JP6625353B2

JP6625353B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP6625353B2
Application number: JP2015130636A
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Inventors: シャンジ・ジョウ; 宮崎　美津恵; 美津恵宮崎
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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。

磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを、そのラーモア（Larmor）周波数のＲＦ（Radio Frequency）パルスで磁気的に励起し、励起に伴い発生する磁気共鳴信号のデータから画像を生成する撮像法である。磁気共鳴イメージングでは、被検体の生体組織に吸収されるＲＦパルスのエネルギーの指標である比吸収率（Specific Absorption Ratio：ＳＡＲ)が、所定以下に抑えられることが求められている。

Miyazaki et al, "Non-Contrast-Enhanced MR Angiography Using 3D ECG-Synchronized Half-Fourier Fast Spin Echo," Journal of Magnetic Resonance Imaging, 12:776-783, 2000. Miyazaki et al, "Peripheral MR Angiography: Separation of Arteries from Veins with Flow-spoiled Gradient Pulses in Electrocardiography-triggered Three-dimensional Half-Fourier Fast Spin-Echo Imaging," Radiology, vol. 227, No. 3, June 2003. Nakamura et al, "Noncontrast-enhanced Peripheral MRA: Technical Optimization of Flow-Spoiled Fresh Blood Imaging for Screening Peripheral Arterial Diseases," Magnetic Resonance in Medicine 65:595-602, 2011.

本発明が解決しようとする課題は、比吸収率を低減する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。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部を備える。シーケンス制御部は、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の少なくとも一方において、ｋ空間の中心を含む領域の繰り返し時間が他の領域の繰り返し時間よりも長いシーケンスを、ＥＣＧ同期を行いながら実行する。繰り返し時間は、トリガ遅延、１回のスライスエンコードの収集時間、及び、収集時間に続く回復時間を含む時間である。

図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの一例を示すブロック図である。図２は、従来技術に係るＦＢＩにおけるパルスシーケンスの一例を示す図である。図３は、従来技術に係るＦＡＳＥイメージングにおけるパルスシーケンスを示す図である。図４は、ＴＲ間隔と縦磁化の回復レベルについて説明するための図である。図５は、実施形態に係る可変ＴＲ間隔について説明するための図である。図６は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャートである。図７は、ハーフフーリエ法によりエコー信号が収集されたｋ空間の一例を示す図である。図８は、実施形態に係る可変ＴＲ間隔の一例を示す図（１）である。図９は、実施形態に係る可変ＴＲ間隔の一例を示す図（２）である。図１０は、実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（１）である。図１１は、実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（２）である。図１２は、実施形態に係るパルスシーケンスにより生成される画像の一例を示す図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置を説明する。以下では、ＭＲＩ装置の一例として、ＭＲＩシステムについて説明する。

（実施形態）
図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの一例を示すブロック図である。図１に示すＭＲＩシステムは、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種の関連システム構成要素２０とを有する。少なくともガントリ１０は、通常、シールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸の略円筒形に配置された静磁場Ｂ_０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚの傾斜磁場コイル１４と、大型の全身用ＲＦコイル（Whole Body RF Coil：ＷＢＣ）１６とを有する。この略円筒形に配置される各構成要素の横軸に沿って、患者用寝台（患者テーブル）の天板１１によって支持された患者９（被検体）の頭部を実質的に取り囲むように、イメージングボリューム１８が示される。１又は複数のより小型のアレイＲＦコイル１９を、イメージングボリューム１８内で患者の頭部に、より近接して設置してもよい。当業者には明らかなように、表面コイル等のように、全身用コイル（Whole Body Coil：ＷＢＣ)と比較して小さいコイルやアレイコイルは、特定の身体部分（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、背骨等）に合わせて設計されることが多い。以後、そのような小型ＲＦコイルを、アレイコイル（Array Coil：ＡＣ）又はフェーズドアレイコイル（Phased Array Coil：ＰＡＣ）と呼ぶ。これらは、ＲＦ信号をイメージングボリューム１８内に送信するよう構成された少なくとも１つのコイルと、イメージングボリューム１８において、上記の例における患者９の頭部等の被検体９からのＲＦ信号を受信するよう構成された複数の受信コイルとを含んでもよい。心電信号収集装置８（患者の解剖学的構造に適切に配置される）は、被検体９に適宜取り付けられ、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０のトリガとなる心臓ゲート信号１３を提供するのに用いられる。なお、心臓ゲート信号１３は、心電トリガの一例である。

ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６、及びプリンタ２８に接続された入出力ポートを有する。当然のことながら、ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものであってもよく、マウス等の入出力装置を設けてもよい。

ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０に接続され、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚの傾斜磁場コイルドライバ３２、並びにＲＦ送信部３４及び送受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合）を制御する。ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）イメージングとしても知られている）技術を実装するための適切なプログラムコード構造３８を有する。このプログラムコード構造３８は、例えば、パラレルイメージングを含む。後述するように、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、診断用のＭＲＩ画像が得られるＮＭＲエコー信号（「エコー信号」）を取得するために、所定のパルスシーケンス及び／又は設定パラメータに従って形成されるパルスシーケンスを実行するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、パルスシーケンスは、シングルショット高速スピンエコー（Single-Shot Fast Spin Echo：ＳＳ−ＦＳＥ）としても公知である高速アドバンストスピンエコー（Fast Advanced Spin Echo：ＦＡＳＥ）技術であっても、又はこれに類似するものであってもよい。ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、心収縮期及び心拡張期に対応するエコー信号を個別に収集して差分画像を得ることができるように、心電信号収集装置８の心臓ゲート信号を用いてパルスシーケンスを患者領域の方へ送信するように構成されてもよい。また、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）イメージングやパラレルイメージング用に構成されてもよい。さらに、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０により、１回以上の準備スキャン（プリスキャン）シーケンス、及び、ＭＲ画像（診断画像とも称される）を取得するためのスキャンシーケンスを実行可能である。

ＭＲＩシステムは、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータプロセッサ４２に送るＲＦ受信部４０を有する。また、ＭＲＩデータプロセッサ４２は、前に生成されたＭＲデータ、画像やマップ、システム設定パラメータ（ＭＲＩメモリ）４６、ＭＲＩ画像再構成プログラムコード構造／画像減算プログラムコード構造４４及びプログラム記憶装置（プログラム格納）５０にアクセス可能に構成される。

また、図１に、ＭＲＩシステムのプログラム記憶装置５０の一般的な説明を示す。ＭＲＩシステムのプログラム記憶装置５０では、（例えば、画像再構成のため、以下に説明するような差分画像等の生成のため、選択されたＭＲＩ画像特性のシミュレーションのため、ＭＲＩの後処理のための）格納されたプログラムコード構造が、ＭＲＩシステムの各種データ処理構成要素へアクセス可能な非一時的コンピュータ可読記憶媒体に格納される。また、例えば、ＦＡＳＥ等のパルスシーケンスにおける再収束パルスの再収束フリップ角の設定、ＴＲ（Repetition Time）間隔の設定等を含むパルスシーケンスの設定に関するオペレータ入力を取得するためのプログラムコードを格納してもよい。当業者には明らかなように、プログラム記憶装置５０をセグメント化して、少なくとも一部分を、システム構成要素２０の処理コンピュータのうち、通常操作においてそのような格納されたプログラムコード構造を最優先で必要とする別のコンピュータに直接接続してもよい（すなわち、ＭＲＩシステムコントローラ２２に普通に格納したり直接接続したりするのではなく）。

