WO2013027710A1 - 磁気共鳴イメージング装置および補正値算出方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および補正値算出方法 Download PDF

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WO2013027710A1
WO2013027710A1 PCT/JP2012/071020 JP2012071020W WO2013027710A1 WO 2013027710 A1 WO2013027710 A1 WO 2013027710A1 JP 2012071020 W JP2012071020 W JP 2012071020W WO 2013027710 A1 WO2013027710 A1 WO 2013027710A1
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phase difference
magnetic field
calculation unit
gradient magnetic
excitation
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PCT/JP2012/071020
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English (en)
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光 花田
邦治 岡
順玄 小野
瀧澤　将宏
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株式会社 日立メディコ
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4816—NMR imaging of samples with ultrashort relaxation times such as solid samples, e.g. MRI using ultrashort TE [UTE], single point imaging, constant time imaging

Definitions

  • the present invention measures a nuclear magnetic resonance signal (hereinafter referred to as an NMR signal) from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and images a nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc. (hereinafter referred to as MRI).
  • NMR signal nuclear magnetic resonance signal
  • MRI nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc.
  • the present invention relates to an imaging technique using an ultrashort echo time sequence.
  • the MRI device measures NMR signals (echo signals) generated by the spins of the subject, especially the tissues of the human body, and forms the shape and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions. It is a device that images.
  • NMR signals echo signals
  • the subject is placed in a static magnetic field (polarization magnetic field B0), and a slice selective gradient magnetic field pulse is applied together with a high-frequency magnetic field pulse (RF pulse) to selectively excite a specific region, and a phase encoding gradient is applied.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the slice gradient magnetic field pulse generates a magnetic field inclined in an arbitrary direction, and generates a magnetic field strength gradient in the static magnetic field space.
  • the nuclear spin constituting the object precesses at a frequency corresponding to the strength of the tilted magnetic field and the gyromagnetic ratio.
  • the frequency of the precession is called the Larmor frequency.
  • excitation profile In the ideal state ignoring the relaxation phenomenon of nuclear spins, this excited range and intensity (hereinafter referred to as excitation profile) are in the form of Fourier transform of the RF pulse envelope.
  • the most common waveform of an RF pulse envelope is the Sinc function.
  • Sinc function When the Sinc function is used for the envelope of the RF pulse, a rectangular excitation profile can be obtained except for truncation errors.
  • Photographing is performed according to a predetermined pulse sequence.
  • the pulse sequences there is an ultra-short echo time sequence (Ultra-short TE Sequence; hereinafter referred to as UTE sequence) for measuring a tissue signal with a short transverse relaxation time (T2) (Patent Document 1, Non-Patent Document). 1).
  • UTE sequence a half RF pulse (Half RF pulse) in which the waveform of a normal RF pulse (full RF pulse: Full RF pulse) is halved is used as the envelope of the RF pulse.
  • each half RF pulse is irradiated with a slice gradient magnetic field whose polarity is reversed, excitation is performed twice, and echo signals are measured and added twice in association with excitation.
  • the slice gradient magnetic field to be applied with the polarity as the positive polarity is the positive slice gradient magnetic field
  • the slice gradient magnetic field to be applied with the polarity as the negative polarity is the negative slice gradient magnetic field
  • the echo signal acquired when the positive slice gradient magnetic field is applied.
  • An echo signal acquired when positive data and a negative slice gradient magnetic field are applied is referred to as negative data.
  • the half RF pulse excitation profile has a larger sidelobe than the full RF pulse excitation profile.
  • the excitation profile of the positive and negative data has a phase distribution that is inverted by 180 [deg] in the side lobe, adding the positive and negative data cancels the side lobe signal.
  • An excitation profile equivalent to the excitation profile by the RF pulse can be obtained.
  • the side lobe signal of the excitation profile is canceled by adding the positive data and the negative data.
  • the excitation profiles of the positive electrode data and the negative electrode data do not actually have a phase distribution inverted by 180 [deg] in the side lobe portion.
  • the side lobe signals of the positive data and the negative data are not canceled out, signals from outside the designated slice position are mixed in the reconstructed image, resulting in artifacts and a good image cannot be obtained.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to obtain a high-quality image by a UTE sequence.
  • the present invention adjusts the refocusing pulse of the slice gradient magnetic field so that the excitation profiles of the positive electrode data and the negative electrode data acquired by applying the half RF pulse have a phase distribution inverted by 180 [deg] in the side lobe part.
  • a good excitation profile is realized in the UTE sequence.
  • a high-quality image can be obtained regardless of the number of slices in the UTE sequence.
  • Pulse sequence diagram of UTE sequence This is an excitation profile (intensity distribution) of a half RF pulse, and is an explanatory diagram for explaining that side lobes in the excitation profile of a half RF pulse are reduced by adding positive and negative data Explanatory diagram for explaining that the excitation profile (phase distribution) of the half RF pulse has a phase distribution in which the excitation profile of the positive and negative data is inverted by 180 [deg] in the side lobe portion.
  • Explanatory drawing explaining the magnetic field generated by eddy current distorts the output gradient magnetic field waveform Explanatory drawing for explaining the application timing of the RF pulse and slice gradient magnetic field when irradiating a half RF pulse using the downward part of the slice gradient magnetic field (a) illustrates the displacement of the excitation position when an offset occurs in the positive electrode slice gradient magnetic field, and (b) illustrates the displacement of the excitation position when an offset occurs in the negative electrode slice gradient magnetic field.
  • Illustration of Functional block diagram of the arithmetic system of the first embodiment (a) and (b) are explanatory diagrams for explaining the measurement results of the positive electrode slice gradient magnetic field waveform and the negative electrode slice gradient magnetic field waveform of the first embodiment, respectively.
