエンコードされているが、ＦＩＤ信号はエンコードされていない信号であるため、ゼロエンコードの信号としてスピンエコーに重畳して収集される。このためスピンエコー系シーケンスで得たｋ空間データを再構成した画像には、画像の中心に周波数エンコード方向と平行なジッパー状アーチファクト（ＦＩＤ信号に起因するアーチファクト：以下、ＦＩＤアーチファクトという）が現われる。

スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像では、通常、このＦＩＤアーチファクトを除去するために、１８０度パルスの位相をシーケンスの繰り返し毎に反転させて印加する。これによりＦＩＤアーチファクトを画像の両側に移動させることができる（例えば非特許文献１）。

ＭｉｃｈａｅｌＮ．Ｈｏｆｆ他「ＡｒｔｉｆａｃｔｓｉｎＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ」、Ｃａｐｔｅｒ９，ｐｐ１６５－１９０，ＩｍａｇｅＰｒｉｎｃｉｐｌｅｓ，Ｎｅｃｋ，ａｎｄｔｈｅＢｒａｉｎ，ＲｅｓｅａｒｃｈＧａｔｅ（２０１６）

スピンエコー系パルスシーケンスは、静磁場不均一の影響を受けにくく、Ｔ１強調画像やＴ２強調画像を取得するのに優れた撮像方法であるが、スピンエコー系パルスシーケンスにパラレルイメージングに適用すると従来のＦＩＤアーチファクト回避技術が機能しないという問題がある。これは、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合、折り返しを展開する前の画像で、画像の両側にＦＩＤアーチファクトをずらしたとしても、これを展開した後の画像では、画像の端部ではなく、被検体画像と重複する位置にＦＩＤアーチファクトが現われるためである。しかも倍速数を高くするほどＦＩＤアーチファクトが多くなるため、倍速数を高くして計測時間の短縮化を図ることが困難であった。

本発明は、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合にもアーチファクトが除去された画像を取得することが可能なＭＲＩ装置を提供することを課題とする。

上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、反転ＲＦパルスの位相を、エコー信号の位相エンコードの二次関数となるように制御する。これによりＦＩＤ信号の絶対値は実質的に一定の値（例えばゼロ）となり、画像上にジッパー状のアーチファクトは出願しない。

即ち本発明のＭＲＩ装置は、静磁場を発生する静磁場発生磁石と、静磁場空間に置かれた被検体に高周波磁場パルスを照射する高周波送信部と、被検体から発生するエコー信号を受信する受信部と、エコー信号をエンコードする傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記高周波送信部、前記受信部及び前記傾斜磁場発生部を所定のパルスシーケンスに従って制御する制御部と、エコー信号を用いて画像再構成する演算部と、を備える。高周波送信部は、高周波磁場パルスとして、核スピンを励起する励起ＲＦパルスと励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスとを用いるスピンエコー系のパルスシーケンスを実行する際に、反転ＲＦパルスの位相を、エコー信号毎に付与される位相エンコード及び位相エンコード数に応じて変更する。

ここで位相エンコード数は、パラレルイメージングによりｋ空間の位相エンコード方向を間引き計測（アンダンーサンプリング）する場合には、本来の画像の位相エンコード数を間引き率で除した値とする。但し、本発明においてパラレルイメージングを行うことは必須ではなく、パラレルイメージングを行わない場合にも本発明を適用することができる。

本発明によれば、反転ＲＦパルスの位相を０－πに切り替えて制御するのではなく、位相エンコードの関数として制御することにより、実質的にＦＩＤ信号によるジッパーアーチファクトをゼロないし均一な信号値にすることができ、ジッパーアーチファクトのない画像を得ることができる。この手法は、ＦＩＤアーチファクトを単に画像の端部に移動する従来手法とは異なり、ＦＩＤアーチファクト自体を実質的に消失させるという新規な手法であり、特にパラレルイメージングに適用することで従来法では解決できない課題を解決することができる。