実際に、当業者には明らかなように、図１は、後述する例示的な実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩシステムの、非常に大まかな概略図を示したものである。システム構成要素２０は様々な論理集合の「ボックス」に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（例えば、高速ＡＤ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、クロックサイクル（又は、所定数のクロックサイクル）毎に、ある物理状態から別の物理状態に移る。

処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、操作過程であるクロックサイクルから別のクロックサイクルに徐々に変化するだけでなく、関連データ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの操作過程において、ある状態から別の状態に変換される。例えば、画像再構成処理や、時として以下に説明するようなコントロール画像及びタグ画像からの差分画像生成の終了時に、物理的記憶媒体内のコンピュータにより読み取り可能でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、ある先行状態（例えば、すべて一様に「０」値、又はすべて「１」値）から新しい状態に変換され、そのような配列における物理的場所の物理状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的事象及び物理的条件（例えば、イメージングボリューム空間内の患者の内部物理構造）を表す。当業者には明らかなように、命令レジスタに順次読み込まれＭＲＩシステムの１つ以上のＣＰＵによって実行されたときに、ＭＲＩシステム内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードと同様に、そのような格納データ値の配列は物理的構造を表し構成する。

造影ＭＲ技術は、透視のために臨床現場にて日常的に使用されており、しばしば高速スキャン時間で高コントラストの画像を提供する。しかしながら、造影技術には生体への造影剤の注入を要する。また、特に、動脈相及び静脈相が重なり得るヒトの体の下肢において、動脈及び静脈を明確に分離するには、依然として造影剤の量及び注入速度に関する研究が盛んに行われている分野である。したがって、磁気共鳴透視（Magnetic Resonance Angiography：ＭＲＡ）及び他の多くのスキャン用途には、造影剤を用いない非造影技術が有用である。

３次元ＦＡＳＥ（ＳＳ−ＦＳＥとしても知られている）は、非造影磁気共鳴透視（ＮＣ（non-contrast）−ＭＲＡ）のために頻繁に使用されるシーケンスである。例えば、３次元ＦＡＳＥは、ＦＢＩ（Fresh Blood Imaging）法における心臓ゲーティングとともに利用することで、３次元ＮＣ−ＭＲＡにより、Ｔ２強調画像のように血管が高い信号強度を有する画像が得られる。

参照することによりその全体が本明細書に援用される非特許文献１には、スライスエンコードごとにＥＣＧゲート信号と同期する平面内３次元ハーフフーリエＦＳＥを用いたＮＣ−ＭＲＡのＦＢＩ技術が記述されている。非特許文献１には、ハーフフーリエＦＳＥのいくつかの態様が、多くのＦＳＥ関連シーケンスによって生成された「ブラックブラッド」画像とは対照的なブライトブラッド描出を生成する際のＮＣ−ＭＲＡのＦＢＩ技術の有効性に寄与すると述べられている。エコートレイン間隔（Echo Train Spacing：ＥＴＳ）の長さの減少、血管の向きに配置される位相エンコード方向、及びハーフフーリエＦＳＥにおけるｋ空間の中心部、すなわち低周波部分の付近からの信号の収集は、ブライトブラッド画像の取得に寄与する態様の一例である。

ハーフフーリエＦＳＥにおけるＥＴＳの長さの減少によりシングルショット収集時間を低減し、これによって効果的にモーション関連アーチファクトをフリーズさせ、磁化率効果を最小限にする。ＥＴＳが短くなるにつれ、ハーフフーリエＦＳＥのシングルショット収集ウィンドウが短くなる。したがって、ハーフフーリエ再構成を適用すると２５６×２５６マトリックスのシングルショット収集時間は１秒未満とすることができる。

位相エンコード方向が血管の向きに配置されると、隣接するピクセル間の重なり合ったＴ２信号のブレから信号強調が得られ、「ブライトブラッド」信号に寄与する。

加えて、ハーフフーリエＦＳＥにおいてｋ空間の中心部、すなわち低周波部分の付近から収集するので、読み出し方向と比較して位相エンコード方向における傾斜磁場強度が小さいことにより、血流の位相分散が小さくなる。

しかし、血管特異性は、少なくともある程度、心収縮期トリガ（例えば、静脈が明るく、動脈が暗い）及び心拡張期トリガ（例えば、動脈及び静脈の両方が明るい）等のトリガ遅延時間に依存する。血流の速い血管において、上述のＦＢＩ技術では、心拡張期画像において動脈及び静脈の両方をブライトブラッドとして示すのに対して、同技術では心収縮期画像において動脈をブラックブラッド、静脈をブライトブラッドとして示す。一般に、上述のＦＢＩ技術は、血管の向きと平行な位相エンコード方向で適用されるため、血流の速い血管の心拡張期画像から心収縮期画像を減算することによって、動脈のみの画像を容易に得ることができる。

末梢血管又は血流の遅い血管において上記といくらか異なるのは、上述のＦＢＩ技術では、血流が遅いため心収縮期画像においても動脈がブライトブラッドとして示され、これによって動脈と静脈の分離が難しくなってしまう。参照することによりその全体が本明細書に援用される非特許文献２には、血流の遅い血管の良好な画像を得るために、上述のＦＢＩ技術を用いる、フロースポイル勾配アプローチが提示されている。血管の向きと平行な読み出し方向（位相エンコード方向の代わりに）を適用することによって、固有の位相分散効果が得られる。さらに、読み出し方向にフロースポイル勾配パルスを適用することによって、より大きな血流の位相分散効果が得られる。

すなわち、フロースポイル勾配パルスは、心拡張期に比較的動かない血管又は静止した背景組織の信号強度にさほど影響を与えない。したがって、これら２組の心拡張期及び心収縮期の画像の減算によって、動脈画像が得られる。

フロースポイル勾配パルスは静止した背景組織の信号強度に影響を及ぼさない。加えて、静脈も同様に、心周期全体を通して比較的血流が一定でゆっくりとしているため、心拡張期及び心収縮期のフロースポイルパルスによってさほど影響を受けない。したがって、フロースポイルパルスを適用することによって、心拡張期と心収縮期との間の動脈における信号強度の差が増加する。したがって、心拡張期及び心収縮期の減算により、動脈をより良く描写できる。フロースポイル勾配パルスの強度は、血管の流速に応じて異なっていてもよい。すなわち、血流の遅い動脈には、心拡張期及び心収縮期の信号強度を区別するために、より強いフロースポイル勾配パルスを用いる必要がある。

参照することによりその全体が本明細書に援用される非特許文献３によると、上述されたフロースポイルＦＢＩ技術によって、心収縮期のデータと心拡張期のデータとの信号の差異を用いて末梢動脈樹全体を描出できる。この技術の画質は、トリガ遅延時間及びフロー依存読み出しスポイラー勾配パルスの精度の選択に依存する。非特許文献３は、フロースポイルＦＢＩ技術が１．５Ｔで良好な性能を提供することを示している。

