JP6656826B2

JP6656826B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP6656826B2
Application number: JP2015125009A
Authority: JP
Inventors: 宮崎　美津恵; 美津恵宮崎; シャンジ・ジョウ; 由守葛西
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2014-06-23
Filing date: 2015-06-22
Publication date: 2020-03-04
Anticipated expiration: 2035-06-22
Also published as: US9983286B2; JP2016007539A; US20150369891A1

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. Scott et al, "SPACE: An Innovative Solution to Rapid, Low SAR, T2-Weighted Contrast in 3D Spin Echo Imaging," Magnetom Flash 2/2005.

本発明が解決しようとする課題は、比吸収率の上昇を抑えつつ信号雑音比を効果的に高め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、スライスエンコード方向において、３次元ｋ空間の中心を含むハーフフーリエスライス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ハーフフーリエスライス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くなるようにＦＡＳＥ（ＦａｓｔＡｄｖａｎｃｅｄＳｐｉｎＥｃｈｏ）シーケンスを実行する。シーケンス制御部は、第１のスライスに印加するリフォーカシングパルスを第１のフリップ角で、第１のスライスよりｋ空間の中心に近い第２のスライスに印加するリフォーカシングパルスであって、実効ＴＥパルス以外のリフォーカシングパルスを、第１のフリップ角より大きな第２のフリップ角で、第２のスライスよりｋ空間の中心に近い第３のスライスに印加するリフォーカシングパルスであって、実効ＴＥパルス及び前記実効ＴＥパルスの両側のパルス以外のリフォーカシングパルスを、第２のフリップ角より大きな第３のフリップ角で、第２のスライスに印加するリフォーカシングパルスであって、実効ＴＥパルスであるリフォーカシングパルスを、第２のフリップ角より大きな第４のフリップ角で、第３のスライスに印加するリフォーカシングパルスであって、実効ＴＥパルスの両隣のパルスを、第３のフリップ角より大きな第５のフリップ角で、第３のスライスに印加するリフォーカシングパルスであって、実効ＴＥパルスであるリフォーカシングパルスを、第４のフリップ角及び前記第５のフリップ角より大きな第６のフリップ角で印加する。

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ＦＡＳＥイメージング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ｋ空間及びパルスシーケンスを示す図である。図４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５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６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７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（３）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、その他の実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（１）である。図１１は、その他の実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（２）である。図１２は、その他の実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（３）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（Radio Frequency）コイル（Whole Body RF Coil：ＷＢＣ）１６とを有する。この円筒形に配置される要素の横軸に沿って、被検体用寝台１１によって支持された被検体９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内で被検体の頭部に、より近接して結合してもよい。当業者には明らかなように、表面コイル等のように、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。本明細書では、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、上記の例における被検体の頭部等の被検体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。心臓信号収集装置８は、例えば、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のトリガとなる抹消脈波ゲーティング信号や、心臓ゲーティング信号１３を供給するよう使用される。

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、ならびにＲＦ送信機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を含み、そのような技術にはパラレルイメージングも含まれ得る。以下に説明するように、診断ＭＲＩ画像の元であるＮＭＲエコーデータ（「エコーデータ」）を得るために、所定のパルスシーケンス（以下、単に「シーケンス」とも表記する）や設定パラメータに応じて生成されたパルスシーケンスを実行するようにＭＲＩシーケンスコントローラ３０を構成してもよい。実施形態によっては、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）法とも呼ばれる超高速スピンエコー（Fast Advanced Spin Echo：ＦＡＳＥ）法、又はその同様のものであってよい。ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、心臓信号収集装置８から受信した心臓ゲーティング信号により、パルスシーケンスを被検体の部位に送信し、心臓の収縮、拡張にそれぞれ対応するエコーデータを収集することで差分画像を得るように構成されていてもよい。また、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ＥＰＩ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、及びメインスキャンＭＲ画像（診断画像と呼ぶこともある）を取得するためのスキャンシーケンスを容易に実行できる。

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、入力をデータプロセッサ４２に送るＲＦ受信器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、システム構成パラメータ等を記憶するＭＲＩメモリ４６、画像再構成／減算プログラムコード構造４４、及びプログラム記憶装置５０にアクセスするように構成される。

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。更に、オペレータの入力を受け付けるためのプログラムコードが記憶されていてもよい。オペレータが入力するものとして、例えば、超高速スピンエコー（Fast Advanced Spin Echo：ＦＡＳＥ）等のパルスシーケンスにおけるリフォーカシングパルスのリフォーカシングフリップ角等のパルスシーケンスの設定や、ＴＲ（Repetition Time）間隔の設定等が挙げられる。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（Analog to Digital）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（Central Processing Unit）、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可読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、全て一様に「０」値、又は全て「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被検体の内部物理構造）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ＭＲＩ技術は、臨床の現場において心血管撮影に日常的に利用され、通常短いスキャン時間で強調画像を形成するが、被検体への造影剤の注入を伴う。また、動静脈を明確に分離するためには、造影剤の量、注入速度について更なる研究の余地があると言わざるを得ない。これは、動脈相、静脈相が重なる人体の下肢部において特に顕著である。したがって、磁気共鳴血管撮影法（Magnetic Resonance Angiography：ＭＲＡ）をはじめとする数多くのスキャン法において、造影剤を使用しない非造影技術が有用である。

多くの場合、非造影磁気共鳴血管撮影法（ＮＣ（non-contrast）−ＭＲＡ）のシーケンスとして、３ＤＦＡＳＥ（Fast Advanced Spin Echo：ＦＡＳＥ、Single-Shot FSE：ＳＳ−ＦＳＥとも呼ばれる）が利用される。例えば、３ＤＮＣ−ＭＲＡを鮮血イメージング（Fresh Blood Imaging：ＦＢＩ）法における心臓ゲーティングと組み合わせることで、血管が高信号強度を示すＴ２強調画像のような画像が得られる。

非特許文献１（参照によりその全体が本明細書に組み込まれる）において、Ｍｉｙａｚａｋｉらは、スライスエンコーディング毎にｉｎ−ｐｌａｎｅ３ＤハーフフーリエＦＳＥを心電図ゲーティングと同期して行うＮＣ−ＭＲＡＦＢＩ法について記載している。非特許文献１には、ハーフフーリエＦＳＥの様々な要素がＮＣ−ＭＲＡＦＢＩ法を効果的にしていると述べている。具体的には、多くのＦＳＥ系シーケンスでは「ブラックブラッド（黒く映った状態）」の画像になることに対して、当該方法では「ブライトブラッド（明るく映った状態）」として描出されているのである。ブライトブラッド画像の描出に寄与する要素として、エコートレインスペーシング（Echo Train Spacing：ＥＴＳ）長の短縮、血管の向きに合わせた位相エンコード（Phase Encoding：ＰＥ）方向、ハーフフーリエＦＳＥにおけるｋ空間の中心近辺又は低周波部分からの信号の収集等が挙げられる。