  • (a) is an explanatory diagram for explaining the phase distribution after the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data of the second embodiment
  • (b) is a phase unwrap process on the data shown in (a) Explanatory diagram for explaining the later phase Flow chart of pre-processing of the second embodiment
  • (a)-(g) is explanatory drawing for demonstrating the improvement effect of the excitation profile at the time of using the correction value of 2nd embodiment.
  • (a)-(d) is explanatory drawing for demonstrating the image improvement effect at the time of using the correction value of 2nd embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment obtains a tomographic image of a subject using an NMR phenomenon, a static magnetic field generation system 120, a gradient magnetic field generation system 130, a sequencer 140, a high-frequency magnetic field generation system 150, A high-frequency magnetic field detection system 160 and a calculation system 170 are provided.
  • the static magnetic field generation system 120 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 101 if the vertical magnetic field method is used, and in the direction of the body axis if the horizontal magnetic field method is used.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the subject 101.
  • the gradient magnetic field generation system 130 is a gradient magnetic field coil 131 wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, which is the coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus 100, and the gradient magnetic field that drives each gradient magnetic field coil 131.
  • a gradient magnetic field Gxin, Gyin, Gzin is applied to the three axes of X, Y, and Z by driving the gradient magnetic field power supply 132 of each coil in accordance with a command from a sequencer 140 described later. .
  • a slice direction gradient magnetic field pulse is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 101, and the remaining planes orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other are set.
  • a phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in two directions, and position information in each direction is encoded into an NMR signal (echo signal).
  • the high-frequency magnetic field generation system 150 irradiates the subject 101 with an RF pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of atoms constituting the biological tissue of the subject 101, and modulates with the high-frequency oscillator (synthesizer) 152. 153, a high frequency amplifier 154, and a high frequency coil (transmission coil) 151 on the transmission side.
  • the high-frequency pulse output from the synthesizer 152 is amplitude-modulated by the modulator 153 at a timing according to a command from the sequencer 140, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 154 and arranged close to the subject 101.
  • the transmission coil 151 the subject 101 is irradiated with the RF pulse.
  • the high-frequency magnetic field detection system 160 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the living tissue of the subject 101.
  • An amplifier 162, a quadrature detector 163, and an A / D converter 164 are provided.
  • the echo signal of the response of the subject 101 induced by the electromagnetic wave irradiated from the transmission coil 151 is detected by the reception coil 161 arranged close to the subject 101, amplified by the signal amplifier 162, and then from the sequencer 140.
  • the sequencer 140 is a control unit that repeatedly applies a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse according to a predetermined imaging sequence.
  • the sequencer 140 operates under the control of the arithmetic system 170 and sends various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 101 to the gradient magnetic field generation system 130, the high-frequency magnetic field generation system 150, and the high-frequency magnetic field detection system 160.
  • These gradient magnetic field generation system 130, high-frequency magnetic field generation system 150, and high-frequency magnetic field detection system 160 operate in accordance with instructions from sequencer 140 and perform measurement, and are collectively referred to as a measurement system.
  • the arithmetic system 170 performs various data processing, display and storage of processing results, and includes a CPU 171, a storage device 172, an external storage device 173, a display device 174, and an input device 175.
  • the tomographic image of the subject 101 is reconstructed using data from the high-frequency magnetic field detection system 160. Further, a control signal is transmitted to the sequencer 140 in accordance with the photographing sequence.
  • the reconstructed tomographic image is displayed on the display device 174 and recorded in the storage device 172 or the external storage device 73.
  • the input device 175 is used by an operator to input various control information of the MRI apparatus 100 and control information of processing performed by the arithmetic system 170, and includes a trackball or a mouse and a keyboard.
  • the input device 175 is disposed in the vicinity of the display device 174, and an operator controls various processes of the MRI apparatus 100 interactively through the input device 175 while looking at the display device 174.
  • the transmission coil 151 and the gradient magnetic field coil 131 are arranged in a static magnetic field space of the static magnetic field generation system 20 into which the subject 101 is inserted, and face the subject 101 in the vertical magnetic field system, If the magnetic field method is used, it is installed so as to surround the subject 101. Further, the receiving coil 161 is installed so as to face or surround the subject 101.
  • the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton), which is the main constituent material of the subject, as widely used in clinical practice.
  • proton the main constituent material of the subject
  • the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • the imaging sequence from which the CPU 171 of the arithmetic system 170 gives the control signal to the sequencer 140 includes the pulse sequence in which the application timing of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse is determined, the application intensity of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse, the application timing, etc. Determined by the parameter to be specified.
  • the pulse sequence is preset and held in the storage device 172.
  • the parameters are calculated in the arithmetic system 170 based on the shooting conditions set by the operator via the input device 175.
  • a pulse sequence of the UTE sequence 200 is shown in FIG.
  • the horizontal axes in FIG. 2 are all time axes [s]
  • the vertical axes of RF and Echo are voltage amplitudes [V]
  • the vertical axes of Gs, Gp, and Gf are gradient magnetic field strengths [T / m].
  • the slice gradient magnetic field 211 and the slice gradient magnetic field 212 are applied with their polarities reversed.
  • the slice gradient magnetic field applied with the polarity as the positive electrode is referred to as a positive electrode slice gradient magnetic field
  • the slice gradient magnetic field applied with the polarity as the negative electrode is referred to as a negative electrode slice gradient magnetic field.
  • the echo signals 241 and 242 are measured while applying the phase encode gradient magnetic fields 221 and 222 and the read encode gradient magnetic fields 231 and 232, respectively.
  • the echo signal 241 acquired by applying the positive slice magnetic gradient 211 is referred to as positive data
  • the echo signal 242 acquired by applying the negative slice gradient 212 is referred to as negative data.