しかし、１．５ＴでのＦＢＩが定着したものの、ＦＢＩは、３Ｔでは比吸収率（ＳＡＲ）の問題と、組織及び血液に固有のＴ１時間が延長してしまう欠点とを有する。より詳細には、３Ｔ（及び／又は１．５Ｔよりも高い磁場）では、組織及び血液に固有のＴ１時間の延長は、一般に、十分な信号対雑音比（Signal to Noise Ratio：ＳＮＲ）を得るためにＴＲ（Repetition Time）間隔を長くする（例えば、約４ＲＲ間隔）ことが必要とされるが、一方で、ＴＲ間隔を長くすることで許容できない程度にスキャン時間（撮像時間）が延びてしまうことがある。

したがって、以下に記述されるいくつかの実施形態は、患者の快適な範囲を逸脱しない範囲内で合計スキャン時間を維持しつつ、適切なＳＮＲを達成できるようにＮＣ−ＭＲＡのＦＢＩ技術においてＳＡＲを低減することに関する。

より詳細には、一定の（すなわち、固定された）ＴＲ間隔を適用する従来のＮＣ−ＭＲＡ及び／又はＦＢＩ技術と対照的に、実施形態によって、ｋ空間の中心領域が十分に長いＴＲ（例えば、ブライト信号を得るのに十分な、好ましいレベルの縦磁化回復を可能にするＴＲ間隔の長さ）でエコー信号を収集できるようにＴＲ間隔を変化させると同時に、確実に合計スキャン時間及びＳＡＲを許容範囲内のものとする。いくつかの実施形態では、ＴＲ間隔を変化させることに加えて、再収束フリップ角（「再収束パルスフリップ角」又は「フロップ角」と呼ぶこともある）がＴＲ間隔内で変化する。再収束フリップ角は、可変の大きさの再収束フリップ角が、ｋ空間の中心部に対応する再収束パルス（例えば、ｋ空間の中心部にマップするエコー信号を発生させる再収束パルス）を中心に対称に分散するように構成されてもよい。

従来、発明者らの知見によれば、可変ＴＲ間隔は、ＦＢＩ等のＮＣ−ＭＲＡ技術に適用されていない。ただ１回の収集のみが行われる技術と比較して、ＦＢＩでは心収縮期及び心拡張期の画像を収集するため比較的スキャン時間を多く要する。さらに、減算された画像の歪みを最小限にするために、対応する心収縮期及び心拡張期の収集は、同一のパラメータで行われる。ＦＢＩにおいて言及されるＴＲとは、各スライスエンコードの繰り返し時間であることに留意しなければならない。ＴＲには、トリガ遅延、１回のスライスエンコードの収集時間、及びそれに続く回復時間が含まれる。ＦＢＩは、ＥＣＧゲーティング技術であるため、ＦＢＩにおけるＴＲは、単なる複数のＲＲ間隔であってもよい。したがって、ＦＢＩのＴＲは、通常は、ＲＦパルス間の繰り返し時間であるという従来のＴＲの概念とは異なるものである。本実施形態に開示するＦＢＩの可変ＴＲにより、縦磁化は、各スライスエンコード読み出し後に異なるレベルで回復する。

図２は、従来技術に係るＦＢＩにおけるパルスシーケンスの一例を示す図である。図２は、上述したフロースポイルＦＢＩ技術に用いられるパルスシーケンス等の、ＦＡＳＥ（又はＦＳＥ）の従来のパルスシーケンスを示す。ＥＣＧのＲ波２０２は、心収縮期及び心拡張期のデータ収集が、心周期中一定してＲ波が発生するごとに行われるように、心電トリガとして用いられる。イメージングデータ収集が開始されるトリガポイントもまたＲ波に関連して示される。データ収集は、Ｒ波から指定したトリガ遅延時間の経過後に行われ、通常、一定の間隔（例えば、２ＲＲ間隔毎に１回のデータ収集）で行われるように構成される。３ＤハーフフーリエＦＳＥシーケンスは、各スライスエンコードにＥＣＧ同期されて、各スライスパーティションで同じ心拍位相を有する。図２は、Ｒ波２０２に基づくスライスエンコード１及びスライスエンコード２を示し、また、ＲＦパルスシーケンス及び対応するエコートレイン２０４、ならびに読み出し方向における対応するフロースポイル勾配２０６の概略図を示す。

各トリガが、ＦＡＳＥパルスシーケンス等のパルスシーケンスを、撮像される被検体の方へ送信することによってスライスの読み出しを開始させる。図示されているように、スライスの読み出し（例えば、スライスエンコード１）のＲＦパルスシーケンスには、１以上のパルストレインが含まれ、パルストレインには、励起パルス、及び励起パルスに合わせて追随する複数の連続する再収束パルスが含まれる。励起パルス２１０は、９０°励起フリップ角で構成されてもよく、再収束パルス２１２のそれぞれは、１８０°再収束フリップ角で構成される。得られるエコー信号２１４は各再収束パルス２１２につき１つ収集される。例えばエコーの強度（例えば、振幅）は、再収束フリップ角を変えることによって変化させられることは当業者には明らかであろう。当業者には明らかであるように、ＲＦ励起及び再収束パルスの振幅、持続時間、及び周波数はＳＡＲに寄与する。

また、図２は、エコー信号２１４を収集するために、読み出し方向に適用されるフロースポイル勾配２０６を示す。図示される勾配はフロースポイル勾配（実際の読み出し勾配の両側へのフロースポイル成分を含む）である。非特許文献２には、更に、フロースポイル勾配、その構成及び効果が記述されている。

図３は、従来技術に係るＦＡＳＥイメージングにおけるパルスシーケンスを示す図である。図３は、Ｒ波に関連する、心収縮期ＦＡＳＥ読み出し３０４及び対応する心拡張期ＦＡＳＥ読み出し３０６の構成を概略的に示す。図３に示したように、通常、１回のスライスエンコードは、構成に基づき３又は４のＲＲ間隔（すなわち、２つの連続するＲ波ピークの間の持続時間）毎に収集されてもよい。本発明で使用する場合、「ＴＲ間隔」にはＲ波トリガ（例えば、Ｒ波ピーク）から読み出しまでの遅延、３次元ＦＡＳＥ読み出しの持続時間、及び次のＲ波トリガまでの回復時間が含まれる。言い換えると、繰り返し時間は、シーケンスにおいて繰り返し印加される励起パルスの間隔であり、被検体から得られる心電信号の心電トリガの間隔の整数倍に設定される。

従来、ＴＲ間隔は、２ＲＲ、３ＲＲ、４ＲＲ、又は５ＲＲであることができたが、ＦＢＩ等のＮＣ−ＭＲＡスキャンのためにいったん設定されると、スキャン全体に対してこれが固定されたままである。ＴＲ間隔の持続時間の下限はＳＡＲに依存する。心拍数の高い患者の場合、ＴＲ間隔はより大きい数のＲＲ間隔を要することがある。ＴＲ間隔の持続時間の上限は、縦磁化回復がどの程度操作者に所望されるかに依存する。

図４は、ＴＲ間隔と縦磁化の回復レベルについて説明するための図である。縦磁化の回復レベルは、励起後完全に緩和するまでの一定時間を最大とする経過時間に伴って高くなる。したがって、図示されているように、励起パルスから読み出しまでの間の経過時間が長ければ長いほど、静的ｚ軸方向へのＮＭＲ磁化（縦磁化と呼ぶこともある）のＴ１緩和が大きくなる。例えば、ＴＲ間隔が２ＲＲから３ＲＲに増加すると、静磁場ｚ軸への回復が大きくなり、結果的に得られる次のＴＲ間隔の横磁化エコーが強くなる。