ハーフフーリエＦＳＥにおけるＥＴＳ長の短縮により、シングルショット収集時間が短縮され、効果的に運動関連アーチファクトを低減し、磁化率効果の最小化が図られる。ＥＴＳが短いほど、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小さくなり、さらにハーフフーリエによる画像再構成を行うことで、２５６×２５６マトリクスに対するシングルショット収集時間を１秒未満まで短縮可能となる。

位相エンコード方向を血管の向きに合わせることにより、隣接画素間における重複したＴ２信号のボケが起きた状態から信号強調が得られ、「ブライトブラッド」信号取得に寄与する。

さらに、信号がハーフフーリエＦＳＥにおけるｋ空間の中心近辺又は低周波部分から収集されることで、読出し方向と比較して、位相エンコード方向では傾斜振幅が低くなり、フローディフェーズが生じにくくなる。

しかしながら、血管特異性は、収縮（例えば静脈が明るく動脈が暗い）や拡張（例えば動静脈ともに明るい）等によるトリガ遅延時間に多かれ少なかれ依存する。上記のＦＢＩ法を流速の早い血管で実施すると、拡張期画像では動静脈共にブライトブラッドとして映り、収縮期画像では動脈がブラックブラッドとして映り、静脈はブライトブラッドとして映る。通常、上述のＦＢＩ法は、位相エンコード方向が血管の向きに平行な状態で用いられる。したがって、流速の早い血管では、拡張期画像から収縮期画像を減算することで容易に動脈のみの画像が得られる。

しかし、上記のＦＢＩ法を末梢部又は流速の遅い血管で用いると結果が異なる。流速が遅いため、収縮期画像においても動脈がブライトブラッドとして映るのである。このため、動静脈の分離が困難となる。非特許文献２（参照によりその全体が本明細書に組み込まれる）において、Ｍｉｙａｚａｋｉらは、流速の遅い血管でも良好な画像を得るために、上述のＦＢＩ法にフロースポイルド傾斜手法を使用することについて記載している。位相エンコード方向ではなく、読出し方向を血管の向きと平行とすることで、自然にディフェージング効果が得られる。さらにフロースポイルド傾斜パルスを読出し方向にかけることで、フローディフェージング効果が促進される。

即ち、フロースポイルド傾斜パルスは、拡張期に比較的静止した状態の血液や、静止状態の背景組織の信号強度に大きな影響を及ぼさないため、これら二組の拡張期、収縮期画像の差分をとることで動脈画像が得られるのである。

フロースポイルド傾斜パルスは、静止状態の背景組織の信号強度に影響を及ぼすことはない。同様に、静脈は心周期を通じて、比較的遅く一定の流速に保たれるため、拡張期、収縮期ともにフロースポイルド傾斜パルスにより大きく影響されることはない。したがって、フロースポイルド傾斜パルスをかけることで、拡張期と収縮期との間における動脈信号強度差を増幅できるため、拡張期と収縮期の差分から動脈がより良好に描出できる。血管の流速に応じてフロースポイルド傾斜パルスの強度を変化させる場合がある。即ち、流速の遅い動脈では、拡張期と収縮期との間で信号強度に差が出るよう、より高強度のフロースポイルド傾斜パルスが必要となる。

非特許文献３において、Ｎａｋａｍｕｒａらは、上述のフロースポイルドＦＢＩ法により、拡張期、収縮期データの信号差を利用して末梢動脈樹全体が描出可能であると述べている。この方法では、トリガ遅延時間の精度や、流量依存性の読出しスポイラー傾斜パルスの選択に応じて画質が決まる。Ｎａｋａｍｕｒａらによると、フロースポイルドＦＢＩ法は１．５Ｔで高い性能を示す。

１．５Ｔで評価されるＦＢＩだが、３Ｔでは比吸収率（Specific Absorption Rate：ＳＡＲ）の問題が生じ、組織や血液のＴ１時間が長くなってしまう。より具体的には、３Ｔ（１．５Ｔを超える場合）では組織及び血液のＴ１時間がどうしても長くなってしまうため、信号雑音比（Signal to Noise Ratio：ＳＮＲ）を適正にするには、ＴＲ間隔を延ばす必要が生じる。しかし、ＴＲ間隔を延ばすことで、スキャン時間（撮像時間）が延びてしまう。

したがって、以下のいくつかの実施形態では、ＮＣ−ＭＲＡ用のＦＢＩ法においてＳＡＲを低減し、ＳＮＲを適正にすることを対象とする。より具体的には、従来のＮＣ−ＭＲＡ法では、固定されたリフォーカシングフリップ角（「リフォーカシングパルスのフリップ角」、「フロップ角」とも称する）でリフォーカシングパルスを印加する。これに対し、実施形態では、ＳＡＲが所望の領域内にとどまるよう、ＴＲ間隔内でリフォーカシングフリップ角を可変とする。この際、リフォーカシングフリップ角は、ｋ空間において重要な中心領域用のエコーデータを得るのに十分な大きさとすることができる。様々な大きさのリフォーカシングフリップ角が、ｋ空間の中心に対応するリフォーカシングパルス（例えば、ｋ空間の中心にマッピングされるエコー信号が生成されるリフォーカシングパルス）を中心に、対称的に配置されてよい。実施形態によっては、例えば、リフォーカシングフリップ角は、対応するエコー信号がｋ空間中心から少なくとも一方向に離れてマッピングされる程度に応じて変化する。さらに、実施形態のいくつかでは、リフォーカシングフリップ角のみでなく、ＴＲ間隔も変化させる。これにより、総スキャン時間を許容範囲内にした上で、十分に長いＴＲにより収集されたエコー信号に基づき、ｋ空間の中心領域を設定できる。

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シーケンスを実行する。

従来技術において、リフォーカシングフリップ角を変化させることは、ＴＥを延ばすこと、エコートレインを一定振幅とすること、エコー振幅を平滑に変化させることのいずれかを目的とする。例えば、非特許文献４（参照によりその全体が本明細書に組み込まれる）において、Ｓｃｏｔｔらは、固定されたリフォーカシングフリップ角の代わりに、可変リフォーカシングフリップ角によりＴ２強調を制御し、高信号でＴ２時間を短く保つことについて述べている。同文献中図１では、使用されるパルストレインにおいて開始点で大きなパルス振幅が緩やかに縮小し、６０°程度の所定の低い数値に近接し（漸近的）、対象組織からほぼ一定の信号を取得し、信号のフリップ角は所定の信号展開法により最適化される。

