JP6991848B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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。

ＺＴＥ（Ｚｅｒｏ Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）やＰＥＴＲＡ（Ｐｏｉｎｔｗｉｓｅ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ Ｔｉｍｅ Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｒａｄｉａｌ Ａｃｕｑｉｓｉｔｉｏｎ）等の磁気共鳴イメージング方法において、ＲＦパルスの印加から、データ収集の開始までには、一定の時間遅延が生じる。

この時間遅延のため、ｋ空間中心付近に対応するデータに、アーチファクトが生じる。従って、かかるアーチファクトを補正するため、ＲＦパルスの印加からデータ収集の開始までの時間が正確に算出されるのが望ましい。

米国特許８、７１７、０２３号明細書 米国特許８、５５２、７２７号明細書

本発明が解決しようとする課題は、画質を向上させることである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、算出部とを備える。シーケンス制御部は、複数のＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスを印加してエコーを生成する第１のパルスシーケンスと、ＲＦパルスを印加してデータ収集を行う第２のパルスシーケンスとを実行する。算出部は、前記第１のパルスシーケンスにおける前記エコーのピーク位置の測定値と、前記第１のパルスシーケンスにおける前記エコーのピーク位置の理論値との時間差を算出し、前記時間差に基づいて、前記第２のパルスシーケンスにおける前記ＲＦパルスの有効励起時間を算出する算出部とを備える。

図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を示した図である。 図２は、ＺＴＥ（Ｚｅｒｏ Ｔｉｍｅ Ｅｃｈｏ）におけるデータ収集について示した図である。 図３Ａは、ＰＥＴＲＡにおける収集及び傾斜磁場波形の例について示した図である。 図３Ｂは、ＰＥＴＲＡにおいて収集されるｋ空間領域の例を示す図である。 図４Ａは、経験的な方法により画像再構成を行った場合の例を示す図である。 図４Ｂは、図４Ａの拡大図である。 図５Ａは、ＳＥ（Spin-Echo）を生成する信号波形の例である。 図５Ｂは、それぞれ、スピンエコー及び被検体のスキャンに係る信号ピークの位置の位置を示す図である。 図６は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理の流れを示したフローチャートである。 図７は、データ収集における反復処理の例を示す図である。 図８Ａは、所定の反復回数で収集した信号データにおける、理想的なエコー位置および測定ピーク位置を示す、グラフの例である。 図８Ｂは、収集された信号データの実測されたピーク位置を、エコー信号が起こる理論的な位置の時間シフトに対してプロットしたグラフの例である。

代表的な実施形態について、図面の参照番号を示しながら説明する。本明細書で開示する実施形態および図面は、実施形態がそれらに限定されるものではなく、実施形態の例を示したに過ぎない。以降の技術範囲および特許請求の範囲は、図面に示し本明細書に記載する実施形態により制限されるものではない。

実施形態は主として、特定の実施形態に関連する個々のプロセスおよびシステムの観点から記載するものである。しかしながら、これらのプロセスおよびシステムは、その他の実施形態においても効果的に作用するであろう。「ある実施形態」、「１つの実施形態」、および「別の実施形態」等の語句は、同一実施形態または異なる実施形態のことを意味してもよい。実施形態は、特定の構成要素を有する方法および構成について記載されるものである。しかしながら、方法および構成は、示される構成要素よりも多いまたは少ない構成要素を含んでいてもよく、本開示の範囲から逸脱することなく当該構成要素の配置および種類における変更を行ってもよい。

代表的な実施形態を、一定のステップを有する方法に係る実施形態の文脈に沿って説明する。しかしながら、かかる方法および構成は、代表的な実施形態に相反しない追加的な工程および異なる順番の工程において、効果的に作用する。したがって、本開示は、示す実施形態に制限されることを意図するものではなく、本明細書に記載する原理および特徴に合わせた最も広い範囲を与えるものである。

さらに、数値の範囲が示されている場合、範囲の上限と下限との間に挟まれたそれぞれの数値、およびあらゆるその他の明示した数値または当該明示した範囲の間にある数値は、本開示の一部として包含されることを理解すべきである。明示した範囲が上限および下限を含む場合、その上限および下限の両方を除く範囲もまた含まれる。明示的に示さない限り、本明細書で使用する用語は、当業者により理解される明白かつ一般的な意味を有することを意図する。あらゆる定義は、本開示を理解する上で読者を支援することを意図しており、特に指示しない限りにおいて、かかる用語の意味を変更または別の場合制限することを意図したものではない。

図１に、実施形態に係るＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）システム１００が記載されている。図１に示すＭＲＩシステム１００は、架台１０１（概略断面図で示す）、および当該架台と連動する種々の関連システム構成要素１０３を備えている。少なくとも架台１０１は通常、シールドルーム内に配置される。図１に示したＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸円筒状配置である、静電場のＢ_０磁石１１１、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイル１１３、および大型の全身用ＲＦコイル（Whole-Body RF coil：ＷＢＣ）１１５を備える。当該円筒状部材アレイの水平軸線に沿って、寝台１２０に支持された患者１１９の頭部を実質的に取り囲むようなイメージングボリューム１１７がある。