ＥＣＧゲートであるＲ波４０２に基づいて決定された読み出し勾配シーケンス４０４は、２ＲＲ毎に取得された読み出しを示す。曲線４０６は、２ＲＲのＴＲ間隔での縦磁化回復を表す。曲線４１０は、ＴＲ間隔が３ＲＲのときに得られる縦磁化回復を表す。図示された部分では、曲線４０６及び曲線４１０の両方が、縦磁化の強さが完全であるところから開始している（図の左端）。曲線４０６においては、曲線４１０と比較すると、最初の読み出し（すなわち、一番左に示される読み出し）と後続の読み出しとで開始する縦磁化の差が大きい（すなわち、後続の読み出しでは新たなＴＲ間隔が開始する前にあまり縦磁化回復しない）ことがはっきりと理解できる。したがって、図４は、２ＲＲのＴＲ間隔と比較して、３ＲＲのＴＲ間隔ではより強い信号が収集されることを示している。しかしながら、ＴＲ間隔に３ＲＲを用いると、結果的に２ＲＲと比較してスキャン時間が長くなる。

従来技術による３ＤＦＢＩイメージングにおいて、特に３Ｔでは、ＳＡＲが高すぎる（例えば、推奨される／所望される安全基準を超える）と問題になり得る。血管の高いＳＮＲを有する（例えば、十分に鮮明な「ブライトブラッド」を表示する）ために長いＴＲが必要とされるのに対して、結果として生じる延長されたスキャン時間の制限により、そのような長いＴＲの使用が妨げられることがある。スキャン時間を短くしても、短いＴＲではＳＡＲについての懸念（すなわち、ＲＦパルスの周波数が大きくなることによる）が生じ得る。同様に、血管で高いＳＮＲを有するために高い再収束フリップ角が必要とされることがあるのに対して、ＳＡＲ制限により高い再収束フリップ角が使用できない場合がある。

３次元ＦＢＩスキャンで所望の範囲内のＳＡＲを有しつつも、なお十分に高い血液信号を維持するために、本明細書の実施形態では可変ＴＲ間隔を用いる。ｋ空間中心領域にもっとも寄与するスライスに対し、ｋ空間中心領域にほとんど又はまったく寄与しないスライスよりも高くＴＲ間隔を設定する。加えて、いくつかの実施形態では、ｋ空間中心部にもっとも寄与するスキャン（すなわち、各スライスを考慮した際にｋ空間中心部が各スライスの２Ｄ中心部であってもよい）が他よりも長いＴＲ間隔を有するように、ＴＲ間隔を各スライスに対して可変としてもよい。パルスシーケンスは、背景組織の差を最小限にするために、対応する心収縮期及び心拡張期の収集におけるＴＲ間隔の長さが合致するように構成される。言い換えると、シーケンス制御部としてのＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の少なくとも一方において、ｋ空間の中心を含む領域の繰り返し時間が他の領域の繰り返し時間よりも長いシーケンスを実行する。

シングルショットにおける（例えば、それぞれの又は多数のスライスエンコードショットにおける）可変の再収束フリップ角をさらにパルスシーケンスにおいて使用してもよい。可変再収束フリップ角は、高い血管信号を維持するために、（例えば、それぞれのスライスに対応する）ｋ空間中心部、又はその付近で高い再収束フリップ角を有してもよい。ｋ空間スライスエンコードの中心部又はその付近では高い再収束フリップ角を用い、辺縁部のスライスエンコードは低い再収束フリップ角パルスを有する。いくつかの好ましい実施形態では、３ＤＦＡＳＥシーケンスの可変再収束フリップ角を、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の両方（すなわち、再収束フリップ角パルスの２Ｄ変化）に適用する。言い換えると、シーケンスは、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の少なくとも一方において、中心を含む領域で印加されるリフォーカシングパルスのフリップ角が他の領域で印加されるリフォーカシングパルスのフリップ角よりも大きい。

再収束パルスの可変再収束フリップ角は、例えば、ショット毎に再収束フリップ角が異なる場合、スライスエンコードの中心部では高い可変再収束フリップ角を用い、残りのスライスエンコードでは低い再収束フリップ角を用いる場合、スライスエンコードの中心部では高い可変再収束フリップ角を用い、残りのスライスエンコードでは適度に高めの可変再収束フリップ角を用いる場合、スライスエンコード領域の中心部では高い可変再収束フリップ角を用い、残りのスライスエンコードでは低い再収束フリップ角を用いる場合、及び、スライスエンコード領域の中心部では高い可変再収束フリップ角を用い、残りのスライスエンコードでは適度に高めの可変再収束フリップ角を用いる場合等、多くの場合に適用可能である。いくつかの実施形態では、再収束パルスは、可変の大きさの高い再収束パルスフリップ角が、対応するエコー信号がｋ空間中心部に位置する再収束パルスを中心に実質的に対称に分散するように構成される。

従来技術と対照的に、例示的な実施形態は、例えば、固定のＴＲ間隔シーケンスと比較して短いＴＲ間隔による低減されたＳＡＲ、スキャン時間が短くなることによる低減されたモーションアーチファクト、強い信号（特に高い磁場強度で）を依然としてもたらしつつも許容可能なスキャン時間、及びｋ空間中心部で強い信号を収集することによる組織の低減されたＳＮＲを含む利点を提供する。また、いくつかの実施形態は、一部の（例えば、外側の）ｋ空間のラインの再収束フリップ角が小さいことの利点、すなわち中心部のｋ空間のラインはより大きな再収束フリップ角を用いるため血液信号の十分なＳＮＲを維持し、またＴＲを低減する（したがってスキャン時間を低減する）ことを提供する。

図５は、実施形態に係る可変ＴＲ間隔について説明するための図である。図５は、いくつかの実施形態による可変ＴＲ構成を概略的に示す。４つの連続的なＴＲ間隔が、２ＲＲ、３ＲＲ、３ＲＲ、及び２ＲＲの長さを有するものとして示される。ＲＲ間隔は、Ｒ波５０２に関連して測定される。ＲＯ５０４は、Ｒ波５０２に関連した読み出しの発生を示す。曲線５０６は、持続時間が３ＲＲのＴＲから得られる回復レベルが、持続時間が２ＲＲのＴＲから得られる回復レベルよりも大きいことを図示している。図５に示す可変ＴＲ間隔の構成を、スライスエンコード方向の選択されたスライスに適用してもよい。各ＲＯ（高速スピンエコートレイン）の終わりに、縦磁化ＭｚはＴ２減衰のためほぼゼロになる。したがって簡略化のため、図５においてＭｚは各ＲＯの後ゼロから始まる。図５に示したように、各ＲＯ間隔は、縦磁化がフリップした直後に始まってもよい。

図６は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャートである。図６は、１つ以上の実施形態による、ＦＡＳＥイメージング、例えば、ＦＢＩイメージングにおけるＳＡＲを低減する処理６００のフローチャートを示す。処理６００は、例えば、図１に示すＭＲＩシステム等で実行されてもよい。当業者には明らかなように、処理６００を実行する際、ステップ６０２〜６１４のうち１以上のステップを、図示した以外の順番で実行してもよく、又は実行しなくてもよく、又は１以上の他のステップと組み合わせてもよい。