可変リフォーカシングフリップ角によるＴ２制御を対象とした従来技術に対し、実施形態では、ｋ空間の中心では大きく保たれたリフォーカシングフリップ角が、その他箇所では低くなっている。実施形態によっては、対応するエコーがｋ空間中心にマッピングされるリフォーカシングパルスを中心に、対応する可変エコー振幅が対称的（又は、有効ＴＥエコーがパルストレインの中心点となるとは限らないため実質対称的）に配置されるよう可変リフォーカシングフリップ角が設定される。さらに、実施形態においては、ＮＣ−ＭＲＡＦＢＩ等のＮＣ−ＭＲＡのような、例えば収縮期、拡張期エコー信号を収集するため、上述のＳＡＲやスキャン時間の問題がより深刻となる環境において、可変リフォーカシングフリップ角が採用される。

図２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の一例を示す図である。図２には、上述のフロースポイルドＦＢＩ法に利用されるパルスシーケンス等の、ＦＡＳＥ（又はＦＳＥ）用の従来のパルスシーケンスを示す。心電図のＲ波２０２は、心臓ゲーティングに利用され、収縮期、拡張期のデータは、心周期を通じてそれぞれ一定のタイミングで収集される。画像データ収集が開始されるトリガ点も、Ｒ波２０２と関連して図示されている。Ｒ波２０２から所定のトリガ遅延時間が経過した後に、データが収集される。従来では、このトリガ遅延時間は、固定された値である（例えば、２ＲＲ間隔毎に１回）。３ＤハーフフーリエＦＳＥシーケンスは、スライスエンコーディング毎に心電同期されるため、全スライスパーティションで、心拍位相が同一となる。図２には、Ｒ波２０２に基づくスライスエンコーディング１とスライスエンコーディング２が示されている。ＲＦパルスシーケンス及び対応するエコートレイン２０４、さらに対応する読出し方向の傾斜磁場パルス２０６も図示されている。

トリガリング（つまり、Ｒ波２０２からトリガ遅延時間が経過したタイミング）毎に、スライスエンコーディングが開始され、ＦＡＳＥパルスシーケンス等のパルスシーケンスがイメージングの対象に送信される。図示のように、スライスエンコーディング用のＲＦパルスシーケンス（例えば、スライスエンコーディング１）は、少なくとも１つのパルストレインを含む。各パルストレインは、励起パルスと、時間的に励起パルスの後に続く複数の連続したリフォーカシングパルスとを有する。励起パルスは、励起フリップ角９０°であってよく、各リフォーカシングパルスはリフォーカシングフリップ角１８０°であってよい。リフォーカシングパルス毎に１つのエコー信号が得られる。例えば、リフォーカシングフリップ角を変更することでエコー信号の強度（例えば振幅）を変更することが可能であること、さらにＲＦ励起パルス、リフォーカシングパルスの振幅、パルス幅、周波数がＳＡＲに寄与することが、当業者には理解されよう。

図２はさらに、エコートレイン２０４で示されたエコー信号を得るために、読出し方向に印加される傾斜磁場パルス２０６を示す。図示された傾斜磁場パルス２０６は、フロースポイルド傾斜を含み、フロースポイル領域を実際の読出し傾斜磁場パルスの両側に有する。非特許文献２はフロースポイルド傾斜磁場パルス、さらにその構成と効果についても言及している。

図３は、従来技術に係るＦＡＳＥイメージングにおけるｋ空間及びパルスシーケンスを示す図である。図３には、イメージングスライス１〜５それぞれに対するＦＡＳＥＲＦパルスシーケンスの、従来の適用例を概略的に示す。図３は、さらに、従来のハーフフーリエ法における、ｋ空間内でのイメージングスライス１〜５に対応するＮＭＲのエコー信号のマッピングを概略的に示す。例示的に図示されたｋ空間３０１は、スライス３０２等の、１〜５の複数のスライスを有する。読出し方向、位相エンコード方向、スライスエンコード（Slice Encoding：ＳＥ）方向（それぞれｋｘ、ｋｙ、ｋｚとする）は、ｋ空間に対して定義される。３ＤＦＡＳＥシーケンスは複数層のスライスに対して実行される。各スライス（例えばスライス１〜５）にＦＡＳＥパルスシーケンス３０４を実行することで、エコー信号トレイン（図示省略）が得られる。各ＦＡＳＥパルスシーケンスは、励起パルス３０８及び後続の複数のリフォーカシングパルス３１０を有する。図３に概略的に示したＰＥ、ＳＥ軸は時間軸座標も有することが当業者には理解されよう。各スライス１〜５内に、対応するＲＦパルスシーケンスにより、エコートレイン（図示省略）が生成される。あるＲＦパルスシーケンスにより生成されたエコートレインは、各リフォーカシングパルスにより生成された各エコー信号を有する。３ＤＦＡＳＥシーケンスにおいて、シングルショットシーケンスにおける実効ＴＥ（Echo Time）がｋ空間の中心又は中心近傍（エコートレインのエコー内でｋ空間中心に最も近く）にあることが好ましい。なお、図３は、ＲＦリフォーカシングパルスが全て同一のリフォーカシングフリップ角を有する従来技術を示す。ＳＡＲに関連した問題として、リフォーカシングフリップ角が大きすぎる場合、ＳＡＲが過剰にならないよう、ＴＲの延長が必要となり得る。一方、リフォーカシングフリップ角が小さすぎる場合、ＳＮＲが十分に観測されない場合がある。

従来技術の３ＤＦＢＩイメージングでは、特に３Ｔの場合、ＳＡＲが高くなりすぎる（推奨／所望の安全性限界を超える）という問題がある。例えば「ブライトブラッド」を十分明確に表示するために、血管のＳＮＲを高めるためには、リフォーカシングフリップ角を大きくする必要があるが、ＳＡＲ限界により、リフォーカシングフリップ角の拡大及びＴＲの延長の少なくとも一方が規制される。したがって、スキャン時間が長くなってしまうのである。

３ＤＦＢＩスキャンにおいて、血液信号を十分に高く保ちつつ、ＳＡＲを所望範囲内にとどめるため、実施形態は、シングルショット（例えば、各々の又は多数のスライスエンコーディングショット）においてリフォーカシングフリップ角を可変とする。可変リフォーカシングフリップ角は、（例えば、各スライスに対応して）ｋ空間の中心又は中心近傍に一又は複数の大きなリフォーカシングフリップ角が来るよう設定されてよい。これにより血液信号が十分に高く保たれる。ｋ空間の中心又は中心近傍のスライスエンコーディングでは大きなリフォーカシングフリップ角が設定され、その他周辺でのスライスエンコーディングではより小さなリフォーカシングフリップ角が設定される。好適な実施形態では、３ＤＦＡＳＥシーケンスの可変リフォーカシングフリップ角を、位相エンコード方向、スライスエンコード方向の両方に用いる（リフォーカシングフリップ角の二次元的変化）。

