JP5236356B2 - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

本発明は、比吸収率（SAR)を低減することのできる核磁気共鳴イメージング技術に関する。
磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging）装置は、主にプロトンの核磁気共鳴現象を利用した医用画像診断装置である。静磁場に置かれた被検体に高周波磁場を印加して核磁化を励起し磁気共鳴信号を計測する。このとき、傾斜磁場の印加により位置情報を与え画像化する。MRI装置は、撮影部位に制限が無く、非侵襲に任意の断面の撮像が可能である。
一般的には、被検体の断層像を得ようとする平面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその平面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を得る。磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場を印加する。計測されたエコーは、横軸をkx、縦軸をkyとするk空間に配置される。一つのエコーは、kx軸に平行な一本のラインを占める。このk空間に対して逆フーリエ変換することによって画像再構成が行われる。
エコーを発生させるためのパルスと各傾斜磁場は、あらかじめ設定されたパルスシーケンスに基づいて印加されるようになっている。このパルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、グラディエントエコー(GrE)タイプの高速撮影法は、そのパルスシーケンスを繰り返して作動させ、繰り返しごとに位相エンコード傾斜磁場を順次変化させることにより、1枚の断層像を得るために必要な数のエコーを順次計測していく方法である。
こうしたGrE系のパルスシーケンスの一つに、位相補償型のパルスシーケンスがある。このパルスシーケンスでは、GrEに対して各軸の傾斜磁場の時間積分値をゼロにするための傾斜磁場パルスが追加される。高周波磁場(RF)パルスのフリップ角は他のGrE系のパルスシーケンスよりも一般に大きく、その位相は交互に反転される。また、繰り返し時間TRは、より短く5 ms前後である。
こうしたGrE系の撮影法では、画像再構成に必要なエコーを計測するためのパルスシーケンス実行（撮影モード）の前に、磁化を定常状態にするために磁化を繰り返し励起する。これを非撮影モードという。非撮影モードにおいては、エコーを計測せずに撮影モードと同じパルスシーケンスを、与えられた回数だけ実行する。ただし、非撮影モードにおけるRFパルスのフリップ角は、少ない実行回数で磁化を定常状態へ移行させるために、小さい角度から徐々に撮影モードの角度に近づける方法がとられる場合が多い。
また、これらの高速撮影法では、フリップ角が画像コントラストに大きく影響する。そのため、撮影モードにおけるフリップ角の強度は一般に10度から90度の範囲から特定の画像コントラストが得られる角度が選択され、通常、撮影モードにおいてフリップ角を変化させることはない。
このようなGrE系の高速撮影法は、臨床において、心臓の診断や胸腹部の血管診断などに多用される。心臓を撮影する場合には、心周期が約1秒と短いため、心電図同期を用いて撮影の時間分解能を高める方法が広く用いられている。すなわち、心電図のR波のトリガに同期して位相エンコードを変化させ、1画像の再構成に必要なエコーを複数の心拍にまたがって計測する方法である。撮影中に呼吸による体動が生じると、再構成画像にゴーストが発生するため、撮影は息止め中に行われるのが一般的である。心臓の撮影では、心周期中の動きの情報も重要であるため動画像（シネ画像）の撮影が頻繁に行われる。
胸腹部など、呼吸の体動の影響を受ける部位の撮影では一般的に息止めによる撮影が行われる。息止め中にすべての撮像を行うことができない場合、再構成に必要な数のエコー計測を複数回に分け、息止めと計測を繰り返すような撮像が行われる。ただし、このような息止めを繰り返す撮影は患者への負担が大きいため、自由呼吸下において呼吸の状態をモニタしながら撮像を行う呼吸同期法がある。呼吸をモニタする方法としては、直接呼吸の状態を計測する外部装置を用いる方法や撮影に呼吸の状態を計測する撮影を組み込む方法などがある（例えば、特許文献１）。
一方、MRIでは、磁場強度と比例して磁気共鳴周波数が高くなる。これに伴い比吸収率SAR(Specific Absorption Rate)と呼ばれる人体へのRF電力吸収が増大するという問題が生じており、それに対する対策が課題になっている。SARは単位時間当たりのRF照射パワーであり、フリップ角の2乗の時間積分値に比例する。全身のSARに対する上限の基準値は4 W/kgと定められている。GrE系のパルスシーケンスは、短時間にRFの照射を繰り返すためSARは大きい。特に、位相補償型GrEパルスシーケンスはTRが短くフリップ角が大きいため、磁場強度が3テスラ程度以上の高磁場装置においては、人体に対して適用することは安全面から困難となっている。例えば、3テスラの装置について、フリップ角60度、TR 3 msで位相補償型GrEパルスシーケンスを実行する場合のSARを試算すると4.7 W/kgとなる。これでは基準値を超えているため、撮影を実施することができない。
SARを低減するためには、繰り返し時間TRを長くするかフリップ角を小さくする必要がある。しかし、TRの延長は撮影時間の延長につながるために好ましくない。一方、フリップ角を小さくすると、コントラストおよびSN比が低下する。
この問題に対して、比吸収率SARを考慮して、SN比が低下しないように撮影モードにおけるRF励起パルスのフリップ角を位相エンコード量に依存して変化させる方法が提案されている（特許文献２）。この方法は、一般にMRIのSN比は位相エンコード量が小さいエコーのSN比で決定されるという事実に基づいて、フリップ角を変化させてもSN比が低下しないようにするために、位相エンコード量の絶対値が最小の場合にフリップ角を最大とし、位相エンコード量の絶対値が最大の場合にフリップ角を最小とするように変化させている。
特開２００４−２０９０８４ 特表２００５−５２４４５３
画像コントラストは位相エンコード量が小さいエコーを計測する場合に照射されるRF励起パルスのフリップ角のみでなく、位相エンコード量が小さいエコーを計測するまでに照射されるRF励起パルスのフリップ角の履歴に依存する。
このため、上記特許文献２の技術では、従来のフリップ角一定で撮影した場合と比較したとき、SN比は維持できても画像コントラストが低下するという問題が生じる。