より小型である１つ以上のアレイＲＦコイル１２１は、イメージングボリューム１１７内の患者の頭部（本明細書では、例えば「スキャンした被検体」または「被検体」のことを意味する）に、より密接に取り付けることが可能である。当業者は理解するであろうが、ＷＢＣと比較して、表面コイル等の比較的小型のコイルやアレイは、特定の身体部位（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸部、脊椎等）用に多くの場合カスタマイズされる。本明細書において、かかる小型ＲＦコイルとは、アレイコイル（Array Coil：ＡＣ）またはフェーズドアレイコイル（Phased-Array Coil：ＰＡＣ）のことを指す。当該アレイコイルは、ＲＦ信号をイメージングボリュームへと送信するように構成された少なくとも１つのコイル、およびイメージングボリューム内の患者の頭部等の被検体からのＲＦ信号を受信するように構成された複数の受信用コイルを含むことができる。

ＭＲＩシステム１００は、ディスプレイ１２４、キーボード１２６、およびプリンタ１２８と接続する入力／出力ポートを有するＭＲＩシステムコントローラ１３０を備える。通常理解できるように、ディスプレイ１２４は、制御入力も同様に提供する種々のタッチスクリーンであってもよい。マウスまたはその他の入力／出力（Input/Output：Ｉ／Ｏ）デバイス（１つまたは複数）もまた提供可能である。

ＭＲＩシステムコントローラ１３０はＭＲＩシーケンスコントローラ１４０と連動し、次いで、当該ＭＲＩシーケンスコントローラは、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルドライバ１３２、ＲＦ送信機１３４に加えて、Ｔ/R (送信／受信)スイッチ１３６（送信および受信の双方に同一のＲＦコイルが使用される場合）を制御する。ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、パラレルイメージングを含む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周知）技術を実施するための、適切なプログラムコード構造１３８を含む。ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、エコープラナーイメージング（Echo-Planar Imaging：ＥＰＩ）やパラレルイメージングに合わせて構成可能である。その上、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、メインスキャン磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）画像（診断画像とも呼ばれる）を取得するために、１つ以上の準備スキャン（プリスキャン）シーケンスおよびスキャンシーケンスを容易にすることができる。例えば、プリスキャンからのＭＲデータを使用し、全身用ＲＦコイル１１５やアレイＲＦコイル１２１の感度マップ（コイル感度マップまたは空間感度マップと呼ばれることもある）を測定することができ、またパラレルイメージングにより、アンフォールドされたマップを決定することもできる。ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、シーケンス制御部の一例である。

ＭＲＩ関連システム構成要素１０３は、処理済み画像データを生成するように、入力をＭＲＩデータプロセッサ１４２へと提供するＲＦ受信機１４０を含み、当該画像データは、ディスプレイ１２４へと送信される。ＭＲＩデータプロセッサ１４２はさらに、あらかじめ生成済みのＭＲデータ、画像、マップやシステム構成パラメータ、マップ/ＭＲＩ画像メモリ１４６、ならびに、画像再構成プログラムコード構造４４およびプログラム格納部１５０にアクセスするように構成されており、当該マップは例えば、コイル感度マップ、パラレルイメージング展開マップ、ゴーストリダクションマップ、歪みマップ等である。

１つの実施形態では、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は処理回路を含む。処理回路は、特定用途向け集積回路（Application-Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、構成可能な論理デバイス、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）、およ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、ならびに本開示内で列挙する機能を実行するために調整されたその他の回路部品等のデバイスを含むことができる。

ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、画像再構成プログラムコード構造４４およびプログラム格納部１５０内に収容された１つ以上の命令のうちの、１つ以上のシーケンスを実行する。あるいは、ハードディスクまたは取り外し可能なメディアドライブ等の別のコンピュータ可読媒体から、命令を読み出すことも可能である。多重処理配列内の１つ以上のプロセッサを採用し、画像再構成プログラムコード構造４４およびプログラム格納部１５０内に収容された命令シーケンスを実行することもまた可能である。代替的な実施形態では、ソフトウェア命令に代えてまたはソフトウェア命令と組み合わせて、配線回路を使用することが可能である。したがって、開示する実施形態は、ハードウェア回路およびソフトウェアのいかなる特定の組み合わせにも制限されるものではない。

なお、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、後述するように、図示しない算出機能を有する。ＭＲＩデータプロセッサ１４２が有する算出機能は、算出部の一例である。