開始処理６００の後、ステップ６０２において、患者とＭＲＩシステムをスキャンのために準備する。ステップ６０２には、ＭＲＩシステムの送信ＲＦコイルや受信ＲＦコイルに対して撮像対象の患者又は患者の部位を位置決めする工程や、撮像を行うために一般的なパラメータや構成オプションを設定する工程が含まれてもよい。開示の実施形態において、本明細書に記載される技術を適用して、患者の多くの部位、これらに限定されないが例えば、頭部、頸部、心臓、肺、腎臓、脚、腸骨、大腿部、ふくらはぎ、足、手及び／又は内部の血管が検査される他の領域を、適切なシステム構成及び患者の位置で撮像することができる。後述のように、ある種の構成、例えば、パルスシーケンス、スライス位置及びサイズ等を、被検体画像の選択された特徴に基づき対応する方法にて調整することができる。例えば、撮像されている血管、又は身体もしくは臓器の特定部分の血流速度に応じて、構成を設定したり調整したりしてもよい。

いくつかの実施形態では、準備段階には、例えば患者の位置決め及び／又はコイルキャリブレーションのために１枚以上の低解像度ＭＲＩ画像を収集することを目的として、１以上のプリスキャンを取得することを含んでもよい。いくつかの実施形態において、収集した画像から対象血管（例えば、撮像される血管／領域）の心収縮期及び心拡張期に対する適切なＥＣＧ遅延時間を決定するために、１以上のＥＣＧ予備スキャンを行ってもよく、選択された遅延時間を後に、スライスエンコード毎にＥＣＧゲートで同期された診断３ＤハーフフーリエＦＡＳＥ収集に適用する。いくつかの実施形態では、さらなるプリスキャンを、例えばプリスキャン画像に基づきフロースポイル勾配パルス強度を決定するために行ってもよい。非特許文献２はさらに上述のような予備スキャンについて記述しているが、これを開示の実施形態にて使用してもよい。

ステップ６０４で、可変ＴＲに対する設定パラメータを取得する。ＴＲ間隔の短縮はスキャン時間を低減するが、スキャンに伴うＳＡＲを増加させ、ＳＮＲを低減させてしまう。ＴＲ間隔を長くすればスキャン時間は延びるが、ＳＡＲを低減させ、収集する信号の強度を増加させる。高磁場（例えば、３Ｔ）でも良好な信号を得るように固定された長いＴＲを有すると、患者がスキャン目的で安定したままでいられると期待される時間を超える合計スキャン時間につながり得る。合計スキャン時間を低減するために固定された短いＴＲは、少なくとも一部の患者にとってＳＡＲが高すぎるといったＳＡＲ関連の問題につながり得る。実施形態において、操作者は、低周波数信号での（例えば、ｋ空間中心部での）信号強度が比較的長いＴＲ間隔で収集されながらも、スキャンの全体の長さを許容可能な持続時間に維持するように、可変ＴＲを設定してもよい。

設定パラメータは、とりわけ、スキャンのボリューム及び適用されるシーケンスを指定してもよい。設定パラメータを使用して、スライスの数及び各スライスのサイズを指定してもよい。図７は、ハーフフーリエ法によりエコー信号が収集されたｋ空間の一例を示す図である。図７には、ハーフフーリエ技術に従ってＮＭＲエコー信号で半プラス（ｈａｌｆ−ｐｌｕｓ）に充填されたｋ空間７０２を概略的に示す。本実施例では、ｋ空間７０２の領域に５つのスライスに対して収集されたエコー信号を含む。図７に示したように、読み出し（Readout：ＲＯ）方向、位相エンコード（Phase Encode：ＰＥ）方向、及びスライスエンコード（Slice Encode：ＳＥ）方向（例えば、それぞれ、ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ）をｋ空間７０２に関して定義してもよい。言い換えると、シーケンスは、ハーフフーリエ法によってｋ空間のデータを収集する３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンス、又は、３次元ＳＳ−ＦＳＥ法のパルスシーケンスである。

スライス（例えば、２Ｄ平面）を考慮すると、スライスのｋ空間の中心部は、スライスの中心領域（例えば、スライス７０４の場合、ＰＥ方向のスライス７０４の中心部）である。複数のスライス（例えば、スライス１〜５等の複数のスライス又は３Ｄボリューム）を考慮すると、ｋ空間の中心部は３Ｄボリュームの中心（例えば、スライス３）である。「ｋ空間中心部」は必ずしもスライスの単一のライン又は単一のスライスのみを指すわけではなく、ｋ空間中心部にもっとも近い１以上のライン及び／又はスライスを指してもよい。言い換えると、シーケンスは、繰り返し時間が、スライスエンコード方向における複数のスライスごと、又は、複数のラインごとに設定される。

図６及びステップ６０６の設定に戻ると、操作者は、２つ以上の異なるＴＲ間隔の長さがエンコードスライスに指定されるように設定パラメータに従って収集パルスシーケンスを設定する。各ＴＲ間隔の長さでエンコードされるスライスの数又は百分率をさらに指定してもよい。いくつかの実施形態では、ユーザーは各スライス又は各スライス群のＴＲ間隔の長さを確認してもよい。いくつかの実施形態では、操作者は最小のＴＲ間隔の長さを決定し、次いでその最小値に基づき、ｋ空間中心部に望ましいＴＲ間隔の長さを決定することができる。最小ＴＲ間隔は、例えば、１２０〜１６０°の範囲の妥当な再収束パルスフリップ角や２〜４の妥当なパラレルイメージング係数を用いて決定することができる。

操作者は、ｋ空間中心部では長いＴＲを、他の部分では短いＴＲを提供する、２つのレベルの可変ＴＲパターンを指定してもよい。各レベルのＴＲの長さ、及び各レベルでエンコードされるスライス数を設定してもよい。例えば、ｋ空間中心部のスライスの２０％を長いＴＲ間隔で設定してもよい。

いくつかの実施形態では、設定された可変ＴＲパターンはより複雑になってもよく、ｋ空間中心部にてＴＲがもっとも大きく、かつ各スライスの位置はｋ空間中心部から離れていくため各スライスには２つ以上のレベルの徐々に短くなるＴＲが設定される。パターンはｋ空間中心部を中心に対称であってもよい。各レベルで、ＴＲの長さ及びスライス数が設定されてもよい。

操作者は、手動でそれぞれのパターンを入力すること、テーブルから事前に保存されたパターンを選択すること、又は両者の組み合わせによって設定を指定してもよい。いくつかの実施形態では、ＭＲＩシステムは、患者に関する利用可能な情報に基づいて、操作者の許可を求めて１以上の設定を選択的に提案してもよい。例えば、いくつかの実施形態は、ユーザーが（例えば、スカウトスキャン及び／又は患者情報に基づいて）前に使用された及び／又は自動的に決定された可変ＴＲパターンを選択してそれぞれのスライスに割り当てられるようにするユーザーインターフェース（User Interface：ＵＩ）を含んでもよい。