  • the arithmetic system 170 reconstructs an image after adding the measured echo signals 241 and 242 to each other.
  • the excitation profile of the half RF pulse has a larger side lobe than the excitation profile of the full RF pulse, but an excitation profile equivalent to that of the full RF pulse can be obtained by addition.
  • FIG. 3 shows an excitation profile 303 of data obtained by adding excitation profiles 301 and 302 by half RF pulses 201 and 202, respectively, and positive and negative data obtained from half RF pulses 201 and 202 in UTE sequence 200.
  • the horizontal axis represents the position (Position [m])
  • the vertical axis represents the intensity (Amplitude [a.u.]).
  • An excitation profile 303 equivalent to a full RF pulse can be obtained by adding echo signals. This reason can be explained from the phase distribution of the excitation profile by the half RF pulse.
  • FIG. 4 shows the phase distributions 311 and 312 of the excitation profiles by the half RF pulses 201 and 202, respectively.
  • the horizontal axis in FIG. 4 represents the position (Position [m]), and the vertical axis represents the phase (Phase [deg]).
  • the phase distribution 311 of the excitation profile 301 obtained by the positive electrode slice gradient magnetic field 211 and the phase distribution 312 of the excitation profile 302 obtained by the negative electrode slice gradient magnetic field 212 are 180 [deg] in the side lobe portion.
  • the relationship is reversed. Therefore, when the data (positive data and negative data) obtained by both are added, a phase distribution 313 in which the side lobe signal is canceled is obtained.
  • phase distribution of the excitation profile of the positive electrode data and the phase distribution of the excitation profile of the negative electrode data do not actually have a 180 [deg] inverted relationship.
  • a positional deviation occurs between the intensity distribution of the positive electrode data and the intensity distribution of the negative electrode data.
  • phase distribution of the positive and negative data is not reversed by 180 [deg] is the eddy current generated by the slice gradient magnetic field and the relaxation during irradiation of the half RF pulses 201 and 202.
  • FIG. 5 is a conceptual diagram showing the state of the slice gradient magnetic field waveform 322 that has changed due to the generation of eddy currents relative to the slice gradient magnetic field waveform 321 specified by the imaging parameters.
  • relaxation during half RF pulses 201 and 202 causes phase dispersion of nuclear spins and changes the phase distribution of the excitation profile.
  • the influence of relaxation appears remarkably. This lowers the irradiation intensity of the half RF pulses 201 and 202 in accordance with the intensity of the slice gradient magnetic fields 211 and 212, and the flip angle of the nuclear spin is reduced and the irradiation time is extended in the portion where the irradiation intensity is reduced. Because.
  • the cause of the positional deviation in the intensity distribution of the positive and negative data is the offset component of the slice gradient magnetic fields 211 and 212.
  • the excited position is shifted in proportion to the offset.
  • the shift is in the opposite direction between the case where the slice gradient magnetic field is positive and the case where the negative electrode is negative. Therefore, the intensity distributions of both do not match, and when both are added, the width of the main lobe increases and the side lobe signal remains. .
  • FIGS. 7 (a) and 7 (b) are diagrams for explaining how the position 342 to be excited is shifted in proportion to the offset 343 from the position 341 to be excited when the slice gradient magnetic field has an offset.
  • FIG. FIG. 7 (a) shows a case where the slice gradient magnetic field is a positive electrode (positive electrode slice gradient magnetic field 211).
  • FIG. 7 (b) shows the case where the slice gradient magnetic field is a negative electrode (negative electrode slice gradient magnetic field 212).
  • the actually excited position 342 shifts in the opposite direction. Therefore, the intensity distributions of the two do not match, and when the two are added, the width of the main lobe becomes wide and the side lobe signal remains.
  • This side lobe signal can be suppressed by applying a saturation pulse (Saturation Pulse) so as to be adjacent to the slice plane.
  • a saturation pulse Saturation Pulse
  • the waveform of the slice gradient magnetic fields 211 and 212 is measured, a correction value is calculated from the result, and the pulse sequence and the reconstruction process are changed using the correction value.
  • Processing by the arithmetic system 170 of this embodiment is roughly divided into two.
  • the first process is a pre-process for calculating correction values used for the pulse sequence and the reconstruction process from the measurement results of the slice gradient magnetic fields 211 and 212.
  • the correction values calculated in the preprocessing are: 1) Refocus area of slice gradient magnetic field (amount of refocus pulse applied to slice gradient magnetic fields 211 and 212), 2) Irradiation frequency of half RF pulses 201 and 202, 3) Positive electrode data And zero-order term (zero-order phase difference) of the phase difference between the negative electrode data and the negative electrode data.
  • the second process reflects the calculated refocus pulse application amount and irradiation frequency in the UTE sequence 200, changes the UTE sequence 200, performs measurement, and reconstructs it by reflecting the zeroth-order phase difference. This is the main measurement process.
  • the arithmetic system 170 of this embodiment includes a pre-processing unit 710 and a main measurement unit 720 as shown in FIG.
  • the pre-processing unit 710 includes a slice gradient magnetic field waveform measurement unit 711, a refocus pulse application amount calculation unit 712, an irradiation frequency calculation unit 713, and a zero-order phase difference calculation unit 714.
  • the main measurement unit 720 includes an image reconstruction unit 721.
  • Any function of the arithmetic type 170 is realized by the CPU 171 of the arithmetic system 170 loading a program stored in the storage device 172 or the external storage device 173 in advance into the memory and executing it. This is the same for all embodiments described later.