加えて、本明細書で使用する用語「コンピュータ可読媒体」とは、実行のためＭＲＩデータプロセッサ１４２への命令提供に関与する、あらゆる非一過性の媒体を意味することを理解すべきである。コンピュータ可読媒体は、非揮発性媒体または揮発性媒体を含む多くの形態であってもよいが、これらに限定されない。非揮発性媒体は、例えば、光ディスク、磁気ディスクおよび光磁気ディスク、または取り外し可能なメディアドライブを含む。揮発性媒体はダイナミックメモリを含む。

ＭＲＩシステムのプログラム格納部（メモリ）１５０に関する一般的表記もまた、図１に示すが、格納したプログラムコード構造（例えば、グラフィカルユーザインタフェースを定義し当該インタフェースへの操作者の入力を受け付けること等のために、ゴーストアーチファクトを低減または排除した画像を再構成するため）は、ＭＲＩシステム１００における種々のデータ処理用構成要素にアクセス可能な、非一過性のコンピュータ可読記憶媒体内に格納される。当業者は理解するであろうが、プログラム格納部１５０は、分割されていてもよく、また少なくとも部分的に、コンピュータの通常動作において、かかる格納プログラムコード構造を最も早急に必要とする、関連システム構成要素１０３の処理コンピュータのうちの異なるコンピュータに直接接続されてもよい（すなわち、格納しＭＲＩシステムコントローラ１３０に直接接続する通常状態に代えて）。

加えて、図１に示すＭＲＩシステム１００を利用して、以下本明細書に記載する代表的な実施形態を実行することも可能である。システム構成要素は、異なる論理回路の集合体からなる「ボックス」に分けることができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）、マイクロプロセッサ、および専用処理回路（例えば、高速アナログ／デジタル（Analog to Digital ：Ａ／Ｄ）変換、高速フーリエ変換、アレイ処理等）を備えることが可能である。上記プロセッサのうちのそれぞれは通常、クロック制御した「ステートマシン」であり、当該ステートマシンにおける物理的なデータ処理回路は、それぞれのクロックサイクル（または所定のクロックサイクル数）が発生すると、ある物理的状態から別の物理的状態へと遷移する。

さらに、処理回路（例えば、中央演算処理装置（Central Processing Unit：ＣＰＵ）、レジスタ、バッファ、演算装置等）の物理的状態が、動作進行中に、あるクロックサイクルから別のクロックサイクルへと次第に変化するだけではなく、関連するデータ記憶媒体（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶部）の物理的状態は、かかるシステムの動作中に、ある状態から別の状態へと変化する。例えば、画像再構成プロセスの結果や、時に画像再構成マップ（例えば、コイル感度マップ、展開マップ、ゴーストマップ、歪みマップ等）の生成プロセスの結果において、物理的な記憶媒体内における、コンピュータ可読かつアクセス可能なデータ値記憶部位のアレイは、ある前の状態（例えば、全て均一な「０」の値または全て「１」の値）から新しい状態へと変化し、現実における物理的な事象および状態（例えば、イメージングボリューム空間に亘る患者の物理的内部構造）を表すためのかかるアレイの物理的部位における物理的状態は、最小値と最大値との間で変動する。当業者は理解するであろうが、コンピュータ制御プログラムコードにおける特定の構成が、命令レジスタへと順次ロードされ、ＭＲＩシステム１００の１つ以上のＣＰＵにより実行される際、動作状態における特定のシーケンスを発生させ、ＭＲＩシステム１００内全体に亘って遷移させるため、データ値記憶に関するかかるアレイは、物理的構造を表し、また物理的構造を構成する。

以下に記載する代表的な実施形態では、複数の入力ＲＦパルスの中から入力ＲＦパルスの時間原点を測定するための技術が示される。本明細書に記載する実施形態では、具体的には、ＭＲＩデータ収集プロセス（ＺＴＥ、ＰＥＴＲＡ等）等に関係するタイミングエラーを直接測定するための機構が示される。タイミングエラーの正確な決定により、収集したｋ空間データをグリッド上へと正確に配置すること（「グリッディング」）が可能となり、アーチファクトを低減しつつ正確な画像再構成を行うことにつながる。ＺＴＥおよびＰＥＴＲＡによる収集技術は、入力ＲＦパルスの時間原点を決定する方法の応用範囲を強調するための例としてのみ使用されている。実施形態の技術は、あらゆるシステムのキャリブレーションを目的として一様に適用可能である。

具体的には、実施形態においては、ＲＦパルスにおける実効磁気中心または実効時間原点の決定が可能となり、またそれにより、傾斜磁場のタイミングまたは性能に関連し得る不明瞭さを低減することができる。

ＭＲＩ画像は、ｋ空間の各点でエンコードされる、ＮＭＲによるＲＦ応答信号（例えば、自由誘導減衰、傾斜磁場エコー（Gradient Echo：ＧＥ）、スピンエコー（Spin Echo: SE）のデータ）を収集することにより生成される。このＲＦ応答信号は、例えばフーリエ変換等のあらゆる種類の処理を適用する前に、ＭＲＩシステムから直接取得されるデータマトリクスである。