また、特許文献２の技術では、心電同期や呼吸同期などによって画像再構成に必要なエコーを分割して計測する撮影や、磁化を定常状態にするための非撮影モードに関して全く考慮されていない。同期撮像の場合は非撮影モードの回数が増加するため、特許文献２のような撮影モードのみのフリップ角制御ではSARを十分に低減することができない。また、シネ撮影のように特定の周期中で複数の時相の画像を取得するような場合、特許文献２のようなフリップ角変調を行うことで、時相ごとのコントラストが変化するという問題が生じる。
本発明は、上記の問題を鑑みたもので、SN比や画像コントラストを維持したままSARを低減する方法を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明によれば以下のような核磁気共鳴イメージング装置が提供される。すなわち、静磁場を被検体に印加する静磁場印加部と、傾斜磁場を被検体に印加する傾斜磁場印加部と、高周波磁場パルスを被検体に照射する高周波磁場パルス照射部と、被検体から核磁気共鳴信号を検出する検出部と、高周波磁場パルス照射部、傾斜磁場印加部および検出部を制御し、所定の撮像パルスシーケンスを実行させる制御部とを有する。制御部は、撮像パルスシーケンスとして、複数の高周波磁場の照射と複数種類の位相エンコード量の付与のための複数の傾斜磁場の印加を伴う１以上のシーケンスグループを実行させ、１以上のシーケンスグループごとに高周波磁場パルスのフリップ角を設定する。シーケンスグループごとにフリップ角を設定することにより、SN比や画像コントラストの低下を防止しながらSARの低減が可能である。
例えばシーケンスグループは、前記高周波磁場パルスを照射し、核磁気共鳴信号の検出を伴わない非撮影モードと、前記高周波磁場パルスを照射し、核磁気共鳴信号の検出を行う撮影モードを含む構成とする。
シーケンスグループは２以上ある場合、制御部は、２以上のシーケンスグループのうち、絶対値が最小の位相エンコード量を実行するシーケンスグループにはフリップ角として最大値を設定し、他のシーケンスグループにはフリップ角として最大値より小さい値を設定する構成であることが好ましい。これにより、絶対値の最小の位相エンコードで得られる核磁気共鳴信号として大きな信号を得ることができ、画質を向上させることができる。
また、例えば制御部は、シーケンスグループごとに、複数の高周波磁場パルスのフリップ角として実質的に一定値を設定することが可能である。
制御部は、例えば、位相エンコード量の絶対値が最小のシーケンスグループに含まれる複数の高周波磁場パルスのうち、絶対値が最小の位相エンコードを行う繰り返し時間内の高周波磁場パルスと、その直前の少なくとも一つ以上の高周波磁場パルスの前記フリップ角を最大とし、他の高周波磁場パルスには最大値より小さい値のフリップ角を設定することが可能である。これにより、さらにSARを低減できる。
シーケンスグループは、複数の時相の計測を含む構成にすることが可能である。
制御部は、例えば、撮像パルスシーケンス全体の比吸収率を演算により求め、求めた比吸収率をあらかじめ定めた安全基準値以下になるように他のシーケンスグループに設定するフリップ角の値を定める構成とする。
また例えば、制御部は、他のシーケンスグループに設定するフリップ角の値は、計測した核磁気共鳴信号を位相エンコードの大きさに応じて配列した際に、核磁気共鳴信号を検出時の照射した高周波磁場パルスのフリップ角が連続的に変化するように設定することが可能である。
例えば、制御部は、フリップ角を最大値より小さい値に設定する他のシーケンスグループ内で同じ大きさの位相エンコードが印加される核磁気共鳴信号を励起する高周波磁場パルスには、同じ大きさのフリップ角を設定する構成とする。
制御部は、最大値のフリップ角が設定されたシーケンスグループと、最大値より小さい値が設定されたシーケンスグループとを時系列に交互に実行するも可能である。
制御部は、絶対値が最小でない位相エンコード量のみを実行するシーケンスグループには、フリップ角を高周波磁場パルスごとに変調させて設定することも可能である。
制御部は、時系列に実行する２以上のシーケンスグループのフリップ角を、シーケンスグループ単位で連続的に変化させる構成とすることも可能である。
制御部が設定する実質的に一定のフリップ角とは、例えば誤差10%以内のフリップ角とすることができる。
制御部は例えば、位相エンコード量の絶対値が最小のものを含むシーケンスグループにおける位相エンコードが、負の最小値から正の最大値へと時系列に変化する場合には、負の最小値から絶対値が最小値までは、対応するフリップ角に最大値を設定し、絶対値が最小値から正の最大値までは、対応するフリップ角を徐々に減少させる構成とする。
制御部は、位相エンコード量の絶対値が最小のものを含むシーケンスグループにおける位相エンコードが、絶対値が最小値から絶対値が最大値へと時系列に変化する場合には、絶対値が最小の位相エンコードに対応するフリップ角に最大値を設定し、それ以降のフリップ角を徐々に減少させる構成とすることも可能である。
制御部は、位相エンコード量の絶対値が最小のものを含むシーケンスグループにおける位相エンコードが、絶対値が最大値から絶対値が最小値へと時系列に変化する場合には、絶対値が最大の位相エンコードから時系列にフリップ角に徐々に増加させ、絶対値が最小の位相エンコードとそれ以前の所定数の位相エンコードに対応するフリップ角に最大値を設定することも可能である。
核磁気共鳴信号から画像を再構成する画像再構成部は、フリップ角が最大値より小さい高周波磁場パルスにて検出した核磁気共鳴信号の強度を、照射するフリップ角に応じて補正することが可能である。また、画像再構成部は、例えば、フリップ角が最大値より小さい高周波磁場パルスにて検出した核磁気共鳴信号の強度を、フリップ角が最大値の前記高周波磁場パルスにて検出した前記核磁気共鳴信号の強度に合わせて補正することを可能である。
シーケンスグループは、被検体の体動の周期に応じて２以上に分けることも可能である。
本発明によると、同期の有無に関わらず、フリップ角を一定とした場合と同等のコントラストとSN比を維持したままSARが低減可能となる。
以下、本発明の一実施形態について、図面を参照して記述する。
（第1の実施形態）
まず、第1の実施形態の核磁気共鳴イメージング装置について説明する。図１は、本発明が適用される核磁気共鳴イメージング装置の典型的な構成を示すものである。このMRI装置は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、被検体（生体）１０３に高周波磁場パルス（以下、RFパルス）を照射するRFコイル１０７と、被検体１０３から発生する核磁気共鳴信号（エコー）を検出するRFプローブ１０８を備えている。被検体（例えば、生体）１０３は、マグネット１０１の発生する静磁場空間内の寝台（テーブル）１１５に設置される。