ＭＲＩ装置の全体概要を示すブロック図。典型的なスピンエコー系シーケンスを示す図。実施形態１で計測するｋ空間データを示す図。実施形態１の照射位相の一例を示す図。図４の照射位相とした場合のＦＩＤ信号の画像の信号強度を表す図。実施形態１の撮像の流れを示す図。実施形態の効果を説明する図で、（Ａ）は従来法による画像、（Ｂ）は実施形態の手法によって得た画像を示す。実施形態２で計測するｋ空間データを示す図。実施形態２の画像再構成ステップを示す図。実施形態３の照射位相の一例を示す図。図１０の照射位相とした場合のＦＩＤ信号の画像の信号強度を表す図。実施形態３の撮像の流れを示す図。

以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を、図面を参照して説明する。

ＭＲＩ装置１００は、主な構成として、静磁場発生磁石、高周波送信部、受信部及び傾斜磁場発生部を含む撮像部と、撮像部を所定のパルスシーケンスに従って制御する制御部３０と、撮像部が収集したエコー信号を用いて画像再構成する演算部２０とを備える。撮像部は、図１に示すように、静磁場発生部１１と、傾斜磁場発生部１２と、送信部１３と、受信部１４と、信号処理部１５と、シーケンサ１６とを備えている。

静磁場発生部１１は、永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生磁石（不図示）からなる。静磁場発生磁石が発生する静磁場の方向により垂直磁場方式と水平磁場方式など異なる方式があり、垂直磁場方式では、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式では、体軸方向に均一な静磁場を発生させる。

傾斜磁場発生部１２は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１２１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１２２とから成り、シ－ケンサ１６からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１２２を駆動することにより、静磁場に対し、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。

送信部１３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に高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射するもので、高周波発振器１３１、変調器１３２、高周波増幅器１３３及び送信側の高周波コイル（送信コイル）１３４を備えている。高周波発振器１３１から出力されたＲＦパルスをシーケンサ１６からの指令によるタイミングで変調器１３２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１３３で増幅した後に被検体１に近接して配置された送信コイル１３４に供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。

ＲＦパルスの強度と位相は、変調器１３２により制御され、強度の異なる９０度パルスや１８０度パルスを出力することができ、またそれら位相を制御することができる。本実施形態においては、後述するスピンエコー系のパルスシーケンスが実行され、その際、印加される励起用パルス（９０度パルス）と反転パルス（１８０度）の位相が制御される。制御の詳細は後述する。

受信部１４は、被検体１の生体組織を構成する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（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４１、信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４を備えている。送信コイル１３４から照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された受信コイル１４１で検出され、信号増幅器１４２で増幅された後、シーケンサ１６からの指令によるタイミングで直交位相検波器１４３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１４４でディジタル量に変換されて、信号処理部１５に送られる。受信コイル１４１として、複数のサブコイルを組み合わせたコイルを用いる場合は、サブコイルのそれぞれが信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４に接続されており、信号処理部１５は、サブコイル毎に信号を収集する。

信号処理部１５は、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置１５１、ディスプレイ１５２、トラックボール、マウス、キーボード等の入力デバイスからなる操作部１５３を備えている。信号処理部１５は信号処理、画像再構成等の処理及びを実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ１５２に表示すると共に、外部記憶装置１５１の磁気ディスク等に記録する。操作部１５３はディスプレイ１５２に近接して配置され、操作者がディスプレイ１５２を見ながら操作部１５３を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

図１に示す例では、ＭＲＩ装置は、さらに、ＣＰＵ及びメモリを備えた計算機５０を備え、計算機５０が、上述の信号処理部１５の機能の一部と、演算部２０及び制御部３０の機能を実現する。なお演算部２０の機能の一部又は全部は信号処理部１５に含まれ、記憶装置に格納された所定のプログラムをＣＰＵが読み込むことで実行される。計算機５０が行う機能の一部はＡＳＩＣやＦＰＧＡなどのハードウェアで実現することも可能である。

シーケンサ１６は、上述したＲＦパルスと傾斜磁場パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、制御部３０の制御のもとで動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部１３、傾斜磁場発生部１２、および受信部１４に送る。