ｋ空間は、被検体の１次元、２次元、または３次元における空間周波数情報を表す。ｋ空間は、位相エンコード方向に充填される空間および周波数エンコード方向のデータにより定義される。ｋ空間データと画像データとの間の変換は、フーリエ変換を用いて記述できる。データ収集マトリクスは、画像処理前の生データを含む。２次元（2-dimensional：２Ｄ）フーリエ変換イメージングでは、データ線は、特定の位相エンコードレベルにおけるデジタル化したＭＲ信号に対応する。ｋ空間内の位置は、画像化対象の被検体全体に亘って印加される傾斜磁場の時間積分値に直接関係する。生データマトリクス内のあらゆる点は、完全な画像における情報の一部を含む。生データマトリクス内の点は、画像マトリクス内の点には対応しない。生データマトリクスの外側の行、すなわち高い空間周波数は、画像の境界および輪郭に関する情報（すなわち、構造の詳細）を提供し、マトリクスの内側の行、すなわち低い空間周波数は、画像全体のコントラストに関する情報を提供する。

１つの実施形態では、ＭＲＩシーケンスは、データを収集し画像を形成するように設計された、ＲＦパルスと傾斜磁場との順序立った組み合わせである。ＭＲ画像を生成するためのデータは、一続きの工程により得られる。最初に、ＲＦパルスを用いて組織を励磁するが、当該パルスは、スライス選択傾斜磁場と同時に印加可能である。シーケンスの他の２つの特徴的な要素は、位相エンコードの読み出しおよび周波数エンコードの読み出しであり、当該読み出しは、プロトンをその他の２つの次元内に空間的に配置するために必要とされる。最後に、データを収集した後、一続きの位相エンコード工程のためプロセスを繰り返す。

図２に、代表的なＺＴＥデータ収集波形２００を示す。ＺＴＥデータ収集では、傾斜磁場波形２０３は、入力ＲＦ信号２０１の透過直前の時点で遷移（すなわち、振幅が変わる）する。例えば、図２に示すとおり、傾斜磁場波形２０３は、第１のＲＦパルス２０１ａの透過前に振幅を変える。

ＲＦパルス２０１ａの時間原点を基準として一定の時間遅延(タイミングエラー２０５)の経過後に始まるデータ収集期間２０７内において、データが収集される。ここで、ＲＦパルスの時間原点とは、パルスシーケンスのＴＥ（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）を決定するための基準となるための時間である、いわゆるＲＦパルスの有効励起時間のことを指す。印加されるＲＦパルスが対称パルスの場合、ＲＦパルスの時間原点は、ＲＦパルスの時間的な中心におおむね等しくなる。一方、印加されるＲＦパルスが非対称パルスの場合、ＲＦパルスの時間原点は、ＲＦパルスの時間的な中心からずれる場合がある。また、一定の時間遅延は、本明細書において「タイミングエラー」と呼ばれ、δで表される。ＲＦパルス２０１ａが透過する少し前の時点から、データ収集期間２０７が終了する少し後の時点まで延びる時間幅において、傾斜磁場波形２０３は、一定の振幅を維持することに留意されたい。さらに、データ収集期間２０７が完了すると、後続ＲＦパルス２０１ｂの透過前に、傾斜磁場波形２０３は遷移し振幅が増加する。

発生したタイミングエラー２０５により、ｋ空間マトリクス内におけるｋ空間中央部に対応するデータが欠損する。ｋ空間のデータポイントが欠損することにより、画像再構成プロセスが効果的ではなくなる。具体的には、再構成された画像はアーチファクト画像を含む。さらに、タイミングエラーの正確な持続期間が未知である場合、再構成された画像がアーチファクトを含む度合いもまた未知である。したがって、入力ＲＦパルスの時間原点について、正確な推定を取得することが重要である。

上記ＺＴＥデータ収集技術に関する説明と同様の状況が、ＰＥＴＲＡデータ収集技術についてもまた発生する。ＰＥＴＲＡ収集技術に対応する、透過収集波形および１対の傾斜磁場波形の一例をそれぞれ図３Ａに示す。図３Ａにおいて、波形３０１は透過収集波形に対応し、波形３０３および３０５はそれぞれ１対の傾斜磁場波形に対応する。

ＰＥＴＲＡデータ収集技術におけるｋ空間領域の一例を図３Ｂに示す。図３Ｂにおいて、矢印３１０は、ＰＥＴＲＡにおけるデータ収集方向を示す。タイミングエラーにより、ｋ空間の中央部に属するデータは不一致となる。図３Ｂに示すとおり、円形領域３２０は、データポイントが欠損したｋ空間領域に対応する。さらに、円形領域３２０の正確な境界は未知である。したがって、再構成された画像がアーチファクトを含む度合いもまた未知である。