傾斜磁場コイル１０２は、傾斜磁場電源１０５に接続されている。RFコイル１０７は、高周波磁場発生器１０６に接続されている。RFプローブ１０８は、受信器１０９に接続されている。シーケンサ１０４は傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。これによりRFパルスがRFコイル１０７を通じて被検体１０３に印加されるとともに、スライス選択や位相エンコードなどの位置情報をエコー信号に与えるための傾斜磁場パルスが傾斜磁場コイル１０２によって印加される。被検体１０３から発生した信号はRFプローブ１０８によって受波され、受信器１０９で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は信号処理部１１０に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１１に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１２に検波された信号や測定条件、結果を記憶させることもできる。
また、傾斜磁場コイル１０２とRFコイル１０７との間には、静磁場均一度を調節するためのシムコイル１１３が配置されている。シムコイル１１３は、所定の静磁場均一度を達成するために必要に応じて使われる。シムコイル１１３は複数のチャネルからなり、シム電源１１４により電流が供給される。静磁場均一度調整時には各シムコイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４は、シム電源１１４に命令を送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をコイル１１３により発生させる。
シーケンサ１０４は、各装置の動作を制御する手段であり、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。上記プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。本実施の形態のMRIでは、GrE系のパルスシーケンスが搭載され、画像再構成に必要なエコーを計測する撮影モードと、撮影モードに先立って核磁化を定常状態にするための非撮影モードが実行される。非撮影モードでは、磁化を定常状態にするために磁化を繰り返し励起する。それぞれのモードにおけるフリップ角の制御の具体的な実施の形態については後述する。
GrE系のパルスシーケンスとして種々のものが公知であるが、撮影の目的とする部位や組織に合わせて、任意のものを採用することができる。その具体例として、図２(a)に、位相補償型SSFP (Steady State Free Precession)のパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスの動作は以下の通りである。ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトンの共鳴周波数ｆ０の磁化励起用高周波磁場（ＲＦパルス）２０２を印加し、被検体１０３内のあるスライスのプロトンに核磁気共鳴現象を誘起する。次いで磁化の位相に位相エンコード方向（ｙ）の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス２０３、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場パルス２０４を印加した後、リードアウト方向（ｘ）の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス２０５を印加しながら核磁気共鳴信号（エコー）２０６を計測する。エコー計測後、リフェーズ用位相エンコード傾斜磁場パルス２０７およびリフェーズ用リードアウト傾斜磁場パルス２０８を印加して磁化の位相を戻し、次の励起に備える。このように、このパルスシーケンスは各軸の時間積分値がゼロとなるように傾斜磁場パルスを印加する。
以上のスライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を、繰り返し時間TRで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。各エコーは、図２(b)のように位相エンコード傾斜磁場パルス２０３の値をkx方向、リードアウト傾斜磁場パルス２０５の値をky方向とするk空間上２０９に配置され、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成される。このパルスシーケンスは、T2（横緩和時間）／T1（縦緩和時間）を反映したコントラストを示すため、組織と血液のコントラストが良く、心臓の形態・機能診断や腹部の形態診断に好適である。
上記のパルスシーケンスではカーテジアン系の信号取得方法について述べたが、さらに2軸のリードアウトを組み合わせるラジアルスキャンやスライス軸にも位相エンコードを用いる3D-GrEパルスシーケンスでも良い。
撮影モードに先立って核磁化を定常状態にするための非撮影モードが実行される。非撮影モードでは、磁化を定常状態にするために磁化を繰り返し励起する。このため、非撮影モードでは、図２(a)に示した撮影モードのシーケンスと同様のシーケンスを所定の回数だけ繰り返し行う。ただし、非撮影モードでは、エコー２０６を計測しない。非撮影モードにおけるRFパルスのフリップ角は、少ない実行回数で磁化を定常状態へ移行させるために、小さい角度から徐々に撮影モードの角度に近づける方法がとられる場合が多い。
つぎに、撮影モードおよび非撮影モードにおけるRFパルス２０２のフリップ角制御について説明する。
図３(a)、(b)に、パルスシーケンス制御のためのシーケンサ１０４の構成および手順を示す。図３(a)に示すように、シーケンサ１０４は、上述したパルスシーケンスの各磁場パルスの印加およびエコー計測のタイミングを制御するタイミング制御部３０１、非撮影モードと撮影モードを切り替えるモード制御部３０２、傾斜磁場パルスの強度を制御するGC制御部３０３、RFパルスの周波数および強度を制御するRFパルス制御部３０４などからなる。RFパルス制御部３０４は、フリップ角制御部３０４ａを備えている。これらの各構成は、シーケンサ１０４内蔵のメモリに予め格納されたプログラムをＣＰＵが実行することによって実現される。必要な条件やパラメータは、信号処理部１１０に備えられた入力手段を介して操作者が設定することができる。