リフォーカシングパルスの可変リフォーカシングフリップ角の配置に関する、様々な候補のパターンを以下に例示する。
ショット毎にリフォーカシングフリップ角が可変のパターン。
スライスエンコーディングの中心では大きな可変リフォーカシングフリップ角、その他スライスエンコーディングではより小さなリフォーカシングフリップ角。
スライスエンコーディングの中心では大きな可変リフォーカシングフリップ角、その他スライスエンコーディングではやや大きい可変リフォーカシングフリップ角。
スライスエンコーディング範囲の中心では大きな可変リフォーカシングフリップ角、その他スライスエンコーディングではより小さなリフォーカシングフリップ角。
スライスエンコーディング範囲の中心では大きな可変リフォーカシングフリップ角、その他スライスエンコーディングではやや大きい可変リフォーカシングフリップ角。
いくつかの実施形態では、対応するエコー信号がｋ空間の中心にマッピングされるリフォーカシングパルスを中心に、異なる複数の大きいリフォーカシングパルスフリップ角が略対称に配置されるようなリフォーカシングパルスの構成を採る。言い換えると、シーケンスは、中心に対してフリップ角の大きさが略対称のリフォーカシングパルスを含む。

従来技術に対して、例示的な実施形態は、例えば、以下の効果を奏する。ｋ空間ラインのうち、いくつか（例えば外側のもの）でリフォーカシングフリップ角を小さくすることでＳＡＲを低減し、中心側のｋ空間ラインではより大きなリフォーカシングフリップ角を設定することで血液信号のＳＮＲを十分高く保つ。したがって、例えば外側のＴＲを短くし、スキャン時間を短縮する。

図４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４には、１又は複数の実施形態における、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４００のフローチャートを示す。処理４００は、例えば、図１に示すＭＲＩシステム等のＭＲＩシステムで実行されてもよい。処理４００を実行する際、ステップＳ４０２〜ステップＳ４１４のうち１以上の操作を、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以上の他の操作と組み合わせてもよいことは当業者には理解されよう。

処理４００が開始されると、ステップＳ４０２にて、被検体及びＭＲＩシステムをスキャンのために準備する。ステップＳ４０２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被検体又は被検体の部位を位置決めする工程や、撮像を行うための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。ここで説明される例示的な実施形態の技術は、システム構成及び被検体の位置を適宜設定した上で血管が検査される、頭部、頸部、心臓、肺、肝臓、脚、腸骨、大腿骨、腓腹、足、手等、被検体の多くの部位をイメージングするために利用される。イメージング対象は上記に限定されない。以下に説明するように、例えば、パルスシーケンス、スライスの箇所、大きさ等の要素は、対象画像の任意の特徴に合わせて調整可能である。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。

実施形態によっては、準備段階として、例えば、被検体の位置合わせ及びコイル較正の少なくとも一方に供される１以上の低解像度ＭＲＩ画像を得るよう、１以上のプリスキャンを収集する工程を含んでもよい。実施形態によっては、心電図の準備スキャンが１回以上行われても良い。これにより収集された画像から、対象となる少なくとも１つの血管（例えばイメージングされる少なくとも１つの血管／領域）に対して適切な心電図の遅延時間（トリガ遅延時間）を収縮期、拡張期に合わせて判定できる。このようにして選択された遅延時間が後に、スライスエンコーディング毎に心電図ゲーティングと同期された診断用３ＤハーフフーリエＦＳＥ収集に用いられる。実施形態によっては、さらにプリスキャンを実施し、例えば、取得されたプリスキャン画像に基づいて、フロースポイルド傾斜磁場パルスの強度を判断してもよい。上述のようなプリスキャンは、非特許文献２でも言及されており、それを例示的な実施形態で用いてもよい。

ステップＳ４０４において、可変リフォーカシングフリップ角及び関連する要素（例えば、ＴＲ間隔など）の設定パラメータが取得される。オペレータは、可変リフォーカシングフリップ角に関連する設定を、以下の手法の少なくとも１を通じて行うことができる。
・予め記憶されたパラメータ表から選択。
・各スライスや、単一スライスの各ｋ空間のラインごとに適用される複数のパルスシーケンスの少なくとも１に対して、リフォーカシングフリップ角のパターンを指定。
実施形態によってはユーザインターフェース（ＵＩ）が設けられてよい。オペレータはＵＩを使用して、適用されるＦＡＳＥパルスシーケンスの少なくとも１における少なくとも１のリフォーカシングフリップ角を個別に選択可能である。さらに、選択されたパルスに対して個別に、又はまとめてリフォーカシングフリップ角を設定可能である。実施形態によっては、ユーザは、実効ＴＥ（TE effective）に対応したリフォーカシングパルスのみに対してリフォーカシングフリップ角を設定してもよい。この実効ＴＥに対応するエコー信号（以下、実効ＴＥエコーとも表記する）が、ｋ空間の中心に記録される。上述の構成はあくまで一例であり、その他様々なリフォーカシングフリップ角に関する設定が可能であることが当業者により理解されよう。

設定パラメータは、可変ＴＲ間隔に対しても任意に取得されてもよい。上述のように、ＴＲ間隔の長さもＦＢＩスキャンに関連した総ＳＡＲを増減させる重要な要素である。ＴＲ間隔は、当該分野で一般的に使用される用語であり、２つの励起パルス間の時間間隔である。実施形態においては、ある励起パルスに対する全てのリフォーカシングパルスはＴＲ間隔内に収まる。

ｋ空間中心スライス（例えばｋ空間中心に重なる、又は近傍のスライス）においてリフォーカシングフリップ角は大きいため、ＳＡＲを所望の限界値以下に保つために長いＴＲが必要な場合等に、可変ＴＲ間隔は特に有効である。ＴＲ間隔の短縮はスキャン時間の短縮につながるが、スキャンに関連したＳＡＲが増加し、ＳＮＲが低下してしまう。一方、ＴＲ間隔が長いほど、スキャンタイムが長くなるが、ＳＡＲが低減され、収集される信号の強度が増す。

オペレータは、異なる２つ以上のＴＲ間隔長がスライスのエンコードのために設定されるように設定パラメータを定めてもよい。各ＴＲ間隔長においてエンコードされるスライスの数や割合も設定可能である。実施形態によっては、ユーザは、各スライスに対してＴＲ間隔長を指定してもよい。