  • the slice gradient magnetic field waveform measuring unit 711 measures the slice gradient magnetic field waveform actually applied at each slice position. The measurement is performed using a known technique. In the UTE sequence 200, when the slice gradient magnetic fields 211 and 212 are applied according to the imaging parameters, an output slice gradient magnetic field waveform is determined.
  • Non-Patent Document 2 when the method described in Non-Patent Document 2 is used, the measurement is performed as follows.
  • a slice gradient magnetic field for measuring the waveform is set as a test gradient magnetic field. After exciting a given thin slice, a test gradient magnetic field was applied according to the imaging parameters and a signal was acquired, and a reference sequence was acquired without applying the test gradient magnetic field.
  • the gradient magnetic field output waveform of the test gradient magnetic field is measured by calculation between signals.
  • the respective waveforms of the positive electrode slice gradient magnetic field 211 and the negative electrode slice gradient magnetic field 212 are measured.
  • the obtained positive electrode slice gradient magnetic field waveform is Waveform_positive (x)
  • the negative electrode slice gradient magnetic field waveform is Waveform_negative (x).
  • x represents a discrete point number representing a position in the slice direction.
  • FIG. 9 (a) illustrates Waveform_positive (x) 411
  • FIG. 9 (b) illustrates Waveform_negative (x) 412.
  • a waveform when there is a gradient magnetic field offset GcOffset is shown.
  • RF_Start_Time is the application start time of the half RF pulses 201 and 202, respectively.
  • RF_End_Time is the application end time of the half RF pulses 201 and 202, respectively.
  • the slice gradient magnetic field that is actually applied is distorted from a rectangular shape, and is also applied after the end of half-RF pulse application (RF_End_Time).
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 calculates the refocus pulse application amount of each of the positive slice gradient magnetic field 211 and the negative slice gradient magnetic field 212 as a correction value at each slice position.
  • the gradient magnetic field generated by is applied.
  • the refocus pulse is an area adjustment pulse applied to cancel the gradient magnetic field application amount (the surplus application amount of the slice gradient magnetic field) during this period.
  • the refocus pulses 251 and 252 are applied immediately after the slice gradient magnetic fields 211 and 212 are applied, as shown in FIG.
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 of the present embodiment calculates surplus application amounts of the slice gradient magnetic fields 211 and 212 using the measured slice gradient magnetic field waveforms Waveform_positive (x) 411 and Waveform_negative (x) 412. The application amount is determined so as to cancel it.
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 of the present embodiment calculates the application amount (area) of the refocus pulse 251 by the following equations (1) and (2).
  • Adjust_Area_251 is the surface [s ⁇ T / m] of the refocus pulse 251
  • Adjust_Area_252 is the area [s ⁇ T / m] of the refocus pulse 252
  • RF_End_Time is the irradiation end time [s of the half RF pulses 201 and 202]
  • TE is the time from the irradiation end time of the half RF pulses 201, 202 to the acquisition of the respective echo signals 241, 242.
  • the irradiation frequency calculation unit 713 calculates the irradiation frequency of the half RF pulses 201 and 202 irradiated at each slice position as a correction value. If there is a displacement of the excitation position between the positive slice gradient magnetic field 211 and the negative slice gradient magnetic field 212 according to the obtained slice gradient magnetic field waveform, the irradiation frequency calculation unit 713 of the present embodiment calculates the displacement. Each irradiation frequency is decided so that it may eliminate. The excitation position deviation is calculated from the actually measured intensities of the measured slice gradient magnetic fields 211 and 212.
  • the irradiation frequency calculation unit 713 of the present embodiment includes the irradiation frequency Frequency_Positive [Hz] of the half RF pulse 201 applied together with the positive slice gradient magnetic field 211 and the half RF pulse 202 applied together with the positive slice gradient magnetic field 212.
  • the irradiation frequency Frequency_Nagative [Hz] is determined using the determined waveform Waveform_positive (x) of the slice gradient magnetic field 211 and the waveform Waveform_negative (x) of the slice gradient magnetic field 212, respectively, according to the following equations (3) and (4): calculate.
  • ⁇ is the magnetic rotation ratio [Hz / T]
  • GcAmp1 is the measured intensity [T / m] of the positive electrode slice gradient magnetic field 211 (the plateau portion of the measured waveform 411 of the positive electrode slice gradient magnetic field 211 shown in FIG. 9 (a)). Intensity)
  • GcAmp2 is the measured intensity [T / m] of the negative slice gradient magnetic field 212 (the intensity of the plateau part of the measured waveform 412 of the negative slice gradient magnetic field 412 shown in FIG. 9B)
  • Offcenter is the specified slice position from the magnetic field center.
  • GmBase is the static magnetic field strength [T].
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 calculates the value of the 0th-order term (0th-order phase difference) of the difference between the phase of the acquired positive electrode data and the negative electrode data at each slice position as a correction value.
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 of the present embodiment calculates the 0th-order phase difference using the measured waveform of the positive electrode slice gradient magnetic field 211 and the measured waveform of the negative electrode slice gradient magnetic field 212 using the following equation (5). .
  • ZerothOrderPhase is 0th-order phase difference [deg]
  • RF_Start_Time is irradiation start time [s] of half RF pulses 201 and 202
  • Offcenter is a distance [m] from the magnetic field center to the specified slice position
  • ⁇ x is Waveform_positive Sampling interval [s] between () and Waveform_negative ().
  • Expression (5) is an expression for calculating the phase shift of the negative electrode data with respect to the positive electrode data.
  • Waveform_positive (x) and Waveform_negative (y) may be reversed to calculate the phase shift of the positive data with respect to the negative data.
  • the main measurement unit 720 of this embodiment sets the refocus pulse application amount and the irradiation frequency calculated as correction values by the refocus pulse application amount calculation unit 712 and the irradiation frequency calculation unit 713, respectively, in the UTE sequence 200, and performs the main measurement. Execute.