図３(b)に示すように、操作者が入力手段を介して、撮影方法（パルスシーケンス）やそのパラメータを設定したならば、シーケンサ１０４はそれを受け付け（ステップ３１１）、RF制御部３０４は、設定された条件におけるSAR値を計算する（ステップ３１２）。計算したSAR値が予め定めておいた安全基準値を超えている場合には、SAR値が安全基準範囲に入るように、パルスシーケンスの非撮影モードおよび撮影モードのフリップ角の大きさをあらかじめ定めた変調パターンにしたがって低減する（ステップ３１３）。このとき、フリップ角の最大値は、ステップ３１１で設定されたフリップ角とする。なお、ステップ３１２におけるSAR値の計算方法としては、例えば、あらかじめ一つのRF照射によるSAR値を実験的に求めたテーブルを用意しておき、撮影全体のRF照射ごとのSAR値を合算することにより撮影全体でのSAR値を算出する。フリップ角の変調パターンについては後述する。
撮影が開始されると、シーケンサ１０４からのタイミング制御部３０１およびRF制御部３０４を受けて、高周波磁場発生器１０６は高周波磁場の振幅を制御し、RFコイル１０７より所定のフリップ角の高周波磁場パルスを発生させる（ステップ３１４）。被検体１０３から発生した信号はRFプローブ１０８によって受波し、受信器１０９で検波が行われる。その後、計算機１１０にて必要に応じてエコー強度の補正を行った後、画像再構成を行う（ステップ３１５）。
補正方法は、エコーの強度を、照射するフリップ角に応じて補正することが可能である。また、信号処理部は、例えばフリップ角が最大値より小さい高周波磁場パルスにて検出したエコー強度を、フリップ角が最大値の高周波磁場パルスにて検出したエコー強度に合わせて補正することを可能である
以下、心電図同期法としてゲート法を用いた場合のシネ撮影とフリップ角制御について説明する。図４には、シネ撮影の一例として、128x128の画像を1心拍当たり10フレーム、TR = 4 msで撮影する場合の心電図４０１と計測４０３の関係について示している。はじめに、非撮影モード４０７にて最初のR波の検出に備える。次に、R波の時刻R1から設定した遅れ時間ΔT４０６経過後に位相エンコード量４０５を16ずつ変化させながら位相エンコード量-64から48まで計測（フレーム４０４）する。これを10フレーム分、計10計測繰り返す（撮像モード４０８）。その後、再び非撮影モード４０７にて次のR波検出に備える。R波の時刻R2からΔT経過後に位相エンコードを同じく16ずつ変化させながら位相エンコード量-63から49まで計測する。これを10フレーム分、計10回繰り返す（撮像モード４０８）。以上の計測をR16まで連続して実施したあと、図４(b)のように同時相のフレーム４０４についてエコー２０６を位相エンコード順に並び変えてk空間２０９に配置し、再構成する。
つぎに、上記に説明したシネ撮像におけるフリップ角の制御について図5を参照しながら説明する。
ここでは、入力手段を介してユーザーが設定したフリップ角を最大のフリップ角αmaxとする。本実施形態では、R波の検出に備える非撮影モードとR波検出後にエコーを計測する撮影モードを一つの計測セット４０９（図４（ａ）参照）とし、この計測セット４０９を単位として、計測セット４０９ごとにフリップ角を設定する制御を行う。まず、シーケンサ１０４のフリップ角制御部３０４ａは、すべての計測セット４０９のうち、絶対値が最小の位相エンコード量を印加する計測セット４０９（以下計測セット(i)５０１と呼ぶ）と、それ以外の計測セット４０９（以下計測セット(ii)５０２と呼ぶ）とを判別する。
図５には、それぞれの計測セット４０９とフリップ角の関係の一例を示す。絶対値が最小の位相エンコード量を印加する計測セット(i)５０１については、フリップ角制御部３０４ａは、当該計測セットにおけるフリップ角として最大値（αmax）を実質的に一定に設定する。ここでいう実質的に一定とは、誤差１０％以内であることをいう。ただし、非撮影モード４０７のフリップ角に関しては、定常状態を早期に作り出すために徐々に増加させるような変調を行うことも可能である。非撮影モード４０７のフリップ角変調としては、早い段階で最大のフリップ角（αmax）とほぼ同一となるように設定することが好ましい。これにより、画像のコントラストを維持する効果が高くなる。また、変調は線形、または非線形でも良いが、ほぼ連続的であることが好ましい。これにより、画像再構成時のアーチファクトを低減できる。
絶対値が最小の位相エンコード量を印加しない計測セット(ii)５０２については、図５のように0以上、αmax以下の範囲でフリップ角αRiを設定する。これにより、SARの低減を行う。ここで設定するフリップ角は、その計測セットにおける最大フリップ角αRiとする。計測セット(ii)５０２における撮影モード４０８では、実質的にαRiの一定であることが好ましい。これにより、画像コントラストを維持する効果が高くなるからである。ただし、撮影モード４０８において変調を行うことも可能であり、この場合は、撮影モード４０８内の各フレーム４０４において同様の変調を繰り返すことが好ましい。これにより、画像再構成に各フレームごとのコントラストのばらつきを抑制できるからである。一方、非撮影モード４０７においては、どのような変調を行ってもよいが、撮影モード４０８への移行する際のフリップ角の値がほぼ連続的であることが好ましい。これにより画像再構成時のアーチファクトの低減が可能である。
図６(b)〜(d)に、本実施形態の図４の計測シーケンスにおいて図３(b)のステップ３１３でフリップ角制御部３０４ａが行うフリップ角の変調の例を示す。図６(a)は従来例である。図６(a)〜(d)の各図において、上段は計測全体のフリップ角の変化を示しており、下段は一部の計測セットのフリップ角の変化を示している。図６(a)〜(d)の各図において、先頭の計測セット４０９は絶対値が最小の位相エンコード量を含む計測セット(i)５０１であり、他の計測セットは絶対値が最小の位相エンコード量を含まない計測セット(ii)５０２である。最大フリップ角αmaxは60度である。
図６(a)の従来の撮影方法は、非撮影モード４０７における立ち上がりの変調を除いて、すべての計測セット５０１，５０２においてフリップ角は一定に保たれる。
本実施形態のフリップ角制御を適用した図６(b)のシーケンスは、エコーの強度がフリップ角に依存することを考慮し、計測したエコーをk空間２０９に配置したときフリップ角が滑らかに変化するように、各計測セット４０９ごとのフリップ角を時系列に順次滑らかに変化させるように設定している。すなわち、フリップ角制御部４０３ａは、先頭の絶対値が最小の位相エンコード量を含む計測セット(i)５０１に対して最大フリップ角αmaxを設定し、撮像パルスシーケンス全体のSARが所定の安全基準範囲内に入るように、計測セット４０９ごとに時系列に順次にフリップ角を低減し、再び増加させて最終計測セット４０９のフリップ角をαmaxに設定する。低減量６０１は、設定された安全基準範囲に応じて演算により決定する。各計測セット４０９内の撮影モード４０８においてはフリップ角は一定である。非撮影モード４０７においては立ち上がり部分のみフリップ角は小さく、速やかに増加され、撮影モード４０８と同じフリップ角に設定される。図６(b)のシーケンスのようにフリップ角を計測セット４０９を時系列に滑らかに変化させることにより、再構成画像でのアーチファクト発生を抑制できる効果が期待できる。