ステップＳ４０６において、取得した設定パラメータに応じて、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、例えば、ｋ空間の中心領域に寄与するリフォーカシングパルスが最大のリフォーカシングフリップ角を有するよう構成される。ｋ空間の中心は、スライス（例えば２Ｄ平面）に関しても中心領域となり、複数スライス（例えば、スライス束又は３Ｄボリューム）に関しては３Ｄボリュームの中心となる。各パルスシーケンスにおけるリフォーカシングパルスは以下の条件を満たすよう配置される。
（１）各スライスにつき、ｋ空間の中心に最も近いパルスに最大のリフォーカシングフリップ角が割り当てられ、ｋ空間の中心から最も遠いパルスに最小のリフォーカシングフリップ角が割り当てられ、さらに、又は、それに代えて、リフォーカシングフリップ角がｋ空間中心から外側に向かうにつれて大きくなることがないよう、中間のリフォーカシングフリップ角が割り当てられる。
（２）スライス間では、３Ｄｋ空間の中心のスライスが最大のリフォーカシングフリップ角を有し、外側のスライスが最小のリフォーカシングフリップ角を有し、さらに、又は、それに代えて、スライスの２Ｄ中心におけるリフォーカシングフリップ角がｋ空間の中心から外側に向かうにつれて増大しない。

言い換えると、シーケンスは、３次元ｋ空間の位相エンコード方向及びスライスエンコード方向において、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。

これ以外の可変リフォーカシングフリップ角や可変ＴＲ間隔の配置も可能であり、それら設定も実施形態として挙げられる。例えば、（ＳＡＲやスキャン時間が許容範囲を超えないという条件で）ｋ空間の中心領域のみでなく、中心領域外の１以上の領域も大きいリフォーカシングフリップ角によるエコーデータ（エコー信号）を有する構成でもよい。

言い換えると、シーケンスは、位相エンコード方向において、パルストレインの開始点及び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。

上記のように、設定パラメータに応じてパルスシーケンスを生成する際に、ＭＲＩシステムに連携したコンピュータのメモリに記憶された少なくとも１つの所定のルックアップテーブルを参照してもよい（例えば、パルスシーケンスにおける任意又は全てのリフォーカシングパルスに対する初期設定リフォーカシングフリップ角が記録された所定のルックアップテーブル）。ここで、最大リフォーカシングフリップ角、最小リフォーカシングフリップ角、及びリフォーカシングパルス数のうち少なくとも１が設定された場合、所定の演算機能により、各リフォーカシングパルスに対してリオフォーカシングフリップ角を決定する。又は、ユーザの指定に応じたパルスシーケンスが使用される（例えば、少なくとも１つの選択されたリフォーカシングパルスのリフォーカシングフリップ角がオペレータにより指定され、他は所定の初期設定値に設定されている場合）。

オペレータが可変ＴＲ間隔の設定も指示した場合、パルスシーケンスはさらに、ｋ空間の３Ｄ中心近傍のスライスが最大のＴＲ間隔を有するよう設定される。さらに、外縁のスライスが最短のＴＲ間隔を有する設定や、中間のスライスはスライスＴＲ間隔が中心から外縁に向かうにつれ増大しないような設定も可能である。

ステップＳ４０８では、上記の通り設定された設定済みのパルスシーケンスが実行される。この際、各パルスシーケンスをスライスに対し２度実行してもよい。この場合、１度目で収縮期に対応するエコー信号が取得され、２度目で拡張期に対応するエコー信号が取得される。さらに、ステップＳ４０６で設定された１つ又は複数の３ＤＦＡＳＥパルスシーケンスに応じたＲＦパルスを、被検体の選択された部位に送信してもよい。

ステップＳ４１０において、実行された１つ又は複数のパルスシーケンスに対応するエコー信号が収集される。いかなる数のパルスシーケンスが実行されても、対応する応答エコー信号が得られるようにステップＳ４０８、ステップＳ４１０が実行されるということが当業者には理解されよう。実施形態によっては、ハーフフーリエ再構成に必要な全てのエコーデータは、収縮期、拡張期に対してそれぞれ１パルスシーケンスを実行することで収集される。その他の実施形態によっては、ｋ空間のハーフフーリエ収集に必要な全エコーデータを取得するために２以上のパルスシーケンスを実行してもよい。

実施形態によっては、収集工程の結果、収縮期において取得された画像のデータセットと、同一の心周期における拡張期において取得された画像のデータセットが得られる。実施形態によっては、収縮期と拡張期のエコー信号は、例えば、未完成ではあるが完全な状態のＭＲ画像のデータを提供可能な、ｋ空間にそれぞれ対応する異なる記憶領域に収集される。

ステップＳ４１２において、画像（診断画像）が生成される。診断画像は、拡張期に収集されたエコー信号から得られた拡張期画像及び収縮期に収集されたエコー信号から得られた収縮期画像のうち一方から他方を減算することで生成される。

言い換えると、生成部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、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。例えば、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、第１の心位相及び第２の心位相において、シーケンスをそれぞれ実行する。そして、生成部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、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、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、出力画像を生成する。

ステップＳ４１４において、生成された診断画像が出力される。生成された画像は、ＭＲＩシステムの表示部や、遠隔表示部を通じてオペレータに表示可能である。あるいは、生成された画像は、印刷されたり、ローカル、又は遠隔記憶装置に保存されたり、さらにＭＲＩ処理が施されたりしてもよい。

図５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５には、ハーフフーリエ法により、ＮＭＲのエコーデータにより半分強が埋まった状態のｋ空間５０２を概略的に示す。図５に示すリフォーカシングパルス５１０の縦方向の大きさは、リフォーカシングフリップ角の大きさに対応する。ｋ空間５０２の塗りつぶし領域は、単一のスライスに対して収集されたエコーデータを含む。実施形態において、イメージング対象物に対してＦＡＳＥシーケンス５０４が実行される。ＦＡＳＥシーケンス５０４内の各リフォーカシングパルスに対応して生成されたエコーにより、エコートレイン（図示省略）が生成される。ＦＡＳＥシーケンス５０４は、励起パルス５０８と、後続のリフォーカシングパルス５１０を含む、複数のリフォーカシングパルス５１０を有する。生成されるエコートレインは、各リフォーカシングパルス５１０に対して生成されるエコーを有する。リフォーカシングパルス５１０の一つであるリフォーカシングパルス５０６は、ｋ空間の中心にマッピングされるエコー信号（例えば、実効ＴＥエコー）を生成する。リフォーカシングパルス５０６は、重要となるｋ空間の中心のエンコーディングを担うため、その他のリフォーカシングパルス５１０よりも大きなリフォーカシングフリップ角を有する。上述のように、リフォーカシングフリップ角が増大するにつれ、対応するエコー信号の強度（即ち振幅）が増し、ＳＮＲが上昇する。