パルスシーケンスは、撮像方法によって種々のパルスシーケンスがあり、予め記憶装置内に格納されており、ユーザが操作部１５３を介して所望のパルスシーケンスを選択するとともにエコー時間（ＴＥ）や繰り返し時間（ＴＲ）、撮像視野（ＦＯＶ）、パラレルイメージングの際の倍速率などの撮像パラメータを設定することにより撮像シーケンスが確定する。本実施形態ではシーケンサ１６は、スピンエコー系のパルスシーケンスを実行する。

図２に典型的なスピンエコー系パルスシーケンス２００の例を示す。このパルスシーケンスでは、図示するように、被検体１の所定の断面を選択するためのスライス傾斜磁場２２１とともに９０度パルス２１１を印加し所定断面内のスピンを励起する。ついで位相エンコード傾斜磁場２３１を印加し、エコー時間の１／２（ＴＥ／２）で１８０度パルス２１２をスライス傾斜磁場２２２とともに印加する。これによりエコー時間においてピークとなるエコー信号（ＮＭＲ信号）２５１が発生する。このエコー信号を、周波数エンコード傾斜磁場２４１を印加しながら所定のサンプリング時間収集する。所定の繰り返し時間ＴＲ経過後、上述したスピンの励起からエコー信号の収集までを、位相エンコード傾斜磁場２３１の強度を変化させながら繰り返し、設定された位相エンコード数のエコー信号を収集する。図中、点線で示す信号２６１は１８０度パルス２１２により発生するＦＩＤ信号である。

なお図２は位相エンコード傾斜磁場２３１を一軸方向（Ｇｐ）に印加する２次元撮像シーケンスを示したが、二軸方向に印加する３次元撮像シーケンスでもよい。また図２では、１回の励起後に１つのエコー信号２５１を発生させて収集する場合を示したが、複数の１８０度パルスを用いて複数のエコー信号を発生させるマルチエコーシーケンスでもよい。

本実施形態のＭＲＩ装置は、上述したスピンエコー系パルスシーケンスを実行する際に１８０度パルスの位相を制御することが特徴である。以下、ｋ空間データの収集手法に応じた制御の実施形態を説明する。

＜実施形態１＞
本実施形態では、図２に示すシーケンスの繰り返しにおいて、位相エンコードステップを設定された倍速率に従って間引きして変化させて、パラレルイメージングを実行する。パラレルイメージングは、図３に示すように、ｋ空間データを位相方向に所定の倍速率に従って間引きし、計測されたなかった位相エンコードのデータを演算によって、推論し、折り返しのない画像を取得する撮像方法である。折り返しのない画像を再構成するパラレルイメージングの再構成方法は、いくつかの方法（ＳＥＮＳＥ法、ＧＲＡＰＰＡ法、ＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ法など）が確立されているが、これらの方法では、位相エンコードされていないＦＩＤ信号のみを本来の画像信号から分離することはできない。このためＦＩＤ信号に起因するアーチファクトが発生するが、従来の反転パルスの位相制御（０－π制御）では、パラレルイメージング画像におけるアーチファクトの出現位置を制御することができない。

本実施形態のＭＲＩ装置は、反転ＲＦパルスの照射位相を位相エンコードの二次関数とするとともに、実質的位相エンコード数を係数として、０～３６０度の範囲で変えながら印加することによって、ＦＩＤアーチファクトを消失させる。

具体的には、反転ＲＦパルスの照射位相θを、計測するエコー信号毎に、式（１）により制御する。

式中、ｋはエコー信号に与えられる位相エンコード、Ｎは本来の画像のエンコード数を＃ｐｈとし、間引き率をＲとしたとき、Ｎ＝＃ｐｈ／Ｒで表される実質的位相エンコード数である。また係数（２ｌ（エル）＋１）（ｌは０以上の整数）は、右辺の分子がπの奇数倍であれば良いため、一般性を持たせるための数である（式中の符号の定義は以下同様である）。