図６(c)のシーケンスでは、計測セット４０９毎に大きいフリップ角と小さいフリップ角を交互に設定している。フリップ角制御部４０３ａは、先頭の絶対値が最小の位相エンコード量を含む計測セット(i)５０１に対して最大フリップ角αmaxを設定し、それ以降の絶対値が最小の位相エンコード量を含まない計測セット(ii)５０２については、交互にフリップ角を低減し、撮像パルスシーケンス全体のSARが所定の安全基準範囲内に入るように設定している。フリップ角を低減する計測セット４０９の低減量６０１については、設定された安全基準範囲に応じて演算により決定する。これによって、計測セット４０９の２個分の時間というごく短時間で、SARが安全基準範囲に入るため、被検体１０３への負担低減の効果が得られる。
図６(d)のシーケンスは、絶対値が最小の位相エンコード量を印加しない計測セット(ii)５０２において、撮影モード４０８のフリップ角をフレーム４０４ごとに変調させる例である。これによって、計測したエコーをk空間に配置した場合、図６(b)のシーケンスよりもフリップ角の変化が滑らかとなり、再構成画像でのアーチファクト発生を抑制できる効果が期待できる。ただし、絶対値が最小の位相エンコード量を印加する計測セット(i)５０１においては最大フリップ角αmaxを設定し、フレーム４０４ごとに変調させない。また、変調させる計測セット(ii)５０２は、変調により極大値のフリップ角を印加するエコーは、当該計測セット４０９の中でも位相エンコード量の絶対値が相対的に小さい低周波領域のエコーに対応させ、極小値のフリップ角を印加するエコーは、位相エンコード量の絶対値が相対的に大きい高周波領域のエコーに対応させることが好ましい。さらに、当該計測セット４０９の中で同じ位相エンコード量を印加するエコーは、同じフリップ角を設定することが好ましい。これによって、フレームごとのコントラストのばらつきを抑制できる効果が期待できる。
次に、図6(a)および(b)に示した撮像シーケンスで撮影を行った結果を示す。パルスシーケンスとしては図2に示す位相補償型の2次元GrEパルスシーケンスを用い、撮影パラメータは図4に従い、TR = 4 ms, TE = 2 ms,マトリックスサイズ = 128x128, フレーム数10枚、各フレームが一心拍内に取得するエコー数8とした。ここでは、R-R間隔は常に一定とし、非撮影モードにおけるRF照射回数を50回に固定した。図7に撮影対象を示す。4種類のT1、T2の組み合わせから成る７０１〜７０４を用いた。T1, T2 はそれぞれ７０１: 800,160、７０２: 800,80、７０３: 400,160、７０４: 400,80 msである。
図8に、1フレームと10フレームにおける再構成画像とライン７０５におけるプロファイルを示す。(a)は、図6(a)の結果であり、(b)は本発明を適用した図6(b)の結果である。これらを比較すると、SN比および画像コントラストはほぼ同等であることがわかる。一方、SARについては(a)の撮影に対し、(b)の撮影では約41%低減されている。このSAR低減効果により、高磁場装置において画質を維持したまま安全基準を満たした撮影が実現可能となる。
画像再構成の際には信号処理部１１０は、撮影モード４０８で計測されたエコーを用いてフーリエ変換等の演算を行い、画像を再構成する。このとき、計測セット４０９ごとに異なるフリップ角が設定されているため、異なるフリップ角で取得されたエコーには強度の変化が生じる。信号処理部１１０は、計測したエコーの強度をフリップ角に応じて補正することも可能である。これにより、再構成画像に生じる画像ボケやゴーストを低減することが可能である。
上記の図４に示した撮像方法では、計測したエコーをk空間に配置したとき、隣り合うエコーの計測時間のばらつきが滑らかになるように、計測セット４０９ごとの位相エンコード量４０５の割り振りを考慮している。位相エンコード量４０５の別の割り振り方法として、図４の最初の計測セット４０９のフレーム４０４では位相エンコードを1ずつ変化させながら-64から-57まで計測し、次のR波時刻の計測セット４０９では位相エンコードは-56から-49まで計測するように位相エンコードを分割する方法がある。これによって、図６(b)のようなフリップ角の制御を行ったときに、k空間に配置したエコーのフリップ角のばらつきを抑制することができる。これにより、再構成画像のアーチファクトを抑制する効果がある。また、計測セットの計測順序はどのように並び変えてもよい。上記実施形態では、位相エンコードの絶対値が最小となるエコーを含む計測セットを最初に計測したが、磁化の定常化を考慮した場合は、最後に計測した方が好ましい。
（第２の実施形態）
第２の実施形態として、トリガー法による心電同期において本発明を適用した例を示す。イメージング装置としては図１と同様のものを使用する。撮影シーケンスとしては図2と同様のものを用いる。トリガー法について図9を用いて説明する。まず、R波R1の時刻４０２から設定した遅れ時間ΔT４０６内で非撮影モード４０７による磁化の定常化を行い、ΔT４０６経過後に位相エンコード４０５を16ずつ変化させながら-64から48まで計測する（撮影モード４０８）。その後、時間間隔ΔI９０１後に次のフレーム４０４の計測を行う。これを10フレーム分、計10計測繰り返す。次のR波R2の心周期では同様に位相エンコードを-63から49まで計測する。以上の計測をR16まで連続して実施する。この同期法は、非撮影モードの直前に脂肪抑制などのプリパルスの照射が可能であるというメリットがある。
トリガー法による同期撮影でのフリップ角の制御方法を図１０を用いて説明する。ここでは、１フレーム分の計測の非撮影モード４０７と撮影モード４０８を計測セット４０９（図９参照）とし、計測セット４０９の単位でフリップ角の大きさを制御する。フリップ角制御部４０３ａは、エコー計測において位相エンコードの絶対値が最小となるエコーの計測を含む計測セット(i)と、それ以外の計測セット(ii)とに判別する。