それゆえ、上記で述べたように、タイミングエラーの持続期間を正確に推定する方法を開発することは有益であり、または別の方法において述べたように、入力ＲＦパルスの時間原点を決定することも有益である。タイミングエラーの持続期間は、ＲＦパルスの「磁気中心」に依存する。具体的には、ＲＦパルスの磁気中心は、同色磁気スピンが位相を獲得しはじめる時、別の言い方をすればＲＦパルスの時間原点として知られる位置に対応する。ＲＦパルスの時間原点の決定が成功すると、効率的な方法で画像を再構成するための、ｋ空間データ処理が可能となる。

時間原点の正確な持続期間を決定するための１つのアプローチは、ＲＦパルスの波形形状に基づいて時間原点を解析的に推定することであることを理解すべきである。しかしながら、このアプローチは、ハードウェアの非直線性が解析解からのずれを引き起こす場合があるため実行可能ではない。例えば、ＲＦ増幅器に本来備わった非直線性により、出力応答が理想的な応答からずれる場合がある。その上、その他のハードウェアの非直線性またはタイミングの不具合により、時間原点の推定においてエラーを引き起こす場合があり、それにより再構成された画像内にアーチファクトを生じることがある。加えて、エラーの大きさは、時間依存性であるのに加えてハードウェア依存性であり、それはつまり、異なる種類のハードウェアが異なる出力結果を生む場合があるということであり、その上、出力は時間関数により変化し得る。

さらに、経験的な方法を用いた技術を利用し、「グリッドシフト」パラメータに基づいた時間原点のエラーを推定することが可能である。具体的には、グリッドシフトパラメータは、収集におけるタイミングエラーに起因するｋ空間内データの想定位置と実際の位置との間の不一致に対応する。グリッドシフトパラメータの大きさが使用されて、タイミング補正における推定が行われる。タイミングエラーを推定するかかるアプローチの欠点は、グリッドシフトパラメータの推定が、画像の質を検査するという手動による手法で行われるという点である。このように、画像データを作成し読影するためには、人間との対話および時間が必要となる。その上、出力は人間の読影の影響を受ける。加えて、タイミングエラーのシフトが使用するＭＲＩスキャナの種類に依存するため、かかる経験的な方法を用いた技術を、ＭＲＩシステムにおけるそれぞれのハードウェア構成に対して繰り返す必要がある。

上述したタイミングエラーの経験的な推定における人間の介入による影響を示すために、ファントム（例えば、米国放射線専門医会（American College of Radiology：ＡＣＲ）指定のファントム）の画像再構成に関する実験的な推定プロセスの結果を示すスナップショットの一例を図４Ａに示す。

具体的には、経験的な推定プロセスのグリッドシフトパラメータにおいて、特定の数値を選択した結果を示すスナップショットを図４Ａに示す。いくつかのグリッドシフトパラメータ値での、ＡＣＲファントム画像の再構成における画像アーチファクトを図４Ａに示す。０～１４マイクロ秒の範囲のグリッドシフト値におけるファントムの再構成画像を図４Ａに示す。０および１４マイクロ秒のグリッドシフト値に対応する再構成画像が多くのアーチファクトを有する一方で、６マイクロ秒のグリッドシフト値における再構成画像のアーチファクトが最も少ないという結果になることが観測される。簡略化の目的のため、図４Ａのスナップショットの拡大図を図４Ｂに示す。

したがって、ＲＦパルスの時間原点におけるタイムシフトを測定するためのキャリブレーション技術について、以下で説明する。換言すれば、本明細書に記載するキャリブレーション技術は、ＲＦパルスの時間原点の測定を可能とする。キャリブレーション技術はＳＥ（Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）の生成に基づいており、当該生成はＭＲＩシーケンスの一種である。ＧＥシーケンス等のエコーシーケンスは、それぞれがある繰り返し時間で分割された、一続きのＲＦ励起パルスを含むＭＲＩシーケンスの一種である。ＲＦ励起パルスの印加後、データをある特性時間において収集するが、本明細書ではエコー時間と定義する。１つの実施形態では、少なくとも１つの別のＲＦリフォーカシングパルスを有するという点を除いて、ＳＥシーケンスはＧＥシーケンスと類似している。以下のＲＦ励起パルスにおいて、磁化ベクトルは水平面上にある。感知した磁場における巨視的な変化および微視的な変化により、同色スピンの中には、より遅く歳差運動するものもあれば、より早く歳差運動するものもある。結果としてスピンの正味のベクトル和は減少するが、それは「Ｔ２＊ディフェージング」として知られるプロセスである。フリップ完了後に、フリップ前の遅い同色体が早く歳差運動しフリップ前の早い同色体が遅く歳差運動するように、それから、ＲＦリフォーカシングパルスを印加し同色体のスピンを「フリップ」させる。さらなる時間遅延後、ＳＥが形成される。ＲＦリフォーカシングパルス後の時間遅延の後にＲＦエコーが発生する位置は、ＲＦ励起パルスおよびＲＦリフォーカシングパルスの有効時間原点を分割する持続期間に等しい。