図４に、式（１）の位相を示す。図中、横軸は位相エンコード、縦軸は１８０度パルスの照射位相である。従来法では、隣接する位相エンコード間で位相θは、０かπのいずれかであるが、本実施形態の位相制御では、位相は位相エンコードの二次関数となっており、係数（２ｌ＋１）によって折り返されているが、折り返さずに連続したときには連続した二次関数のグラフとなる。

次に上述した位相の制御によって、ＦＩＤアーチファクトが消失することを説明する。
式（1）で表す位相でＲＦ照射した場合のＦＩＤ信号は式（２）で表される。

ＦＩＤ信号は、画像空間では式（２）をフーリエ変換したものになり、式（３）で表すことができる。

この時、ＦＩＤ信号の画像の絶対値は、式（４）となる。

式（４）を画素位置に対しプロットしたものを図５に示す。図５において、横軸が位相エンコード方向の位置（ｙ）、縦軸が信号強度である。図５からわかるように、位相エンコード方向の位置によらず、信号強度の絶対値は一定となり、ＦＩＤ信号は均一に分散されている。そのためＦＩＤ信号がアーチファクトとして画像上の特定の位置に現れることがない。

本実施形態のＭＲＩ装置の撮像の流れを図６に示す。図示するように、最初にユーザ指定或いは検査プロトコル等によって、倍速率を含む撮像条件が設定される（Ｓ６１）。制御部３０は設定された倍速率及び計測マドリクスサイズ（位相エンコード数）を用いて、式（１）により１８０度パルスの照射位相を決定し、送信部１３に設定する（Ｓ６２）。シーケンサ１６は、設定された撮像条件を用いてスピンエコー系パルスシーケンスを算出し、。撮像を開始する。撮像中、送信部１３は設定された照射位相で１８０度パルスを制御する（Ｓ６３）。

このように反転ＲＦパルスの照射位相の制御を行って撮像した後、演算部２０が収集したエコー信号を用いてパラレルイメージングの演算法に従い、画像再構成する（Ｓ６４）。画像再構成の手法は通常のＭＲＩ装置と同様であり、これによりＦＩＤ信号がアーチファクトとして現れない画質の良好な画像を得ることができる。

本実施形態によれば、スピンエコー系シーケンスを用いた撮像において、ＦＩＤ信号に起因するアーチファクトを実質的に消失することができる。これによりパラレルイメージングの倍速率を高く設定することができ、撮像の高速化を図ることができる。

本実施形態のＭＲＩ装置により取得した画像と、従来の反転ＲＦパルスの位相制御によって取得した画像とを比較した結果を図７に示す。図中（Ａ）は、従来法の制御、（Ｂ）は本実施形態による制御で、いずれも倍速率Ｒを２として撮像した例である。従来法では矢印で示す位置にＦＩＤ信号がアーチファクトとして結像しているが、本実施形態で撮像した画像にはＦＩＤ信号のアーチファクトを確認できなくなっている。

以上、パラレルイメージングを行う場合の実施形態を説明したが、本実施形態は、ｋ空間を間引かずに計測する場合（式（１）のＲが１の場合）にも適用することができ、同様にＦＩＤ信号のアーチファクトを見えなくする効果がある。

＜実施形態２＞
本実施形態では、ｋ空間の一部を未計測とする撮像方法（非対称計測法）を用いた場合に、反転ＲＦパルスの位相制御を行う。パルスシーケンスがスピンエンコー系パルスシーケンスであることは実施形態１と同じであるが、本実施形態では、図８に示すように、ｋ空間データ８００の位相エンコード方向の高周波領域の一部８２０を未計測とし、高速化を図る。計測領域８１０については、必須ではないが、所定の間引き率で間引いてもよい。

本実施形態においても、動作の流れは図６と同様であり、反転ＲＦパルスの照射位相を制御して撮像を行う。位相制御は式（１）を用いるが、式（１）におけるＮは未計測領域８１０も含む画像の位相エンコード数＃ｐｈである。パラレルイメージングを行う場合には、実施形態と同様に、Ｎ＝＃ｐｈ／Ｒとなる。