位相エンコードの絶対値が最小となるエコーの計測を含む計測セット(i)については、非撮影モード４０７の立ち上がりのフリップ角を除いて、照射するRFパルスのフリップ角を最大αmaxかつ実質的に一定に設定する。最大のフリップ角αmaxは、少なくとも絶対値が最小の位相エンコード（図１０の場合は位相エンコード量０）を印加してエコーを計測する時点までは継続させる。その後は、図１０のようにフリップ角を低減させることも可能である。
これにより、絶対値が最小の位相エンコードを印加して得られるエコーは、その直前に照射したRFパルスのみならず、その時点までの非撮影モード４０７（立ち上がり時を除く）および撮影モード４０８において最大のフリップ角αmaxのRFパルスを印加し続けて十分に定常状態となった磁化から発生したものである。よって、十分な強度のエコー信号を得ることができるため、画像コントラストとSN比を維持することが可能となる。
絶対値が最小の位相エンコードを含まない計測セット(ii)の場合は、第１の実施形態で説明したゲート法の場合と同様に図６(b)〜(d)等のようにフリップ角を低減させる設定を行う。これにより、SARを安全基準範囲にすることができる。
なお、図１０のように、絶対値が最小の位相エンコード（図１０の場合は位相エンコード量０）を印加した後は、フリップ角を最大値αmax以下に減少させることも可能であるし、最大値αmaxを維持させることも可能である。減少させる場合は、単調減少や、単調減少と単調増加の組み合わせなど、どのような変調を行ってもよい。このように最大値αmaxから減少させることにより、さらにSARの低減を行うことができる。なお、後半の低減は行わず、最大値αmaxを維持した場合には、画像コントラストを維持する効果が高くなることが期待できる。
(第３の実施形態)
第3の実施形態として、レトロスペクティブな心電同期法において本発明を適用した例を示す。イメージング装置としては図１と同様のものを使用する。撮影シーケンスとしては図2と同様のものを用いる。上記の実施形態では、予め被験者の平均的な心拍数から撮影開始前に、フレーム数や１フレームあたりの撮影時間などを決定するプロスペクティブな心電同期法について説明した。一方、撮影と並行して心電図を記録し、その情報に基づき後処理で信号を並び替えるレトロスペクティブな心電同期法がある。この方法は、心拍数の変化の影響を受けにくいといったメリットがある。
レトロスペクティブの心電同期法による撮影方法について図１１を用いて説明する。はじめに、非撮影モード４０７にて最初のR波の検出に備える。次に、R波R1時刻４０２直後から位相エンコード量４０５を1ずつ変化させながら-64から-57まで計測する。これを次のR波を検出する時刻まで繰り返し行う（撮影モード４０８）。このとき、エコーを計測した時間も同様に計測する。次に、R波R2時刻の直後から位相エンコードを1ずつ変化させながら-56から-49まで計測する。これを次のR波を検出するまで繰り返し行う（撮影モード４０８）。以上の計測をR16まで連続して実施する。その後、各時相において画像再構成に必要なエコーを計測した時間に基づき収集する。
レトロスペクティブな心電同期法における本発明のフリップ角制御を、図１２を用いて説明する。ここでは、R波の時刻ごとの撮影モード４０８を計測セット４０９（図１１参照）として、フリップ角を制御する。フリップ角制御部３０４は、計測セット４０９をエコー計測において位相エンコードの絶対値が最小となるエコーの計測を含む計測セット(i)５０１とそれ以外の計測セット(ii)５０２とに判別する。図１２には、計測セット(i)５０１と計測セット(ii)５０２におけるフリップ角の例を示す。計測セット(i)５０１におけるフリップ角は最大αmaxとし、実質的に一定に制御する。これにより、画像コントラストとSN比の維持を行う。
また、この計測セット５０１の一つ前に計測される計測セット４０９、あるいは非撮影モード４０７におけるRFパルスのフリップ角も最大αmaxとし、実質的に一定にすることが好ましい。これにより、画像コントラストを維持する効果が高くなる。計測セット(ii)５０２におけるフリップ角は、最大値αmaxよりも低減する。低減方法は、どのようにしても良いが、前後に計測される計測セット４０９のフリップ角とほぼ連続的に変化することが好ましい。これにより、画像再構成時のアーチファクトの発生を抑制できる。
なお、上記の実施形態は心臓のシネ撮影について説明したが、撮影部位は心臓に限定されない。また心周期をモニタする方法として心電図を用いたが、脈波など、心周期に関する他の信号などに代替可能である。
(第４の実施形態)
上記の実施形態では、複数の時相を撮影することを前提としているが、ある特定の時相のみの撮影に関しても応用可能である。第4の実施形態として、シングルフェーズの同期撮影に本発明を適用した例を示す。イメージング装置としては図１と同様のものを使用する。撮影シーケンスとしては図2と同様のものを用いる。適用例としては、例えば、遅延造影やダイナミックMRIなどがある。一般に、遅延造影は、造影剤投与約15後にT1強調画像を撮影し、心筋の梗塞領域または線維化領域を高信号に抽出する方法である。この方法は、正常心筋と異常心筋の強い画像コントラストを得ることができるように、IR (inversion recovery)パルスを付加した撮影を行う。このとき、正常心筋のTI (inversion time)の経時的な変化を把握するためのテストスキャンが必要となる。テストスキャンのみマルチフェーズで撮影される。また、ダイナミックMRIとは、MRI造影剤投与後の組織の経時的変化を観察する方法である。これを利用した診断法として、例えば、心筋パーフュージョンがある。一般に、心筋パーフュージョンは、MRI造影剤をボーラス投与した後の心筋のファーストパスの動態を観察することによって虚血領域を評価する。脂肪抑制を併用することが必要なため、サチレーションパルスが付加される。また、マルチスライスでの撮像が一般的である。
これらの撮影では、プリパルスが必要なため、同期法としてはトリガー法が用いられる。図１３に心電同期と計測の関係を示す。図１３の心周期中において遅延造影の場合は同位置スライスについて複数回撮影を行い、心筋パーフュージョンの場合は、異なるスライスの撮影を行う（シーケンスグループ１３０２）。それぞれの計測では、IRパルスや脂肪抑制などのプリパルス１３０１が付加される。本実施形態では、プリパルス後の非撮影モードと撮影モードを計測セット４０９（図１３参照）とし、フリップ角の制御を行う。制御の方法は、上記の実施形態で説明したトリガー法の制御方法と同様である（図５参照）。
上記の実施形態は、動静脈を分離するためにある時相のみで撮影するMRA (MR angiography)にも応用可能である。
また、上記の実施形態において、呼吸による体動に影響を受ける撮影部位では、一般に、息止め中に撮影される。本発明は、自由呼吸下で呼吸同期法を用いた場合でも応用可能である。