図５に示すように、各２ＤＦＡＳＥシングルショットは、実効ＴＥエコーのリフォーカシングフリップ角がｋ空間の中心に来るようなｋ空間の可変リフォーカシングフリップ角のパターンを有してもよい。図示の例において、ｋ空間の中心のリフォーカシングフリップ角は大きく設定されており、その他の部分のリフォーカシングフリップ角は、比較的小さく設定されている。ｋ空間の中心の、リフォーカシングフリップ角が大きいリフォーカシングパルスの総数は、適宜設定可能である。

図６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６には、位相エンコード（ＰＥ）方向、スライスエンコード（ＳＥ）方向の両方に適用された可変リフォーカシングフリップ角を概略的に示す。図６に示すリフォーカシングパルスの縦方向の大きさは、リフォーカシングフリップ角の大きさに対応する。血液信号のＳＮＲを十分上げるため、ＰＥ、ＳＥの両方向において、対応するエコーがｋ空間の中心にマッピングされるリフォーカシングパルスに大きなリフォーカシングフリップ角が割り当てられる。ｋ空間６０２は５つのハーフフーリエスライスである、スライス１〜５を含む。ＦＡＳＥパルスシーケンス６０４により、スライス１〜５に対応するＮＭＲのエコー信号が生成される（即ち、ハーフフーリエ法により、スライス１〜５は、ＦＡＳＥパルストレイン１〜５に対応するエコートレインで埋まる）。スライス３は、スライスエンコード方向においてｋ空間の中心に配置される。したがって、スライス３の中心点（即ち、スライス３平面において、位相エンコード方向、読出し（ＲＯ）方向それぞれの中心点から延びる直交軸の交点）は、３Ｄｋ空間の中心となる。したがって、スライス３の実効ＴＥエコーは、３Ｄｋ空間の中心でエンコードされ、対応するリフォーカシングパルス６０６のリフォーカシングフリップ角は、スライス１〜５に割り当てられたリフォーカシングフリップ角のうち最大のものとなる。スライス２及び４はスライス３の両側に位置するため、ＳＥ方向においてｋ空間の中心に対し、スライス３の次に近いスライスとなる。したがって、図７に示す実施形態では、２番目に大きい（即ち、スライス３の実効ＴＥエコーに対応するリフォーカシングパルス６０６に割り当てられたものの次に大きい）リフォーカシングフリップ角が、スライス３の実効ＴＥエコーに隣接した、即ちスライス２及び４の実効ＴＥエコーのリフォーカシングパルス６０６に割り当てられる。さらに、３Ｄｋ空間の中心近傍のスライス２〜４のリフォーカシングパルスのリフォーカシングフリップ角は、スライス１及び５のリフォーカシングパルスのリフォーカシングフリップ角よりも大きい。上述のように、リフォーカシング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り定まる。図７に示すリフォーカシングフリップ角の３Ｄパターンは、ＰＥ、ＳＥ「平面」における段階的な山と捉えることができる。多段階であるほど、「山」をなす要素がよりなだらかに変化することが理解されよう。

スライス１〜５のパルスシーケンス６０４は、例えば、以下の通りに設定される。スライス１及び５のリフォーカシングフリップ角はいずれも９０°となる。スライス２及び４のリフォーカシングフリップ角（実効ＴＥパルスのものは除く）は１２０°となる。スライス３のリフォーカシングフリップ角（実効ＴＥパルス、及びその両側のパルスのものは除く）は１２０°となる。スライス２及び４の実効ＴＥパルス、及びスライス３の実効ＴＥパルスの両側のパルスのリフォーカシングフリップ角は１５０°となる。スライス３の実効ＴＥパルスのリフォーカシングフリップ角は１８０°となる。例示的な実施形態において、ｋ空間６０２は、２５６×２５６×５０ボクセルのスキャン体積に対応し得る。当然、ハーフフーリエ法が使用されるため、実際にはエコー情報からデータの一部のみ収集すればよい。

図７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（３）である。図７には、ｋ空間７０２を概略的に示し、図６に示したｋ空間６０２を一側面から見た図に対応する。図７に示すリフォーカシングパルスの縦方向の大きさは、リフォーカシングフリップ角の大きさに対応する。ｋ空間７０２において、複数のＦＡＳＥパルスシーケンス７０８におけるリフォーカシングパルス７１０に対応する実効ＴＥエコーが記録される。各ＦＡＳＥパルスシーケンス７１２，７１４，７１６，７１８，７２０からの実効ＴＥに対応するエコー信号はｋ空間にマッピングされる。図示の通り、３ＤＦＡＳＥパルスシーケンスが形成する可変リフォーカシングフリップ角のパターンにより、高いＳＮＲを有する実効ＴＥエコー７１０が得られ、さらに他部ではより小さなリフォーカシングフリップ角によりＳＡＲを低減させられる。図示の実施形態では、ｋ空間の中心に最も近い３ラインに対応するリフォーカシングパルス７１６，７１８，７２０に対し、同一の大きなリフォーカシングフリップ角が割り当てられ、ｋ空間の中心からより離れたラインは、より小さい角度のリフォーカシングパルス７１２，７１４を有する。大きな（又は最大の）リフォーカシングフリップ角がｋ空間の中心にあるパターンであれば、その他の設定も可能である。

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８には、可変ＴＲ間隔のパターン８０２を示す。可変ＴＲ間隔パターン８０２は、実施形態によっては、リフォーカシングパルスの可変リフォーカシングフリップ角と組み合わせて使用される。パターン８０２には、（例えばｋ空間７０２に示される）スライス１〜５が順次配置される３Ｄｋ空間において、ｋ空間の中心から最も離れたスライス１及び５のそれぞれにおいて、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の場合、３ＲＲのＴＲ間隔で収集される。したがって、パターン８０２は、２段階可変ＴＲ間隔構造となっている。同パターンにおいて、ｋ空間の中心に近いスライスは長いＴＲ間隔が割り当てられ、その他スライスには短いＴＲ間隔が割り当てられる。なお、ＲＲの間隔は、例えば、トリガ（心電トリガ）の間隔に対応する。すなわち、本実施形態に係る繰り返し時間（ＴＲ間隔）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。

イメージングされる各スライスの収集（例えばエンコード）に要する時間の合計が総スキャン時間となる。したがって、全てのスライスエンコーディングでＴＲが同一の場合、１スライスの総ＴＲ間隔とスライス数との積に基づいて総スキャン時間が定まる。異なるＴＲ間隔を持つスライスがある場合、総スキャン時間は全スライスのＴＲ間隔の合計として表される。