  • the image reconstruction unit 721 adds positive electrode data and negative electrode data obtained by this measurement, and reconstructs an image from the data obtained by the addition (polarity addition data) using a known method such as Fourier transform. .
  • the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data is corrected using the zeroth-order phase difference before the addition.
  • the phase shift of the negative electrode data with respect to the positive electrode data is calculated as the zeroth-order phase difference (in the case of the above formula (5)) will be described as an example.
  • the 0th-order phase difference calculated by the equation (5) is added to the negative electrode data according to the following equations (6) and (7).
  • Main_negative (real,) and Main_negative (imagn,) are the real part and imaginary part of the negative data before the zero-order phase addition, respectively, Main_negative '(real,) and Main_negative' (imagn,) are respectively The real part and imaginary part of the negative electrode data after addition of the 0th-order phase, and ZerothOrderPhase are the 0th-order phase difference [deg] calculated by Expression (5).
  • Main_positive (real,) and Main_positive (imagn,) are the real part and imaginary part of the positive data before the 0th-order phase addition, respectively, Mian_composed (real,) and Mian_composed (imagn,) are the polarity addition, respectively.
  • the real and imaginary parts of the data are the real part and imaginary parts of the data.
  • the zero-order phase difference is calculated as the phase shift of the positive electrode data with respect to the negative electrode data
  • the zero-order phase difference is added to the positive data side by the above method, and then the positive and negative data after the addition Is added.
  • FIG. 11 is a processing flow showing the flow of pre-processing in the present embodiment.
  • the preprocessing unit 710 performs preprocessing for calculating a correction value for each slice.
  • the total number of slices is N.
  • the pre-processing unit 710 repeats the processing from step S1102 to step S1106 through repetitive processing (step S1101 and step S1107).
  • the number of repetitions is the number of slices (N in this case) specified as the imaging condition for the main measurement.
  • i represents the slice number to be processed during the repeated processing.
  • the slice gradient magnetic field waveform measurement unit 711 measures the waveform of the positive electrode slice gradient magnetic field 211 at the i-th slice position (step S1102), and then measures the waveform of the negative electrode slice gradient magnetic field 212 (step S1103). Note that either of the measurement of the waveforms of the slice gradient magnetic fields 211 and 212 may be first.
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 uses the measured waveform of the positive slice gradient magnetic field 211 and the measured waveform of the negative slice gradient magnetic field 212 to refocus pulses 251 for each slice gradient magnetic field at the i-th slice position,
  • the application amount of 252 is calculated by the above formulas (1) and (2), respectively (step S1104).
  • the irradiation frequency calculation unit 713 uses the measured waveform of the positive electrode slice gradient magnetic field 211 and the measured waveform of the negative electrode slice gradient magnetic field 212, and calculates the irradiation frequency of each half RF pulse 201, 202 at the i-th slice position as described above. Calculations are made according to equations (3) and (4), respectively (step S1105).
  • the zero-order phase determination unit uses the measured waveform of the positive slice gradient magnetic field 211 and the measured waveform of the negative slice gradient magnetic field 212, and uses the zero-order phase difference between the positive and negative data at the i-th slice position. Is calculated by the above equation (5) (step S1106).
  • the arithmetic system 170 performs pre-processing, and calculates the correction values of the irradiation frequencies of the half RF pulses 201 and 202, the application amounts of the refocus pulses 251 and 252 and the zero-order phase difference.
  • step S1102 any of the processes of S1103, S1104, and S1105 may be performed first.
  • FIG. 12 is a process flow of the main measurement process of the present embodiment.
  • the main measurement unit 720 first generates a pulse sequence used for the main measurement by using the set imaging parameter and the correction value determined by the pre-processing (step S1201).
  • the determined irradiation frequency and refocus pulse application amount for each slice are reflected in the UTE sequence 200 shown in FIG.
  • the main measurement unit 720 issues an instruction to the sequencer 140 according to the generated UTE sequence 200, performs measurement, and acquires positive electrode data and negative electrode data (step S1202).
  • the image reconstruction unit 721 adds the 0th-order phase difference calculated in the preprocessing to the negative electrode data (Step S1203). Then, the image reconstruction unit 721 adds the positive electrode data and the negative electrode data after the addition (step S1204) to obtain polarity addition data.
  • the main measurement unit 720 repeats the processing from step S1202 to S1204 until it is determined that the measurement is finished (step S1205).
  • the determination of the end of measurement is determined in advance. For example, when the number of acquired echoes satisfies the specified number, or when an instruction to interrupt the process is received, it is determined that the measurement is finished.
  • the image reconstruction unit 721 reconstructs an image from the polarity addition data (step S1206) and outputs the image to the display device 174, the storage device 172, the external storage device 173, and the like (step S1207).
  • the number of repetitions is the number of slices N set in the shooting conditions, but is not limited thereto.
  • all slice positions that can be imaged by the MRI apparatus 100 may be designated, and the number of positions may be repeated.
  • the irradiation frequency calculation process is performed when there is a deviation in the excitation position between the positive electrode data and the negative electrode data. In the case of an MRI apparatus in which the excitation position is unlikely to shift, the calculation of the irradiation frequency may not be performed. In this case, the irradiation frequency calculation unit 713 may not be provided.
  • the main measurement unit 720 sets the irradiation frequency set by the imaging parameter or the irradiation frequency obtained by a known technique in the UTE sequence 200.
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 may not be provided.
  • the zero-order phase difference is not calculated, for example, 0 [deg] is set as the phase difference, either the negative data before addition by the image reconstruction unit 721 or the positive data is not corrected, etc. It is good also as a structure.