(第５の実施形態)
腹部領域の撮像では、必ずしも心周期や拍動の同期が必要ではない。ただし、撮影時間が長い撮影では、呼吸停止下において一度に撮影ができないため、呼吸同期が必要となる。第5の実施形態として、自由呼吸下における呼吸同期の撮影について本発明を適用した例を示す。イメージング装置としては図１と同様のものを使用する。撮影シーケンスとしては図2と同様のものを用いる。応用例としては、例えば、胆道膵疾患の診断に用いられる3DのMRCPA (MR cholangiopancreatoangiography)などがある。図14に呼吸による体動と計測の関係を示す。自由呼吸下による呼吸同期法では、腹部の動き１４０１を呼吸モニタにより観察する。呼吸周期には吸気１４０２と呼気１４０３がある。撮影は、呼吸の深さによる形態の変化の影響を受けにくい呼気時に行う。MRCPAでは脂肪抑制が併用される場合があるため、一般にはトリガー法による撮影を行う。フリップ角の制御については、呼吸の1サイクルにおける非撮影モードと撮影モードを計測セット４０９（図14参照）とし、制御を行う。制御の方法としては、トリガー法によるシネ撮像の制御と同様である。
呼吸同期の撮影においては、呼吸周期中のシネ撮影にも応用可能である。これは、横隔膜の動きを観察する撮影などに有効である。
(第６の実施形態)
上記の実施形態では、同期撮影が必要な場合について説明した。第6の実施形態として、本発明を非同期でのマルチスライス撮影に適用した例を示す。イメージング装置としては図１と同様のものを使用する。撮影シーケンスとしては図2と同様のものを用いる。応用例としては、例えば、2DMRCPAやMRAなどがある。非同期でのマルチスライス撮影では、一枚のスライスを計測セットとする。マルチスライスの場合、すべての計測セットに、位相エンコード量の絶対値が最小となるエコーの計測が含まれる。したがって、計測セットはすべて上記各実施形態の計測セット(i)に該当する。そこで本実施形態では、最小の位相エンコード量を印加したエコーを計測する時点前の所定の時間は、最大のフリップ角αmaxを設定する。これにより、最小の位相エンコード量を印加したエコーの強度を低減させることなく、SARを低減する。
図15(a)〜(c)に位相エンコードの計測順番に応じてフリップ角を低減させる制御例を示す。図15(a)は位相エンコードを1ずつ変化させながら-64から63まで計測する場合を、(b)は0、-1、1と位相エンコード量の絶対値の小さい順に計測する場合を、(c)は-64、63、-63と位相エンコード量の大きい順に計測する場合をそれぞれ示している。なお、上記の例は一般的に使用される位相エンコードの計測順番を示しており、位相エンコードの付加の順番はこれに限ったものではない。
図１５(a)〜(c)いずれの場合においてもフリップ角の制御としては、位相エンコード量の絶対値が最小となるエコーを計測するRFパルス１５０１と、それ以前に照射する少なくとも1つ以上の所定数のRFパルスのフリップ角を最大αmaxとし、それ以外のRFパルスのフリップ角を最大より小さい値に設定する。これは、撮影モード４０８と非撮影モード４０７あるいは位相エンコードの量に依らず、位相エンコード量の絶対値が最小となるエコーを計測するRFパルスとそれ以外のRFパルスの照射順序のみに関係する。位相エンコード量の絶対値が最小となるRFパルスの以前に照射するRFパルスについては、できるだけ多くのRFパルスのフリップ角を連続的に最大とすることが好ましい。これによって、フリップ角を一定として計測した場合と同様に十分に定常状態となった磁化からエコーを得ることができるため、SN比と画像コントラストを維持したままSARを低減することが可能となる。
図１５(a)〜(c)においてフリップ角の変化は連続的である方が好ましい。これにより画像アーチファクトの発生を抑制する効果があるためである。また、最大αmax以下に設定するフリップ角に関しては、撮影モード４０８の最初と最後のフリップ角が滑らかに変化するように設定する方が好ましい。これは、フルオロスコピックイメージのように連続的に同じ部位の撮影を繰り返す場合に、画像アーチファクトの発生を抑制する効果があるためである。
以上、フリップ角の制御の実施の形態について、よりSAR条件の厳しい位相補償型GrEパルスシーケンスを撮影法に用いた場合について説明したが、上記フリップ角の制御は、位相補償型GrEパルスシーケンスに限定されるものではなく、GrE系のパルスシーケンスに共通である。
第１の実施形態の核磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 位相補償型グラディエントエコー法の（ａ）パルスシーケンスを示す説明図、（ｂ）k空間を示す説明図。 （ａ）図１の装置のシーケンサの構成を示すブロック図、（ｂ）動作を示すフローチャート。 （ａ）第１の実施形態のゲート法による心電図同期と計測の関係を示す説明図、（ｂ）k空間を示す説明図。 本実施形態における計測とフリップ角の制御例を示す説明図。 （ａ）従来のフリップ角の制御を示す説明図、（ｂ）〜（ｄ）本実施形態におけるフリップ角の制御例を示す説明図。 本実施形態において撮影を行った被検体モデル示す説明図。 従来の撮影結果と本発明の一実施形態における撮影結果示す説明図。 第２の実施形態のトリガー法による心電図同期と計測の関係を示す説明図。 第２の実施形態における計測とフリップ角の制御例を示す説明図。 第３の実施形態のレトロスペクティブな心電図同期法と計測の関係を示す説明図。 第３の実施形態における計測とフリップ角の制御例を示す説明図。 第４の実施形態におけるシングルフェーズの心電図同期法と計測の関係を示す説明図。 第５の実施形態における呼吸同期法と計測の関係を示す説明図。 （ａ），（ｂ），（ｃ）本発明の弟６の実施の形態における計測とフリップ角の制御例を示す説明図。
符号の説明
１０１・・・静磁場を発生するマグネット、１０２・・・傾斜磁場コイル、１０３・・・被検体、１０４・・・シーケンサ、１０５・・・傾斜磁場電源、１０６・・・高周波磁場発生器、１０７・・・RFプローブ、１０８・・・RFプローブ、１０９・・・受信器、１１０・・・信号処理部、１１１・・・ディスプレイ、１１２・・・記憶媒体、１１３・・・シムコイル、１１４・・・シム電源、１１５・・・ベッド、２０１・・・スライス傾斜磁場パルス、２０２・・・磁化励起用高周波磁場パルス、２０３・・・位相エンコード傾斜磁場パルス、２０４、２０５、２０７・・・リードアウト傾斜磁場パルス、２０６・・・エコー、２０９・・・ｋ空間、４０１・・・心電図、４０２・・・R波の時刻、４０３・・・計測モード、４０４・・・フレーム、４０５・・・位相エンコード量、４０６・・・遅れ時間、４０７・・・非撮影モード、４０８・・・撮影モード、５０１・・・位相エンコードの絶対値が最小となるエコーを含む計測、５０２・・・位相エンコードの絶対値が最小となるエコーを含まない計測、７０１、７０２、７０３，７０４・・・被検体、７０５・・・画像プロファイルを計測した位置、９０１・・・時間間隔、１３０１・・・プリパルス、１３０２・・・同スライスあるいは異なるスライス、１４０１・・・腹部の動き、１４０２・・・吸気、１４０３・・・呼気、１５０１・・・位相エンコードの絶対値の最小値