実施形態によっては、使用されるＴＲ間隔は、Ｒ波トリガからの遅延、３ＤＦＡＳＥ読出し、次のＲ波トリガまでの回復時間を含む。例示的な実施形態によっては、選択されたスライスのＴＲ間隔は、ＦＡＳＥ読出し取得に要する時間を変更することで変更される。具体的には、実施形態によっては、連続するリフォーカシングパルスの間隔（したがって読出し傾斜の間隔）が短いＴＲ間隔ではエコー信号による縦磁化回復が低く、長いＴＲ間隔ではエコー信号による縦磁化回復が高くなるように変更される。したがって、読出し間のＴＲ間隔が３ＲＲの場合、２ＲＲの場合に比べて縦磁化（Ｍｚ）回復が上がるが、スキャン時間が延びてしまう。

ＳＡＲはＴＲに関連しており、ＴＲが短いほどＦＢＩスキャンにおいてＳＡＲが高くなる。ＦＢＩにおいて、総スキャン時間はスライスエンコーディングの回数と１総スライスエンコーディングのＴＲに比例する。従来のＦＢＩにおいて、各スライスエンコーディングは固定されたＴＲ内で実行される。上述のように、ＴＲはＲ波トリガからの遅延、３ＤＦＡＳＥ読出し、次のＲ波トリガまでの回復時間を含む。従来例において、ＴＲは、例えば、２ＲＲ、３ＲＲ、４ＲＲ、５ＲＲのうちいずれかの長さに固定されており、一旦ＴＲの値が設定されると、スキャニングを通じて固定されたＴＲが使用される。通常、ＲＲ数の下限はＳＡＲにより定まり、心拍数の高い被検体にはＲＲを増やしてＳＡＲを下げる必要がある。

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９には、実施形態によっては使用可能な、別の可変ＴＲ間隔のパターン９０２を示す。図９に示すパターン９０２は、複数のスライスのエンコーディングに３以上の異なるＴＲ間隔が使用される多段階パターンである。図９に示すように、パターン９０２では、ＳＥ方向にけるｋ空間中心に最も近い１又は複数のスライスに最長のＴＲ間隔（例えば５ＲＲ）が割り当てられる。その他スライスは、ｋ空間の中心から周囲又は外縁に向かうにつれＴＲ間隔が増加しないように構成される。図９に示すように、当該パターン９０２は、（ｋ空間の）最も中心にあるスライスが最長のＴＲ間隔を有し、外縁のスライスが最短のＴＲ間隔を持つように構成されているが、各ＴＲが連続した所定数のスライスに割り当てられるようにしてもよい。例えば、図９に示す「繰り返し番号」列によると、番号ｄとなる（ｋ空間の）最も中心のスライスには５ＲＲのＴＲが割り当てられており、番号ｃとなる５ＲＲスライスの両側にある次のスライスには４ＲＲのＴＲが割り当てられており、番号ｂとなる４ＲＲスライスの次のスライスには３ＲＲが割り当てられており、両端の最後のスライス（番号ａ）には２ＲＲが割り当てられている。位相エンコード方向やスライスエンコード方向において、ＴＲ間隔を変更してもよい。

言い換えると、シーケンスは、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。

なお、図８及び図９は、一例に過ぎない。例えば、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、中心を含む領域の繰り返し時間が他の領域の繰り返し時間よりも長い場合であってもよい。また、例えば、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において、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場合であってもよい。

（その他の実施形態）
上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。

例えば、上記の説明では、実施形態がＦＳＥ（或いはＦＡＳＥ）に適用される場合を説明したが、これに限定されるものではない。例えば、実施形態は、可変リフォーカシングフリップ角を用いた撮像であれば、比吸収率の上昇を抑えつつ信号雑音比を効果的に高めるために、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シーケンスを実行してもよい。

（ｂＳＳＦＰへの適用）
また、上記の実施形態は、ｂＳＳＦＰ（balanced Steady-State Free Precession）法に適用されても良い。例えば、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で印加される高周波パルスのα角が他の領域で印加される高周波パルスのα角よりも大きいシーケンスを実行する。

なお、以下に説明するｂＳＳＦＰが適用されるアプリケーションの例としては、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Time-Spatial Labeling Inversion Pulse）法やＦＳＤ（Flow-Spoiled Dephasing）法が挙げられる。ここで、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法とは、撮像領域とは独立に設定される標識化領域において組織の縦磁化成分を反転させる反転パルスを流体に印加し、所定時間が経過した後に関心領域のデータを収集することで、関心領域内に流入した流体を選択的に描出する撮像法である。また、ＦＳＤ法とは、例えば９０°−１８０°−９０°のＲＦパルス等、０でない一次傾斜磁場モーメント（ｍ１）を有する傾斜磁場プリパルスを用いて流れるスピンの位相を分散（ディフェーズ）させることで、ＤＡ（Dark Artery）画像（動脈が暗い画像）を得る撮像法である。すなわち、上記の実施形態がｂＳＳＦＰ法に適用される場合、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法による反転パルスやＦＳＤ法による傾斜磁場プリパルスが印加された後に、以下に説明するｂＳＳＦＰ法によってエコー信号の収集が行われる。

例えば、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、ｋ空間のサンプリングをセントリックに行う場合には、ランプアップ（Ramp up）を行った後にサンプリングを開始し、ｋ空間のサンプリングをシーケンシャルに行う場合には、ランプアップを行わずにサンプリングを開始する。

図１０は、その他の実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（１）である。図１０には、２Ｄのｋ空間１００１のサンプリングをセントリック（インターリーブ）に行う場合のパルスシーケンス１００２を例示する。図１０に示すＲＦパルスの縦方向の大きさは、α角の大きさに対応する。また、ｂＳＳＦＰにおいては、各ＲＦパルスの間隔（τ）は、一定である。

図１０に示すように、ｋ空間１００１のサンプリングをセントリックに行う場合には、ｋ空間１００１の中心付近から外縁に向かって順番にサンプリングが行われる。この場合、サンプリングが開始された時点で最も大きなα角のＲＦパルスが印加されるのが好ましい。このため、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、パルスシーケンス１００２において、まず、ＲＦパルスによる励起を繰り返し行うランプアップを行う（図１０の「Ramp up」参照）。図１０の例では、繰り返し印加されるＲＦパルスのα角が徐々に大きくなるように行われる。その後、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ｂＳＳＦＰによるサンプリングを開始する。ここで、サンプリング１〜５は、ｋ空間１００１の位相エンコード方向における中心付近に対応している。このため、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、サンプリング１〜５において印加されるＲＦパルスのα角を最も大きし、サンプリング５より後のサンプリングにおいて印加されるＲＦパルスのα角を徐々に小さくする。