  • the measurement system includes the static magnetic field generation system 120, the gradient magnetic field generation system 130, the high-frequency magnetic field generation system 150, and the high-frequency magnetic field detection system 160, and the measurement system according to the pulse sequence.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: an operation system 170 that controls the operation of the magnetic resonance signal to measure a nuclear magnetic resonance signal and performs an operation using data obtained from the nuclear magnetic resonance signal.
  • This is an ultra-short echo time sequence in which the slice gradient magnetic field applied together with the RF pulse is inverted between the positive and negative electrodes to perform two slice selective excitations to obtain echo signals, respectively.
  • a pre-processing unit 710 that calculates a correction value used for the calculation, and the correction value calculated by the pre-processing unit 710 is set in the pulse sequence
  • a main measurement unit 720 that controls the measurement system according to a pulse sequence to perform main measurement and reconstructs an image, and the pre-processing unit 710 determines an application amount of a refocus pulse of each slice gradient magnetic field.
  • Refocusing pulse application amount calculation unit 712 for calculating each as the correction value and the main measurement unit 720 includes positive electrode data that is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the positive electrode in the main measurement, and An image reconstructing unit 721 that adds negative electrode data that is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the negative electrode, and reconstructs an image using the polarity addition data after the addition,
  • the pulse application amount calculation unit 712 applies the sign of each refocus pulse so as to reduce the side lobe signal of the excitation profile after adding the positive electrode data and the negative electrode data. To calculate the amount.
  • the pre-processing unit 710 includes a slice gradient magnetic field waveform measurement unit 711 that measures a slice gradient magnetic field waveform of the pulse sequence, and the refocus pulse application amount calculation unit 712 includes the measured slice gradient magnetic field waveform. And the amount of each refocus pulse applied is calculated.
  • the excitation profile of the positive electrode data and the negative electrode data does not have a phase that is inverted by 180 [deg] as theoretically due to the influence of distortion, offset, etc. of the slice gradient magnetic field pulse. Even if it exists, the influence by the slice gradient magnetic field applied extra can be excluded by application of a suitable refocusing pulse.
  • the excitation profile of the polarity addition data can be a steep and good sidelobe and can be prevented from being mixed from signals other than the slice position designated in the reconstructed image. Therefore, a high-quality reconstructed image in which artifacts are suppressed can be obtained.
  • the pre-processing unit 710 may further include an irradiation frequency calculation unit 713 that calculates the irradiation frequency of each half RF pulse as the correction value. At this time, the irradiation frequency calculation unit 713 calculates each irradiation frequency so as to eliminate the positional deviation between the two slice selective excitation positions, and the positional deviation is obtained from the measured slice gradient magnetic field waveform. It is calculated using the strength of the gradient magnetic field.
  • the irradiation frequency of the half RF pulse is determined based on the measurement data of the actually applied slice gradient magnetic field waveform. For this reason, the displacement of the excitation position can be suppressed. Therefore, a steep excitation profile with fewer sidelobe signals can be obtained. As a result, a higher quality image can be obtained.
  • the pre-processing unit 710 further includes a zero-order phase difference calculation unit 714 that calculates a zero-order phase difference, which is a zero-order term of the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data, as the correction value. Also good.
  • the image reconstruction unit 721 corrects the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data using the zeroth-order phase difference before the addition.
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 calculates the 0th-order phase difference using a difference between the slice gradient magnetic field waveform having the positive polarity and the slice gradient magnetic field waveform having the negative polarity.
  • the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data is calculated based on the measurement data of the slice gradient magnetic field waveform actually applied. These data are corrected using the calculated phase difference. Therefore, it is possible to correct the phase difference with high accuracy and to obtain a better excitation profile. As a result, a higher quality image can be obtained.
  • the case where the pre-processing is performed for each slice has been described as an example. This is because the output characteristics of the gradient magnetic field differ depending on the slice position, and the calculated values (irradiation frequency, applied amount, zero-order phase difference) vary depending on the position. However, it is not limited to this. For example, when there is no significant change in the output characteristics of the gradient magnetic field in accordance with the slice position, the above values may be calculated using only representative slice positions as processing targets. With this configuration, the processing can be speeded up.
  • the side lobe signal can be effectively suppressed even in the multi-slice method. That is, in the multi-slice method, a plurality of slices are continuously excited in the TR, so that a side pulse signal cannot be suppressed by applying a saturation pulse adjacent to each slice plane. For this reason, when a saturation pulse is used, the saturation pulse is applied outside the entire imaging target region. Since signals in the range from the slice plane to the saturation pulse application position are not suppressed by the saturation pulse, signals from other than the designated slice position are mixed in the reconstructed image when a sidelobe signal is present. However, in the present embodiment, the shape of the excitation profile itself is improved and the sidelobe signal is reduced. For this reason, even if it is a multi-slice method, a sidelobe signal can fully be reduced and a high quality image can be obtained like other measurement.
  • the pre-processing may be performed immediately before the actual measurement or may be performed at the time of installation of the apparatus.
  • the obtained refocus pulse application amount, irradiation frequency, and zero-order phase difference are stored in the storage device 172 or the like in association with the slice gradient magnetic field from which the waveform is measured.
  • the shift amount of the excitation position is calculated from the excitation profile of the positive electrode data and the negative electrode data, and the zero-order and first-order phase differences are calculated from the phase distribution of both data, and each correction value is obtained, and the pulse sequence And reflected in the reconstruction process.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment has basically the same configuration as that of the first embodiment.
  • the pulse sequence used for imaging is also the UTE sequence 200 as in the first embodiment.
  • the configuration of the pre-processing unit 710 is different.