Claims (13)

  1. 静磁場を被検体に印加する静磁場印加部と、傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場印加部と、高周波磁場パルスを前記被検体に照射する高周波磁場パルス照射部と、前記被検体から核磁気共鳴信号を検出する検出部と、前記高周波磁場パルス照射部、前記傾斜磁場印加部および検出部を制御し、所定の撮像パルスシーケンスを実行させる制御部とを有し、
    前記制御部は、
    前記撮像パルスシーケンスとして、複数の高周波磁場の照射と複数種類の位相エンコード量の付与のための複数の前記傾斜磁場の印加を伴う２以上のシーケンスグループを実行させ、前記２以上のシーケンスグループごとに前記高周波磁場パルスのフリップ角を設定し、前記２以上のシーケンスグループのうち、絶対値が最小の位相エンコード量を実行するシーケンスグループには前記フリップ角として最大値を設定し、他のシーケンスグループには前記フリップ角として前記最大値より小さい値を設定し、前記位相エンコード量の絶対値が最小の前記シーケンスグループに含まれる前記複数の高周波磁場パルスのうち、絶対値が最小の位相エンコードを行う繰り返し時間内の高周波磁場パルスと、その直前の少なくとも一つ以上の高周波磁場パルスの前記フリップ角を最大とし、他の高周波磁場パルスには最大値より小さい値のフリップ角を設定する、
    ことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記シーケンスグループは、前記高周波磁場パルスを照射し、核磁気共鳴信号の検出を伴わない非撮影モードと、前記高周波磁場パルスを照射し、核磁気共鳴信号の検出を行う撮影モードを含むことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記シーケンスグループは、複数の時相の計測を含むことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記撮像パルスシーケンス全体の比吸収率を演算により求め、求めた比吸収率をあらかじめ定めた安全基準値以下になるように前記他のシーケンスグループに設定する前記フリップ角の値を定めることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記他のシーケンスグループに設定する前記フリップ角の値は、計測した前記核磁気共鳴信号を位相エンコードの大きさに応じて配列した際に、前記核磁気共鳴信号を検出時の照射した前記高周波磁場パルスのフリップ角が連続的に変化するように設定することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、フリップ角を最大値より小さい値に設定する前記他のシーケンスグループ内で同じ大きさの位相エンコードが印加される核磁気共鳴信号を励起する高周波磁場パルスには、同じ大きさのフリップ角を設定すること特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、絶対値が最小でない位相エンコード量のみを実行するシーケンスグループには、前記フリップ角を高周波磁場パルスごとに変調させて設定することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項１記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記位相エンコード量の絶対値が最小のものを含む前記シーケンスグループにおける位相エンコードが、負の最小値から正の最大値へと時系列に変化する場合には、該負の最小値から絶対値が最小値までは、対応するフリップ角に最大値を設定し、絶対値が最小値から正の最大値までは、対応するフリップ角を徐々に減少させることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項１記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記位相エンコード量の絶対値が最小のものを含む前記シーケンスグループにおける位相エンコードが、絶対値が最小値から絶対値が最大値へと時系列に変化する場合には、絶対値が最小の位相エンコードに対応するフリップ角に最大値を設定し、それ以降のフリップ角を徐々に減少させることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項１記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記位相エンコード量の絶対値が最小のものを含む前記シーケンスグループにおける位相エンコードが、絶対値が最大値から絶対値が最小値へと時系列に変化する場合には、絶対値が最大の位相エンコードから時系列にフリップ角に徐々に増加させ、絶対値が最小の位相エンコードとそれ以前の所定数の位相エンコードに対応するフリップ角に最大値を設定することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記核磁気共鳴信号から画像を再構成する画像再構成部をさらに有し、該画像再構成部は、前記フリップ角が最大値より小さい前記高周波磁場パルスにて検出した前記核磁気共鳴信号の強度を、照射するフリップ角に応じて補正することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記核磁気共鳴信号から画像を再構成する画像再構成部をさらに有し、該画像再構成部は、前記フリップ角が最大値より小さい前記高周波磁場パルスにて検出した前記核磁気共鳴信号の強度を、前記フリップ角が最大値の前記高周波磁場パルスにて検出した前記核磁気共鳴信号の強度に合わせて補正することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記シーケンスグループは、前記被検体の体動の周期に応じて２以上に分けられていることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
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