なお、図１０は一例に過ぎない。例えば、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、必ずしもサンプリングが開始された時点で最も大きなα角のＲＦパルスを印加しなくてもよい。つまり、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、十分なＳＮＲが確保できる範囲内の大きさのα角であれば、最大のα角でなくともサンプリングを開始してよい。また、図１０では、ｋ空間の全体に亘ってデータを収集する例を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ｋ空間の対称性を利用してｋ空間の半分程度を充填するハーフフーリエ法によってデータが収集される場合にも、実施形態は同様に適用可能である。

図１１は、その他の実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（２）である。図１１には、２Ｄのｋ空間１１０１のサンプリングをシーケンシャルに行う場合のパルスシーケンス１１０２を例示する。図１１に示すＲＦパルスの縦方向の大きさは、α角の大きさに対応する。

図１１に示すように、ｋ空間１１０１のサンプリングをシーケンシャルに行う場合には、ｋ空間１１０１の一方の外縁からもう一方の外縁に向かって順番にサンプリングが行われる。この場合、中心付近のサンプリングが行われる時点で最も大きなα角のＲＦパルスが印加されるのが好ましい。このため、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、パルスシーケンス１１０２において、サンプリング１，２，３，４，５・・・と、ｋ空間１１０１の外縁から順番にｂＳＳＦＰによるサンプリングを開始する。そして、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、外縁から中心付近に向かうにつれてα角を大きくし、中心付近で一定以上のα角を保ち、中心付近から再び外縁に向かうにつれてα角を小さくする。

なお、図１１は一例に過ぎない。例えば、図１１に示す例では、ランプアップを行わずにサンプリングを開始する場合を説明したが、例えば、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、図１０に示したように、ランプアップを行ってからサンプリングを開始してもよい。また、ハーフフーリエ法によってデータが収集される場合にも、同様に適用可能である。

図１２は、その他の実施形態に係るｋ空間及びパルスシーケンスを示す図（３）である。図１２には、３Ｄのｋ空間１２０１のサンプリングをシーケンシャルに行う場合のパルスシーケンス１２０２，１２０４，１２０６，１２０８，１２１０を例示する。ここで、各パルスシーケンス１２０２，１２０４，１２０６，１２０８，１２１０は、ｋ空間１２０１の各スライス１，２，３，４，５で行われるパルスシーケンスに対応する。図１２に示すＲＦパルスの縦方向の大きさは、α角の大きさに対応する。

図１２に示すように、ｋ空間１２０１のサンプリングをシーケンシャルに行う場合には、ｋ空間１２０１の一方の外縁のスライスからもう一方の外縁のスライスに向かって順番にサンプリングが行われる。例えば、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、中心付近にあるスライス３において、最も大きいα角のＲＦパルスを印加するパルスシーケンス１２０６を行う。また、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、外縁にあるスライス１，５において、最も小さいα角のＲＦパルスを印加するパルスシーケンス１２０２，１２１０を行う。また、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、中心付近と外縁との間にあるスライス２，４において、スライス３より小さく、スライス１，５より大きいα角のＲＦパルスを印加するパルスシーケンス１２０４，１２０８を行う。

なお、図１２は一例に過ぎない。例えば、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ｋ空間１２０１のサンプリングをシーケンシャルに行う場合においても、ランプアップを行ってからサンプリングを開始してもよい。

また、例えば、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ｋ空間１２０１のサンプリングをセントリックに行う場合においても、図１２に示したパルスシーケンスと同様のパルスシーケンスでサンプリングを行ってもよい。つまり、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ＳＥ方向にインターリーブにサンプリングを行う場合には、例えば、スライス３，２，４，１，５の順に、図１２に示した大きさのα角のＲＦパルスを用いてサンプリングを行う。また、ＰＥ方向にインターリーブにサンプリングを行う場合には、例えば、図１０に示したパルスシーケンスと同様のパルスシーケンスでサンプリングを行う。この場合、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ランプアップを行ってからサンプリングを開始するのが好ましい。

これにより、その他の実施形態に係るＭＲＩシステムは、ｂＳＳＦＰにおいてもサンプリングを行うことができる。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、比吸収率の上昇を抑えつつ信号雑音比を効果的に高めることができる。

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

スライスエンコード方向において、３次元ｋ空間の中心を含むハーフフーリエスライス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ハーフフーリエスライス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くなるようにＦＡＳＥ（ＦａｓｔＡｄｖａｎｃｅｄＳｐｉｎＥｃｈｏ）シーケンスを実行するシーケンス制御部
を備え、
前記シーケンス制御部は、
第１のスライスに印加する前記リフォーカシングパルスを第１のフリップ角で、
前記第１のスライスより前記ｋ空間の中心に近い第２のスライスに印加する前記リフォーカシングパルスであって、実効ＴＥパルス以外のリフォーカシングパルスを、前記第１のフリップ角より大きな第２のフリップ角で、
前記第２のスライスより前記ｋ空間の中心に近い第３のスライスに印加する前記リフォーカシングパルスであって、実効ＴＥパルス及び前記実効ＴＥパルスの両側のパルス以外のリフォーカシングパルスを、前記第２のフリップ角より大きな第３のフリップ角で、
前記第２のスライスに印加する前記リフォーカシングパルスであって、前記実効ＴＥパルスであるリフォーカシングパルスを、前記第２のフリップ角より大きな第４のフリップ角で、
前記第３のスライスに印加する前記リフォーカシングパルスであって、前記実効ＴＥパルスの両隣のパルスを、前記第３のフリップ角より大きな第５のフリップ角で、
前記第３のスライスに印加する前記リフォーカシングパルスであって、前記実効ＴＥパルスであるリフォーカシングパルスを、前記第４のフリップ角及び前記第５のフリップ角より大きな第６のフリップ角で印加する、磁気共鳴イメージング装置。
前記ＦＡＳＥシーケンスは、３次元ｋ空間の位相エンコード方向及びスライスエンコード方向において、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に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ＦＡＳＥシーケンスは、前記中心に対してフリップ角の大きさが略対称のリフォーカシングパルスを含む、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ＦＡＳＥシーケンスは、位相エンコード方向において、パルストレインの開始時に対応する、前記３次元ｋ空間の前記中心を含む領域外の領域及び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又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ＦＡＳＥ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ＦＡＳＥ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１〜４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ＦＡＳＥシーケンスは、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の繰り返し時間が他の領域の繰り返し時間よりも長い、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ＦＡＳＥ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において、前記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、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記繰り返し時間は、前記ＦＡＳＥ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、請求項６又は７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ＦＡＳＥ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６〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。