ある実施形態に従い、ＳＥの生成を示す代表的な信号波形を図５Ａに示す。ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、生成したＳＥを利用し、時間原点、Δの補正を決定する。

図５Ａを参照すると、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、複数のＲＦパルスを印加してエコーを生成する第１のパルスシーケンスを実行する。例えば、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、ＲＦパルス５０１及びＲＦパルス５０３からなる１対のＲＦパルスを印加し、スピンエコー（ＳＥ）を生成する。すなわち、前述のとおり、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、１対のＲＦパルス５０１および５０３を含むＲＦ信号５１０を使用し、ＳＥを生成する。入力ＲＦパルス５０１および５０３は、所定の時間合計５０２分だけ分離されており、実質的に同等のパルス時間幅および波形形状を有している。その上、ＲＦパルスは実質的に同等のフリップ角を有しており、当該フリップ角は、ＲＦパルスの印加中に正味の磁化が受ける回転量として定義される。入力ＲＦパルス５０１と５０３との間の所定の時間合計５０２は、エコー信号の典型的な位置がサンプリングウインドー５０９内の所望の位置において取得可能となるような方法で、調整可能であることを理解すべきである。その上、ＳＥの生成中、傾斜磁場波形５２０は一定の振幅５０７を維持することを理解すべきである。すなわち、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、第１のパルスシーケンスにおいて、ＲＦパルス５０１の印加からデータ収集（サンプリングウインドー５０９）までの間一定の振幅５０７の傾斜磁場を更に印加する。その場合、狭いピークを有するエコー信号の生成が可能となり、それによりエコー信号の容易な検出を提供する。１つの実施形態では、一定の傾斜磁場を利用することにより、傾斜磁場エラーにおける不明瞭さ、またはＲＦパルスの実効時間原点の測定における摂動を排除する、有利な機能を提供する。

１つの実施形態によれば、ＳＥが生成され次第、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、被検体（例えば、１４ｃｍ四方のオイルの立方体等のファントム）のスキャンを取得する。さらに、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、被検体のスキャンに対応する、収集データ信号における測定ピーク位置を決定する。すなわち、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、第１のパルスシーケンスにおけるエコーのピーク位置の測定値を取得する。その後、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、収集データ信号における測定ピークの発生と、ＳＥの理論的な位置に対応するタイムインスタンスとの間の時間差を算出する。すなわち、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、第１のパルスシーケンスにおけるエコーのピーク位置の測定値と、第１のパルスシーケンスにおけるエコーのピーク位置の理論値との時間差を算出する。具体的には、図５Ｂに示すとおり、５２１で示す線は、１対のＲＦパルスに基づいて生成されたＳＥ信号の理論的な位置に対応する。さらに、収集データ信号は参照標識５２３として表される。収集データ信号の測定ピークは、参照標識５２３ａとして表される。ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、理論的なエコー位置（５２１）と収集データ信号の測定ピーク（５２３ａ）との間の時間差を算出する。算出した時間差は、タイミング補正の測定値（Δ）、すなわち、入力ＲＦパルスの時間原点（ＲＦパルスの有効励起時間）におけるタイムシフトの測定値に相当する。従って、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、当該算出した時間差に基づいて、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０が実行する第２のパルスシーケンスにおけるＲＦパルスの有効励起時間を算出することができる。ここで、第２のパルスシーケンスの例としては、例えば、図２に示されるＺＴＥ（Ｚｅｒｏ Ｔｉｍｅ Ｅｃｈｏ）シーケンスやＰＥＴＲＡ（Ｐｏｉｎｔｗｉｓｅ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ Ｔｉｍｅ Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｒａｄｉａｌ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）シーケンスなどが挙げられる。なお、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、第２のパルスシーケンスにおいて、ＲＦパルスの印加からデータ収集までの間一定の振幅の傾斜磁場を印加する。

ＲＦパルスの時間原点を算出するために実行する工程を示す、フローチャート６００の一例を図６に示す。

ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、工程Ｓ６１０のプロセスにて、ＳＥ信号を生成する。１つの実施形態では、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、図５Ａに示す１対のＲＦパルスを使用して、ＳＥを生成することができる。ＳＥ発生の理論的な位置が達成可能なように、ＲＦパルス間の時間幅は調整可能であることに留意されたい。ＳＥの生成中、傾斜磁場波形は一定の振幅を維持する。上記で説明したとおり、ＳＥの生成は１対のＲＦパルスにより実行されるが、複数の入力ＲＦパルスを使用してＳＥを生成することも可能であることを理解すべきである。すなわち、当該複数の入力ＲＦパルスは、３個以上のＲＦパルスであってもよい。

さらに、工程Ｓ６２０にて、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、収集データ信号の測定ピーク（すなわち、実際に観測されるピーク）を決定する。