いくつかの実施形態では、可変ＴＲ設定に加えて、操作者は、また可変再収束フリップ角を設定してもよい。可変再収束パルスフリップ角は、例えば、可変ＴＲ設定後でもＳＡＲ及び／又は合計スキャン時間をさらに低減する必要がある、かつ／又は低減することが望ましいと分かったときに有利に用いることができる。１以上のＴＲ間隔は、再収束フリップ角の少なくとも一部を小さくしたことによって結果として生じるＳＡＲの増大を相殺することによって減少されてもよい。操作者は、事前に保存されたパラメータのテーブルから選択することによって、かつ／又は、それぞれのスライスに適用される及び／もしくは単一のスライスのｋ空間ラインのそれぞれの組に適用される複数のパルスシーケンスのうち１以上に対して再収束フリップ角のパターンを指定することによって、可変再収束フリップ角と関係した設定を行ってもよい。いくつかの実施形態では、操作者が１以上の提供されたＦＡＳＥパルスシーケンスにおける１以上の再収束パルスフリップ角を個別に選択でき、かつ、選択されたパルスに再収束フリップ角を個別に又はグループで提供できるＵＩを提供してもよい。いくつかの実施形態では、ユーザーは、応答エコー信号がｋ空間中心部に記録される実効ＴＥ（ＴＥ _effective）に対応する再収束パルスのみに再収束フリップ角を指定してもよい。

設定に関して上述された実施例は例示的なものであるが、再収束フリップ角に関連した設定は多くの他の方法で指定できることは当業者には明らかであろう。

ステップ６０６では、得られた設定パラメータに基づいて収集パルスシーケンスが設定される。パルスシーケンスは、ｋ空間中心部にもっとも寄与するパルスシーケンスに他のパルスシーケンスよりも長いＴＲ間隔が割り当てられるように形成される。例えば、各スライスのＴＲ間隔を、ｋ空間中心部での指定した数のスライスが他のスライスよりも長いＴＲ間隔を有するように設定パラメータに基づいて設定してもよい。別の実施形態では、形成されたパルスシーケンスは、ｋ空間中心部で指定した数のスライスに対してもっとも長いＴＲ間隔を有し、スライスの位置がｋ空間中心部から離れていくにつれ、スライスを中心に対称に割り当てられた２つ以上の短くなっていくＴＲ間隔を有する。

パルスシーケンスは、ｋ空間の３Ｄ中心部にもっとも近いスライスがもっとも大きいＴＲ間隔を有するように構成される。さらなる構成により、もっとも短いＴＲ間隔を有する辺縁部のスライス及び／又はスライスのＴＲ間隔がｋ空間の中心部から辺縁部に向かって増加しないように構成された、中間部のスライスを提供してもよい。言い換えると、シーケンスは、ｋ空間の中心を含む領域の繰り返し時間である第１の時間間隔と、ｋ空間の周辺を含む領域の繰り返し時間である第２の時間間隔と、中心を含む領域と周辺を含む領域との間の領域の繰り返し時間である第３の時間間隔とを有し、第３の時間間隔が第１の時間間隔より短く、第２の時間間隔より長い。

操作者が、可変再収束パルスフリップ角も可変ＴＲに加えて設定できることを示した場合、パルスシーケンスは可変再収束パルスフリップ角も含むように形成されてもよい。基本的に、ｋ空間の中心領域に寄与する再収束パルスは、もっとも大きい再収束フリップ角を有するように設定される。各パルスシーケンスにおける再収束パルスは、（１）再収束フリップ角の大きさが、ｋ空間の中心部から辺縁部に向かって増加しないように、各スライスに対して、もっとも高い再収束フリップ角をｋ空間の中心部にもっとも近いパルスに割り当て、もっとも低い再収束フリップ角をｋ空間の中心部からもっとも遠いパルスに割り当て、かつ／又は中間の再収束フリップ角をパルスに割り当て、かつ、（２）スライス間で、ｋ空間の３Ｄでの中心部のスライスがもっとも大きい再収束フリップ角を有するのに対して、辺縁部のスライスがもっとも小さい再収束フリップ角を有し、かつ／又は、スライスの２Ｄでの中心部の再収束フリップ角がｋ空間の中心部から辺縁部に向かって増加しないように構成されてもよい。

可変ＴＲ及び可変再収束フリップ角の他の構成が可能であり、実施形態として考えられる。例えば、ｋ空間中心部領域が、高い再収束フリップ角のエコー信号を含む一方で、中心領域外側の１つ以上の領域もまた高い再収束フリップ角のエコー信号を含むことができる（例えば、このような設定が依然として許容可能なＳＡＲの範囲及びスキャン時間の範囲であるとき）構成が提供されてもよい。

設定パラメータに従ったパルスシーケンスの形成は、ＭＲＩシステムに関連付けられているコンピュータのメモリに記憶されている１つ以上の所定のルックアップテーブルを用いることによって（例えば、パルスシーケンスの任意の再収束パルス及び／又はそれぞれの再収束パルスに対するデフォルト再収束フリップ角を記憶する所定のルックアップテーブル）、最大再収束フリップ角、最小再収束フリップ角、及び再収束パルスの数のうちの１つ以上が指定されたとき、それぞれの再収束パルスに対する再収束フリップ角を決定する所定のアルゴリズム関数を用いることによって、又はユーザーに指定されたとき（例えば、１つ以上の選択された再収束パルスに対する操作者が指定した再収束フリップ角及びその他が所定のデフォルト値を有する場合）はそのパルスシーケンスを用いることによって、達成されてもよい。

ステップ６０８において、設定されたパルスシーケンスを適用する。この適用には、各パルスシーケンスをスライスに２度適用することを含んでもよいが、１度目は心収縮期のエコー信号を得るため、２度目は心拡張期のエコー信号を得るためである。この適用には、ステップ６０６で設定された、３次元ＦＡＳＥパルスシーケンスに従ってＲＦパルスを患者の選択した領域へ送信することを含んでもよい。

一実施形態によると、図２に示すＦＡＳＥパルスシーケンス２０４等のＲＦパルスＦＡＳＥシーケンスを撮像の被検体に適用すると、エコートレイン（例えば、エコー信号２１４のトレイン）が、ＦＡＳＥシーケンス２０４における各再収束パルス（例えば、再収束パルス２１２）に対応して発生するそれぞれのエコーに伴って発生する。適用されるＦＡＳＥシーケンス２０４は、励起パルス２１０、及び再収束パルス２１２等の複数の後続再収束パルスを含む。各再収束パルスに対応するそれぞれのエコー信号（例えば、エコー信号２１４）を含むエコートレインが生成される。

ｋ空間の中心部に寄与するスライスには、好ましくはｋ空間辺縁部のスライスよりも長いＴＲが設定される。上述したように、それぞれのパルスシーケンスによって使用される２つ以上の固有のＴＲ間隔の長さがある。可変ＴＲ間隔に加えて、可変再収束フリップ角が用いられると、各パルスシーケンスのＲＦ再収束パルスの１つは、重要なｋ空間中心部にエンコードすることにより他の再収束パルスよりも大きい再収束フリップ角を有する、ｋ空間の中心部にマップされるエコー信号（例えば、実効ＴＥエコー）を発生させるものとして認められる。上述したように、再収束フリップ角が大きくなるにつれ、対応するエコー信号が強くなり（すなわち、振幅が大きくなる）、ＳＮＲが増大する。