演算部２０は、反転ＲＦパルスの位相を上述のように制御して収集したエコー信号を用いて画像再構成を行うが、それに先立って、未計測領域のＦＩＤ信号の疑似的に作成する処理を行う。すなわち、非対称計測法では、未計測の領域８２０については、例えばゼロフィルを行い、画像再構成するが、その場合、計測されていたならば生じるはずのＦＩＤ信号が反映されないため、計測領域８１０と未計測領域８２０とでＦＩＤ信号の影響が異なることになる。

そこで演算部２０は、まず、ｋ空間のｋｙ方向の軸（位相エンコード０）について未計測領域８２０と対称となる領域８１０Ａのデータを用いて、この領域のＦＩＤ信号を推定する。本実施形態における画像再構成ステップ（図６：Ｓ６４）の詳細を図９に示す。本実施形態では、図９に示すように、具体的には領域８１０Ａの複素信号から絶対値を算出するとともに（Ｓ６４１）、式（１）で領域８２０に相当する位相エンコードの位相を算出する（Ｓ６４２）。算出した領域８２０の絶対値と位相とを用いて領域８２０のＦＩＤ信号の複素信号を疑似的に作成する。パラレルイメージングの場合には、領域８１０と同じ間引き率で領域８２０の信号が作成される。これによりｋ空間全体が均等に満たされたｋ空間データを得る（Ｓ６４３）。

演算部２０は、このｋ空間データを用いて通常の画像再構成、或いはパラレルイメージング演算を含む画像再構成を行う（Ｓ６４４）。こうして得られる画像では、エコー信号はそのまま再構成され、位相エンコードが付与されていないＦＩＤ信号成分は、図５に示すように位相エンコード方向全体で均一となるため、画像の上にはアーチファクトとして現れることはない。

本実施形態においても、実施形態１と同様に、パラレルイメージングを適用した場合には、その倍速率を高めることができ、非対称計測と相まってさらなる高速化を実現できる。

＜実施形態３＞
実施形態１及び実施形態２は、位相エンコード方向の全体にわたってＦＩＤ信号を均一にする照射位相制御を行ったが、本実施形態では、ＦＩＤアーチファクトを画像の所定の領域のみに限定させる照射位相制御を行う。

式（１）～式（４）を用いて説明したように、ＦＩＤ信号を均一にするために、実施形態１では、πを基準として、それにｋ^２／Ｎを乗じて、照射位相θを算出したが、本実施形態では基準となる位相としてφ（≠π）を用いる。すなわち、次式（５）により照射位相を算出する。

式中、φはφ＞πまたはφ＜πである。φ＝64π／18の場合の式（５）の位相を図１０に示す。図４との比較からわかるように、基準となる位相としてπを用いた場合には、位相エンコード方向の中心について対称的な位相変化となるのに対し、φがπではない場合には、位相の変化の仕方がｋ空間について非対称となる。

このような位相のＦＩＤ信号の画像空間での絶対値は、図１１で示すように、（Ａ）の矢印の領域では大きくなるが、（Ｂ）の矢印の領域ではほぼゼロとなる。従って、画像のうち診断に必要な領域（関心領域）を、ＦＩＤ信号の画像の信号強度がゼロとなる領域となるようにすることで、関心領域についてアーチファクトのない良好な画像を得ることができる。

本実施形態の動作の一例を図１２に示す。図１２において、図６と同じステップは同じ符号で示し、重複する説明は省略する。

制御部３０は、撮像条件として倍速率や撮像パラメータに加えて、所望の関心領域の設定を受け付ける（Ｓ６１１）。次いで、その領域のＦＩＤアーチファクトを出させないφを決定し（Ｓ６１２）、式（５）により１８０度パルスの照射位相を決定する（Ｓ６２）。ＦＩＤ信号の画像空間での信号強度をゼロにする領域（ＦＩＤゼロ領域）については、φのπからのずれ量によって予測可能であるので、予測された領域に関心領域が含まれるようなφを決定する。或いは、複数のφについて、予め図１０に示すようなＦＩＤゼロ領域を求めて、φとともに登録しておいてもよく、予め登録されたφの中から、関心領域として設定された領域を含む領域を絶対値ゼロ領域とするφを選択してもよい。