工程Ｓ６３０にて、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、収集信号の測定ピーク位置を、理論的なエコー位置と比較する。具体的には、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、収集信号の測定ピークと理論的なエコー位置との間の時間差を算出する。１つの実施形態では、算出した時間差は、ＲＦパルスの磁気中心のタイムシフトに相当する。換言すれば、算出した時間差は、入力ＲＦパルスの理論的な時間原点から測定したタイムシフトに相当する。

１つの実施形態によれば、少なくとも１対のＲＦパルス（工程Ｓ６１０を参照のこと）があれば、上述した方法を実施し入力ＲＦパルスのタイムシフトを測定するのに十分であり得る。しかしながら、上述した方法の精度を向上させるという目標のため、ＳＥ信号の生成およびスキャンした被検体のデータ収集における繰り返しは、所定の反復回数（Ｎ回）実行することが可能である。換言すると、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、第１のパルスシーケンスを複数回実行し、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、複数回実行された第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数のエコーのピークの測定値と、複数回実行された第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数のエコーのピーク位置の理論値とに基づいて、第２のパルスシーケンスにおけるＲＦパルスの有効励起時間を算出しても良い。

したがって、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、Ｓ６４０のプロセスにて、クエリを実行し、ＳＥ信号の生成およびデータ収集についてＮ回実行されたかどうかを決定する。クエリへの応答が否定である場合、プロセスは工程Ｓ６５０へと移り、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、実行された反復回数を追跡するカウンターを１だけ増やす。その後、プロセスはもとに戻り、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、工程Ｓ６１０～Ｓ６３０を繰り返す。Ｓ６４０におけるクエリへの応答が肯定である場合、プロセス６００は終了する。

１つの実施形態では、ＳＥの生成およびスキャンした被検体のデータ収集の繰り返しが完了すると、図８Ａおよび図８Ｂを参照し以下で説明するとおり、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、算出した反復の時間差に基づいて、ＲＦパルスの時間原点におけるタイムシフトを測定することができる。データ収集およびＳＥ生成の反復に関する詳細を、図７を参照し以下で説明する。１つの実施形態では、図６を参照し上述したキャリブレーションプロセスを１度実行することが可能であり、あるいはその代わりに、所定のタイムインスタンスにおいて繰り返してもよい。その上、ＭＲＩスキャナ内のハードウェアの変化により、キャリブレーションプロセスを起動させてもよい。さらに、上述したキャリブレーションプロセスにより、ＲＦパルスの磁気中心におけるタイムシフトの正確な算出が可能となる。その場合、ｋ空間データは効率的に再構成され、正確な画像再構成を提供する。

１つの実施形態に従い、データ収集における反復プロセスを示す代表的な図を図７に示す。

図７において、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、ＲＦパルスの第１の対７１０（それぞれ７０１および７０３）を含むＲＦ信号７６０を使用し、ＳＥを生成する。ＲＦパルス７０１と７０３との間の時間幅７０２は、エコー信号の理論的な位置がサンプリングウインドー７０５内の所望の位置において取得可能となるような方法で、調整可能である。例えば、図７に示すとおり、ＳＥの理論的な位置は、７０７として示すタイムインスタンスにおいて示される。第１ＳＥの生成中、傾斜磁場波形７７０は一定の振幅７０４を維持することに留意されたい。

さらに、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は被検体（例えば、ファントム）のスキャンを実行し、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、被検体のスキャンに対応する収集データ信号のピーク（サンプリングウインドー７０５内にある）を取得する。収集されたデータ信号の実測されたピークは、図７に示す通り、参照符号７０８として示されている時刻に起こる。その後、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、収集データ信号７０８における測定ピークの発生と、ＲＦエコー７０７の理論的な位置に対応するタイムインスタンスとの間の時間差を算出する。

さらに、ＲＦパルスの第２の対７２０（それぞれ７２１および７２３）が使用されて、第２ＳＥ信号が生成される。ＲＦパルス７２１と７２３との間の時間幅７２２もまた、第２エコー信号の理論的な位置が後続サンプリングウインドー７２５内の所望の位置において取得可能となるような方法で、調整可能である。したがって、かかる方法で、エコー信号の生成およびデータ収集が所定の反復回数繰り返される。

１つの実施形態に従い、上記のプロセスをＮ回繰り返すことが可能であり、ＲＦパルス間の時間幅は、それぞれの反復において所定量（例えば、１ミリ秒）だけ増加し得る。すなわち、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、第１のパルスシーケンスの実行のたび、複数のＲＦパルスの印加間隔を一定の時間だけ増やしながら、第１のパルスシーケンスを複数回実行する。その場合、後続エコー位置は、当該位置に対応するサンプリングウインドー内でシフトする。その上、Ｎ回の反復の合計時間は、数秒オーダーであることを理解すべきである。例えば、逐次反復の間の繰り返し時間が５００ミリ秒である場合、上述した繰り返しを４０回反復実行するためには合計２０秒必要である。