３次元ＦＡＳＥシーケンスを複数のスライスのイメージングボリュームに適用する。いくつかの実施形態では、完全に回復した縦磁化の有用性を活用するために、ｋ空間の中心部に対して第１のスライスエンコードが収集されてもよい。エコー信号トレインが、それぞれのスライス（例えば、スライス１〜５）に適用されるＦＡＳＥパルスシーケンス３０４に対応して得られる。各ＦＡＳＥパルスシーケンスは、励起パルス、及び複数の後続再収束パルスを含む。当業者者には明らかであるように、図７に概略的に示されるＰＥ軸及びＳＥ軸もまた時間領域座標を有する。スライス１〜５の各々に、エコートレイン（図示せず）が対応するＲＦパルスシーケンスに応じて生成される。特定のＲＦパルスシーケンスに対して生成されたエコートレインはそれぞれ、各再収束パルスに対応して生成されたエコー信号を含む。３次元ＦＡＳＥシーケンスにおいて、そのシングルショットシーケンスの実効ＴＥに、好ましくはｋ空間中心部で、又はその非常に近く（すなわち、エコートレインのエコーのうちもっともｋ空間中心部に近い）で達する。

図８は、実施形態に係る可変ＴＲ間隔の一例を示す図（１）である。図８は、再収束パルスの可変再収束フリップ角と組み合わせて、いくつかの実施形態で使用されてもよい可変ＴＲ間隔のパターン８０２を示す。パターン８０２は、スライス１〜５が連続的に配置される３Ｄｋ空間（例えば、ｋ空間７０２に示されているような）において、ｋ空間中心部からもっとも遠いスライス１及び５のそれぞれに対するＦＳＥパルスシーケンスは２ＲＲのＴＲ間隔で収集され、スライス２〜４はそれぞれ３ＲＲのＴＲ間隔で収集されることを示す。したがって、パターン８０２は、ｋ空間中心部にもっとも近いスライスには高いＴＲ間隔が割り当てられ、他のスライスには低いＴＲ間隔が割り当てられる、２つのレベルの可変ＴＲ間隔の構成を示す。

合計スキャン時間は、撮像されるスライスのそれぞれを収集する（例えば、エンコードする）時間の合計として決定される。したがって、固定したＴＲがすべてのスライスエンコードに用いられると、合計スキャン時間は１つのスライスのＴＲ間隔の和とスライス数との積に基づく。ＴＲ間隔がスライスによって可変であると、合計スキャン時間はそれぞれのスライスのＴＲ間隔の和として表される。

いくつかの実施形態にて使用されるＴＲ間隔は、Ｒ波トリガからの遅延、３次元ＦＡＳＥ読み出し、及び次のＲ波トリガまでの回復時間を含む。いくつかの例示的な実施形態において、選択されるスライスのＴＲ間隔は、ＦＡＳＥ読み出しを得る時間を変更することによって変更される。具体的には、いくつかの実施形態では、短いＴＲ間隔においては、エコー信号は弱い縦磁化回復を示し、長いＴＲ間隔においては、エコー信号は強い縦磁化回復を示すように、連続した再収束パルス間の間隔（及びそれに対応して読み出し勾配間の間隔）が変更される。したがって、読み出し間が３ＲＲのＴＲでは２ＲＲよりも縦磁化回復が高いが、読み出し間が３ＲＲのＴＲでは長いスキャン時間が必要とされる。

ＳＡＲはＴＲに関連し、ＦＢＩスキャンにおいてはＴＲが短いほどＳＡＲが高くなる。ＦＢＩにおいて、合計スキャン時間は、スライスエンコードの回数及び１回の合計スライスエンコードのＴＲに比例する。従来のＦＢＩにおいて、各スライスエンコードは固定ＴＲ内で行われる。上述したように、ＴＲには、Ｒ波トリガからの遅延、３次元ＦＡＳＥ読み出し、及び次のＲ波トリガまでの回復時間を含む。従来の用途においては、ＴＲは任意の長さ、例えば２ＲＲ、３ＲＲ、４ＲＲ、又は５ＲＲ等で固定され、いったんＴＲの値が設定されると同じＴＲがスキャン全体で用いられる。概して、ＲＲの数の下限値はＳＡＲに依存する。心拍数の高い患者の場合、ＳＡＲを低減するために過剰なＲＲが必要とされる。

図９は、実施形態に係る可変ＴＲ間隔の一例を示す図（２）である。図９は、いくつかの実施形態で用いることができる別の可変ＴＲ間隔パターンを示す。図９に示すパターン９０２は、複数のスライスをエンコードするときに用いられる３つ以上の異なるＴＲ間隔のマルチレベルパターンである。図９に示すように、パターン９０２は、ＳＥ方向のｋ空間の中心部にもっとも近いスライスにおいてもっとも長いＴＲ間隔（例えば、５ＲＲ）を含んでもよく、スライス位置がｋ空間の中心部からｋ空間の辺縁部、すなわちエッジに変わるため、他のスライスは増加しないＴＲ間隔を設定されてもよい。図９に示すように、もっとも（ｋ空間に対して）中心となるスライスがもっとも大きいＴＲ間隔を有し、エッジのスライスがもっとも小さいＴＲ間隔を有するように設定するこの一般的なパターンを、各ＴＲが所定の数の連続するスライスに割り当てられるように一般化できる。例えば、図９に示す「繰り返し数」の文字列によると、もっとも（ｋ空間に対して）中心のｄスライスには５ＲＲのＴＲが割り当てられ、５ＲＲスライスの両側に連続しているｃスライスには４ＲＲのＴＲが割り当てられ、４ＲＲのスライスの各組の次に連続しているｂスライスには３ＲＲが割り当てられ、最後の両側のａスライスには２ＲＲが割り当てられる。ＴＲ間隔の変更は、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向で行える。

図１０は、実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（１）である。図１０は、複数のＦＡＳＥパルスシーケンス１００８からの再収束パルス１０１０に対応する実効ＴＥエコーが記録される、ｋ空間１００２の中心領域１００４を概略的に示す。中心領域の拡大図に示すように、ＦＡＳＥパルスシーケンス１０１２、１０１４、１０１６、１０１８、及び１０２０のそれぞれの実効ＴＥに対応するエコー信号がｋ空間中心領域にマップされる。図示されるように、他の部分で小さい再収束フリップ角を用いることによってＳＡＲを低減させながらも、高いＳＮＲを有する実効ＴＥエコー１０１０を得ることができるように、２次元ＦＡＳＥパルスシーケンスは、可変再収束フリップ角のパターンを形成する。図示した実施形態において、ｋ空間の中心部にもっとも近い３本のラインを提供する再収束パルスには同じ大きさの再収束フリップ角を割り当てる一方で、ｋ空間中心部からより離れたラインはより小さい角度のＲＦ再収束パルスを有する。しかし、ｋ空間中心部にて大きい（又はもっとも大きい）再収束フリップ角を含む任意のパターンが設定されてもよい。

図１１は、実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（２）である。図１１もまた、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の両方に適用される可変再収束フリップ角を概略的に示す。血液に対してＳＮＲが十分に高い信号を有するために、高い再収束フリップ角が、それぞれのエコーをｋ空間の中心部のＰＥ方向及びＳＥ方向の両方に位置する再収束パルスに適用される。例えば、ｋ空間１１０２は、スライス１〜５として識別される５つのハーフフーリエスライスを含む。スライス１〜５に対応するＮＭＲエコー信号がＦＡＳＥパルスシーケンス１１０４に対応して生成される（すなわち、ハーフフーリエ法に従って、ＦＡＳＥパルストレイン１、２、３、４、及び５に応答するエコートレインを用いて、それぞれスライス１、２、３、４、及び５を充填する）。