  • the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • the pre-processing unit 710 of the present embodiment includes a refocus pulse application amount calculation unit 712, an irradiation frequency calculation unit 713, a zero-order phase difference calculation unit 714, and an excitation profile measurement unit 715.
  • the arithmetic system 170 includes the preprocessing unit 710 and the main measurement unit 720, and the main measurement unit 720 includes the image reconstruction unit 721, as in the first embodiment.
  • the pre-processing unit 710 of the first embodiment calculates each correction value based on the actually measured waveforms of the slice gradient magnetic fields 211 and 212.
  • the pre-processing unit 710 of the present embodiment calculates a correction value from the excitation profile (intensity distribution and phase distribution) by the half RF pulse executed according to the set imaging parameter. That is, from the excitation profile, the shift amount of the excitation position and the zero-order and first-order phase differences between the positive electrode data and the negative electrode data that minimize the side lobe are calculated.
  • the excitation profile measuring unit 715 measures the excitation profile for each slice and for each polarity of the slice gradient magnetic field.
  • a pulse sequence (excitation profile measurement sequence) 500 shown in FIG. 14 is used.
  • the excitation profile measurement sequence 500 includes the half RF pulses 501, 502, the positive slice gradient magnetic field 511 and the negative slice gradient magnetic field 512 applied together with the respective half RF pulses 501, 502, and the respective echo signals 541, 542. Read encoding gradient magnetic fields 531 and 532 applied in the slice direction.
  • the excitation profile measurement unit 715 executes this excitation profile measurement sequence 500 using the imaging parameters for the main measurement. That is, the half RF pulses 501, 502, the positive electrode slice gradient magnetic field 511, and the negative electrode slice gradient magnetic field 512 are made to coincide with those used in the main measurement.
  • the obtained echo signals 541 and 542 are each subjected to Fourier transform to obtain an excitation profile at the positive electrode and an excitation profile at the negative electrode.
  • each obtained excitation profile is complex data, and has two pieces of information of phase distribution and intensity distribution.
  • the intensity distribution Amp_positive (x) at the positive electrode and the intensity distribution Amp_negative () at the negative electrode are expressed by the equations (10) and (10), respectively. It is obtained in 11).
  • x is a discrete point number representing a position in the slice direction
  • real is a symbol representing a real part
  • imgn is a symbol representing an imaginary part.
  • the shift amount calculation unit 717 calculates the position shift Shift between the maximum value of the intensity distribution of the excitation profile 601 at the positive electrode and the maximum value of the intensity distribution of the excitation profile 602 at the negative electrode shown in the conceptual diagram of FIG. And calculated as the shift amount Shift of the excitation position. That is, the shift amount Shift of the excitation position is calculated according to, for example, Expression (12) to Expression (14) using the intensity distributions Amp_positive (x) and Amp_negative (x).
  • Max () is a function that returns the maximum value in the specified data string
  • MaxPositionPositive is the position of the maximum value of the positive excitation profile
  • MaxPositionNagative is the value of the negative excitation profile Represents the position of the maximum value.
  • the primary phase difference calculation unit 716 uses the respective excitation profiles Pre_positive () and Pre_negative () to calculate the primary term coefficient of the difference between the phase of the positive data and the phase of the negative data as the primary phase difference.
  • phase difference Phase_complex (x) between the positive data and the negative data is calculated according to the following equation (15). Note that the phase difference Phase_complex (x) is complex data.
  • Conjugate [] is a function representing complex conjugate processing
  • Shift is a shift amount of the excitation position between the positive and negative electrodes calculated by Expression (12).
  • phase value Phase_scalar (x) is calculated according to the following equation (16).
  • the calculated phase value Phase_scalar (x) is scalar data.
  • Phase [] is a function that returns the phase value of the complex data.
  • the reason why the phase value is not calculated directly from Phase_complex (x) is to prevent the phase around the main value.
  • the calculated phase value Phase_scalar (x) 611 changes as shown in FIG. That is, the phase changes 360 [deg] at the center 620 of the excitation range (which almost coincides with the position of the maximum value of the intensity distribution). This is because the positive electrode data and the negative electrode data have a change of 180 [deg] in opposite phases as shown in FIG.
  • the primary phase difference is the slope of the calculated phase value Phase_scalar (x) 611. In order to obtain the primary phase difference (slope), it is necessary to exclude the phase change with the center 620 of the excitation range as a boundary and perform the phase unwrapping process.
  • phase value Phase_scalar (x) the phase value Phase_scalar (x) after the phase unwrapping process is calculated.
  • x represents a section other than the section 621 where the phase is changing
  • PreviousePoint represents the position of the immediately preceding x.
  • the primary phase difference calculation unit 716 determines an approximate primary line with respect to this phase distribution by the least square method, and calculates the inclination as the primary phase difference FirstOrderPhase. Specifically, it is calculated according to the following equation (19).
  • N the number of data points used for the fitting process. Note that the fitting by the least square method is performed except for the section 621 where the phase changes.
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 of this embodiment calculates the application amount of the refocus pulse of each slice gradient magnetic field 211, 212 as a correction value, as in the first embodiment.
  • the surplus application amount is calculated from the slice gradient magnetic field waveform and the refocus pulse application amount is calculated, but in this embodiment, the refocus pulse application is performed using the first-order phase difference FirstOrderPhase. Calculate the amount.
  • the refocus pulses 251 and 252 are pulses whose polarities are reversed, and in this case, both have the same area.
  • the gradient of the primary phase difference of the excitation profile changes.
  • the refocus area that is, the application amount of the refocus pulses 251 and 252 is calculated so as to create a phase gradient that cancels the calculated first order phase difference FirstOrderPhase.
  • Adjust_Area_251 and Adjust_Area_252 [s ⁇ T / m] of the refocus pulses 251 and 252 are calculated according to the following equations (20) and (21), respectively.