なお、設定された関心領域を含むＦＩＤゼロ領域がない場合には、式（５）ではなく式（１）を用いてもよい。

その後、撮像を行い、通常の画像再構成或いはパラレルイメージング演算を含む画像再構成を行うことは実施形態１と同様である（Ｓ６３，Ｓ６４）。

本実施形態によれば、関心領域についてＦＩＤ信号を実質的にゼロにすることができる。なお本実施形態は、上述した実施形態２と組み合わせて実施することも可能である。

１１：静磁場発生部、１２：傾斜磁場発生部、１３：送信部（高周波送信部）、１４：受信部、１５：信号処理部、１６：シーケンサ、２０：演算部、３０：制御部、５０：計算機

Claims

静磁場を発生する静磁場発生磁石と、静磁場空間に置かれた被検体にＲＦパルスを照射する高周波送信部と、前記被検体から発生するエコー信号を受信する受信部と、前記エコー信号をエンコードする傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記高周波送信部、前記受信部及び前記傾斜磁場発生部を所定のパルスシーケンスに従って制御する制御部と、前記エコー信号を用いて画像再構成する演算部と、を備え、
前記高周波送信部は、前記パルスシーケンスとして、核スピンを励起する励起ＲＦパルスの照射及び励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスの照射を含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、前記反転ＲＦパルスの位相を、エコー信号毎に付与される位相エンコード及び位相エンコード数に応じて変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記反転ＲＦパルスの位相は、位相エンコードの二次関数で表されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記反転ＲＦパルスの位相θは、位相エンコードをｋ、位相エンコード数又は位相エンコード数を間引き率で除した実質位相エンコード数をＮとするとき、次式（１）で表されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、ｋ空間データを位相エンコード方向に所定の間引き率Ｒでアンダーサンプリングする制御を行うものであり、
前記高周波送信部は、前記式（１）で表されるＮとして、前記実質位相エンコード数を用い、前記反転ＲＦパルスの位相を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、ｋ空間データの位相エンコード方向の高周波領域の一部を未計測とする制御を行うものであり、
前記演算部は、前記未計測の高周波領域について、計測された他の高周波領域の信号の絶対値と前記未計測の高周波領域について算出された前記ＲＦ送信パルスの位相とを用いて、前記未計測の高周波領域のデータを作成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、計測対象であるｋ空間データを位相エンコード方向に所定の間引き率Ｒでアンダーサンプリングする制御を行うものであり、
前記高周波磁場送信部は、前記式（１）で表されるＮとして、前記実質位相エンコード数を用い、前記反転ＲＦパルスの位相を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記反転ＲＦパルスの位相θは、位相エンコードをｋ、位相エンコード数又は位相エンコード数を間引き率で除した実質位相エンコード数をＮとするとき、次式（５）で表されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

（式中、φ≠ｎπ：ｎは１以上の整数）
請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、計測対象であるｋ空間データを位相エンコード方向に所定の間引き率Ｒでアンダーサンプリングする制御を行うものであり、
前記高周波送信部は、前記式（１）で表されるＮとして、画像の位相エンコード数を倍速数Ｒで除した実質位相エンコード数を用い、前記反転ＲＦパルスの位相を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
関心領域の指定を受け付ける受付部をさらに備え、
前記高周波送信部は、前記受付部が受け付けた関心領域において、ＦＩＤ信号が生成する画素値を実質ゼロ或いは一定とする、前記反転パルスの位相θを算出し、算出した位相となるように前記反転ＲＦパルスの位相を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
核スピンを励起する励起ＲＦパルスの照射及び励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスの照射を含むスピンエコー系のパルスシーケンスを実行し、
その際、反転ＲＦパルスの照射位相をエコー信号毎に付与される位相エンコード及び位相エンコード数に応じて変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置の制御方法であって、
前記パルスシーケンスを、所定の倍速率で実行し、
位相エンコードをｋ、位相エンコード数を倍速率で除した実質位相エンコード数をＮとするとき、前記反転ＲＦパルスの照射位相を次式（１）で表される位相θとすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。