スライス３がＳＥ方向のｋ空間の中心部に配置される。したがって、スライス３の中心点（すなわち、スライス３の平面上の、ＰＥ方向の中心点と読み出しＲＯ方向の中心点から互いに直交する軸が交差する点）は、３次元ｋ空間の中心部を表す。したがって、スライス３の実効ＴＥエコーは３次元ｋ空間の中心部にエンコードされ、その対応する再収束パルスは、スライス１〜５に用いられた再収束パルスのいずれかに割り当てられた再収束フリップ角のうちもっとも大きい再収束フリップ角を有するように設定される。スライス２及び４はスライス３の両側にあり、したがってスライス３を別とすればＳＥ方向におけるｋ空間の中心部にもっとも近い。したがって、図１１に示される実施形態において、次に大きい（すなわち、スライス３の実効ＴＥエコーに対応する再収束パルスと比較して、次に大きいもの）再収束フリップ角が、スライス３の実効ＴＥエコーの両側の再収束パルスの１つずつ、ならびにスライス２及び４の実効ＴＥエコーに割り当てられる。

さらに、３次元ｋ空間の中心部に近いスライス２〜４の、再収束パルスの再収束フリップ角は、スライス１及び５の再収束パルスの再収束フリップ角よりも大きくなるように設定される。上述のように、再収束フリップ角の相対的な大きさは、対応するエコー信号の振幅によって表される。図１１に示される再収束フリップ角の３ＤパターンはＰＥ、ＳＥ「平面」上の階段状の丘として概念化できる。明らかなように、階段の数が増えるにつれ、「丘」のコンテナ（container）はより平滑に変化するようになる。

スライス１〜５のＲＦパルスシーケンス１１０４は、例えば、以下のように設定されてもよい。スライス１及び５のすべての再収束フリップ角は９０°に設定され、スライス２及び４の再収束フリップ角（実効ＴＥパルス以外）は１２０°に設定され、スライス３の再収束フリップ角（実効ＴＥパルス、及び実効ＴＥパルスの両側のパルス１つずつ以外）は１２０°に設定され、スライス２及び４の実効ＴＥパルスならびにスライス３の実効ＴＥパルスの両側のパルス１つずつの再収束フリップ角は１５０°に設定され、スライス３の実効ＴＥパルスは１８０°に設定される。開示の実施形態において、ｋ空間７０２は２５６×２５６×５０ボクセルのスキャンボリュームに相当することができる。当然ながら、ハーフフーリエ法によりデータの一部のみが実際にエコー情報から収集される。

図６に戻ると、ステップ６１０では、適用されたパルスシーケンスに応答するエコー信号を収集する。ステップ６０８及び６１０は、適用されるパルスシーケンスの任意の数に対して、対応する応答エコー信号が収集できるように行われることは当業者には明らかであろう。いくつかの実施形態では、ハーフフーリエ再構成に必要とされるすべてのエコー信号が、心収縮期及び心拡張期に個別に１回のパルスシーケンスを適用することによって収集される。いくつかの実施形態では、ｋ空間のハーフフーリエ収集のために必要とされるエコー信号をすべて得るために、パルスシーケンスを２回以上適用してもよい。

いくつかの実施形態では、収集段階により、同じ心周期の心収縮期相にて取り込まれた画像のデータセット及び心拡張期相にて取り込まれた画像のデータセットが得られる。いくつかの実施形態によると、心収縮期及び心拡張期のエコー信号は、それぞれのｋ空間を示す個々のメモリ領域（例えば、それぞれが完全だが最終のものではないＭＲ画像のデータを提供できる）において収集される。

ステップ６１２において、画像（診断画像）を生成する。診断画像は、心拡張期で収集されたデータセット由来の心拡張期画像から心収縮期で収集されたデータセット由来の心収縮期画像を減算するか、又はこの逆によって作成されてもよい。

ステップ６１４において、生成された画像（診断画像）が出力される。生成された画像を、操作者に対してＭＲＩシステムのディスプレイ及び／又はリモートディスプレイ上に表示してもよく、印刷してもよく、ローカル又はリモートデータ記憶装置に格納してもよく、又は、さらなるＭＲＩ処理に提供されてもよい。

図１２は、実施形態に係るパルスシーケンスにより生成される画像の一例を示す図である。図１２は、３Ｔでの健常なボランティアのふくらはぎ部分（station）の例示的ＦＢＩ画像を示す。左上の画像は３ＲＲの固定ＴＲ間隔で、右上の画像は２ＲＲの固定ＴＲ間隔で得られており、可変ＴＲ間隔を用いていない。左下の画像は２０％のスライスが３ＲＲで、８０％が２ＲＲで収集され、右下の画像は４０％のスライスが３ＲＲで、６０％が２ＲＲで収集されている。左上、右上、左下、及び右下のスキャン時間はそれぞれ、４：０４、２：４２、２：５７、及び３：１６である。下の２つの画像が可変ＴＲ間隔を用いて得られたものであるが、左上の画像よりも少ない時間で得られており、上の画像に匹敵する信号品質を有する（例えば、下の画像は、スキャン時間がもっとも短く、さらにもっとも弱い信号品質をもたらす右上の画像よりも画質が良い）。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、比吸収率を低減することができる。

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。

２２ＭＲＩシステムコントローラ
３０ＭＲＩシーケンスコントローラ

Claims

位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の少なくとも一方において、ｋ空間の中心を含む領域の繰り返し時間が他の領域の前記繰り返し時間よりも長いシーケンスを、ＥＣＧ同期を行いながら実行するシーケンス制御部
を備え、
前記繰り返し時間は、トリガ遅延、１回のスライスエンコードの収集時間、及び、前記収集時間に続く回復時間を含む時間である、磁気共鳴イメージング装置。
前記繰り返し時間は、被検体から得られる心電信号の心電トリガの間隔の整数倍に設定される、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンスは、前記繰り返し時間が、前記スライスエンコード方向におけるスライスごと、又は、ラインごとに設定される、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンスは、前記繰り返し時間が、前記スライスエンコード方向における複数のスライスごと、又は、複数のラインごとに設定される、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンスは、前記中心を含む領域の繰り返し時間である第１の時間間隔と、前記ｋ空間の周辺を含む領域の繰り返し時間である第２の時間間隔と、前記中心を含む領域と前記周辺を含む領域との間の領域の繰り返し時間である第３の時間間隔とを有し、前記第３の時間間隔が前記第１の時間間隔より短く、前記第２の時間間隔より長い、請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンスは、前記位相エンコード方向及び前記スライスエンコード方向の少なくとも一方において、前記中心を含む領域で印加されるリフォーカシングパルスのフリップ角が他の領域で印加されるリフォーカシングパルスのフリップ角よりも大きい、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。
前記シーケンスによって収集されたエコー信号に基づいて、出力画像を生成する生成部を更に備え、
前記シーケンス制御部は、第１の心位相及び第２の心位相において、前記シーケンスをそれぞれ実行し、
前記生成部は、前記第１の心位相において収集されたエコー信号から得られる第１の画像と、前記第２の心位相において収集されたエコー信号から得られる第２の画像との差分に基づいて、前記出力画像を生成する、請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンスは、ハーフフーリエ法によって前記ｋ空間のデータを収集する、３次元ＦＡＳＥ（Fast Advanced Spin Echo）法のパルスシーケンス、又は、３次元ＳＳ−ＦＳＥ（Single-Shot Fast Spin Echo）法のパルスシーケンスである、請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。