Ｎ回の反復における、収集データ信号の測定ピークの発生と、ＳＥの理論的な位置に対応するタイムインスタンスとの間で算出した時間差を処理する、処理フレームワークを以下で説明する。

反復回数Ｎ＝４０における、理論的なエコー位置および収集データ信号の測定ピークを示す、代表的なグラフを図８Ａに示す。それぞれの反復において、ＲＦパルス間の時間幅は、所定量（例えば、１ミリ秒）だけ延長し得ることに留意されたい。さらに、入力ＲＦパルス間の時間幅の延長により、エコー信号の理論的な位置がシフトすることになる。

図８Ａにおいて、エコー位置のシフトをＹ軸上にプロットし、また時間のパラメータをＸ軸上にプロットする。曲線８０１はＮ回の反復による理論的なエコー位置を示し、また曲線８０３は収集データ信号の測定ピークに対応する。曲線間の変位量（Δで表す）は、対応する入力ＲＦパルスの時間原点におけるタイムシフトの測定値に相当する。

エコー信号の理論的な位置におけるシフトをプロットした、収集信号データの測定ピーク位置を示す、代表的なグラフを図８Ｂに示す。収集信号データの測定ピーク位置（例えば、Ｎ回の反復）をＹ軸上にプロットし、また理論的なエコー位置におけるシフトをＸ軸上にプロットする。１つの実施形態では、直線ｙ＝ｍｘ＋ｂにおける傾斜および交点を決定するための適合演算を行うことが可能であり、パラメータｂは、直線ｙ＝ｍｘ＋ｂにおけるＹ軸上の交点の値である。換言すれば、交点ｂは、ＲＦパルス間の時間幅において、シフトがゼロであるピーク位置の測定値である。したがって、直線における交点の値を決定することにより、理論的なエコー位置の差異およびＹ軸上の交点ｂの値として、時間原点のタイムシフトを算出することができる。換言すると、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、算出機能により、複数回実行された第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数のエコーのピーク位置の測定値と、複数回実行された第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数のエコーのピーク位置の理論値との間で線形フィッティングを行って、有効励起時間を算出する。

上記で述べたように、厳密なサンプリングウインドー内において、ＳＥの理論的な位置を決定可能なように、ＲＦパルス間の時間幅は調整可能である。所定の反復回数で実施している間、連続するＲＦパルス間の時間幅を所定の方法で延長させる。ＲＦパルス間の時間幅を延長させることにより、信号対雑音比（Signal-to-Noise Ratio：ＳＮＲ）の向上に加えて、時間原点の正確な推定の取得という、有利な機能が得られる。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、画質を向上することができる。

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。

１４０ ＭＲＩシーケンスコントローラ
１４２ ＭＲＩデータプロセッサ

Claims (9)

1. 複数のＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスを印加してエコーを生成する第１のパルスシーケンスと、ＲＦパルスを印加してデータ収集を行う第２のパルスシーケンスとを実行するシーケンス制御部と、
   前記第１のパルスシーケンスにおける前記エコーのピーク位置の測定値と、前記第１のパルスシーケンスにおける前記エコーのピーク位置の理論値との時間差を算出し、前記時間差に基づいて、前記第２のパルスシーケンスにおける前記ＲＦパルスの有効励起時間を算出する算出部とを備える磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記複数のＲＦパルスは、実質的に同じ時間幅、振幅、波形形状、およびフリップ角を有する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記シーケンス制御部は、前記第１のパルスシーケンス及び前記第２のパルスシーケンスにおいて、前記ＲＦパルスの印加から前記データ収集までの間一定の振幅の傾斜磁場を更に印加する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記複数のＲＦパルスは、１対のＲＦパルスである、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記シーケンス制御部は、前記第１のパルスシーケンスを、複数回実行し、
   前記算出部は、複数回実行された前記第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数の前記エコーのピーク位置の測定値と、複数回実行された前記第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数のエコーのピーク位置の理論値とに基づいて、前記有効励起時間を算出する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記シーケンス制御部は、前記第１のパルスシーケンスの実行のたび、前記複数のＲＦパルスの印加間隔を一定の時間だけ増やしながら、前記第１のパルスシーケンスを複数回実行する、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記算出部は、複数回実行された前記第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数の前記エコーのピーク位置の測定値と、複数回実行された前記第１のパルスシーケンスにおいて生成された複数の前記エコーのピーク位置の理論値との間で線形フィッティングを行って、前記有効励起時間を算出する、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記複数のＲＦパルスは、３個以上のＲＦパルスである、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記第２のパルスシーケンスは、ＺＴＥ（Ｚｅｒｏ Ｔｉｍｅ Ｅｃｈｏ）シーケンスまたはＰＥＴＲＡ（Ｐｏｉｎｔｗｉｓｅ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ Ｔｉｍｅ Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｒａｄｉａｌ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）シーケンスである、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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