  • FirstOrderPhase is the primary phase difference [deg] calculated by the equation (19)
  • Duration is the sampling time [s] of the echo signals 541 and 542 obtained in the excitation profile measurement sequence 500 of FIG.
  • GcAmp is the intensity [T / m] of the read encode gradient magnetic fields 531 and 532.
  • the irradiation frequency calculation unit 713 of the present embodiment calculates the irradiation frequencies of the half RF pulses 201 and 202 as correction values, as in the first embodiment.
  • the position shift of each slice selective excitation position is determined from the slice gradient magnetic field intensity, and the irradiation frequency is calculated so as to eliminate it.
  • the position deviation is determined and the irradiation frequency is calculated.
  • the Larmor frequency at the specified slice position is usually set as the irradiation frequency. However, if the excitation position is shifted between the positive and negative data, it is necessary to change the irradiation frequency of the half RF pulses 201 and 202 by the shift amount so that the excitation positions of the positive and negative data match. is there.
  • the irradiation frequency calculation unit 713 of this embodiment calculates an irradiation frequency that matches these excitation positions.
  • the irradiation frequency is calculated for each of the half RF pulse 201 applied together with the positive electrode slice gradient magnetic field 211 and the half RF pulse 202 applied together with the negative electrode slice gradient magnetic field 212.
  • the calculation is performed according to the following equations (22) and (23).
  • Frequency_Positive is the irradiation frequency [Hz] of the half RF pulse when the slice gradient magnetic field is positive
  • Frequency_Nagative is the irradiation frequency [Hz] of the half RF pulse when the slice gradient magnetic field is negative
  • ⁇ is the magnetic rotation ratio [Hz / T]
  • Gs is the slice gradient magnetic field strength [T / m]
  • Offcenter is the distance [m] from the magnetic field center to the specified slice position
  • Shift is the positive and negative data calculated by the above equation (12).
  • GcBase is the static magnetic field strength [T].
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 of the present embodiment calculates the 0th-order phase difference between the positive data and the negative data as a correction value.
  • the zero-order phase difference is calculated from the slice gradient magnetic field waveform, but in this embodiment, the phase value Phase_unwraped (xx) after phase unwrapping obtained from the excitation profile at the positive electrode and the excitation profile at the negative electrode is obtained. ) Is used to calculate the zeroth-order phase difference according to the following equation (24).
  • x excludes the section 1501 where the phase changes.
  • the value calculated from Equation (24) is a value obtained by subtracting from 180 [deg] the phase difference obtained by removing the primary phase gradient from the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data.
  • the positive and negative data have a phase difference of 180 [deg]
  • the side lobe signals cancel each other. Therefore, the difference from 180 [deg] of the phase difference between the two data is calculated as the 0th order phase difference.
  • the preprocessing unit 710 performs preprocessing for calculating a correction value for each slice.
  • the excitation profile is measured over all slices, and then a correction value is calculated for each slice.
  • the excitation profile measurement unit 715 executes the excitation profile measurement sequence 500 for each slice using the imaging parameters at the time of this measurement, and the excitation profile Pre_positive () when the slice gradient magnetic field is positive and the slice gradient magnetic field is negative Are respectively acquired (steps S2101 to S2104).
  • the pre-processing unit 710 repeats the processing from step S2106 to step S2110 through repetitive processing (step S2105, step S2211).
  • the number of repetitions is the number of slices (N in this case) specified as the imaging condition for the main measurement.
  • i represents the slice number to be processed during the repeated processing.
  • the shift amount calculation unit 717 calculates the shift amount Shift of the excitation position at the i-th slice position from both excitation profiles at the i-th slice position using the above formulas (12) to (14). (Step S2106).
  • the primary phase difference calculation unit calculates the primary phase difference FirstOrderPhase at the i-th slice position from both excitation profiles at the i-th slice position by the above equations (15) to (19). (Step S2107).
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 uses the primary phase difference FirstOrderPhase of the i-th slice position, and applies the application amount of the refocus pulses 251 and 252 to each slice gradient magnetic field at the i-th slice position. Calculations are performed respectively using Equation (20) and Equation (21) (Step S2108).
  • the irradiation frequency calculation unit 713 uses the calculated shift amount Shift, and the irradiation frequency of each half RF pulse 201, 202 at the i-th slice position by the above formula (22) and formula (23), Each is calculated (step S2109).
  • the 0th-order phase determination unit uses the first-order phase difference FirstOrderPhase at the i-th slice position, and calculates the 0th-order phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data at the i-th slice position by the above formula (24 ) (Step S2110).
  • the pre-processing unit 710 of the present embodiment performs pre-processing, and calculates correction values for the irradiation frequencies of the half RF pulses 201 and 202, the application amounts of the refocus pulses 251 and 252 and the zero-order phase difference, respectively. .
  • any of the calculation of the irradiation frequency, the calculation of the refocus pulse application amount, and the calculation of the zero-order phase may be performed first.
  • FIG. 18 (a) is an intensity distribution 801 of the excitation profile of each of the positive and negative data obtained by executing the excitation profile measurement sequence 500 using the irradiation frequency and refocus pulse application amount set by the imaging parameters. 802.
  • FIG. 18 (b) shows the polarity addition data obtained by adding the positive polarity data and the negative polarity data obtained by executing the excitation profile measurement sequence 500 using the irradiation frequency and the refocus pulse application amount set by the imaging parameters as they are. It is an intensity distribution 803 of the excitation profile.
  • FIG. 18 (c) shows an intensity distribution 813 of the excitation profile of the polarity addition data obtained by changing the irradiation frequency to the correction value and executing the excitation profile measurement sequence 500.
  • FIG. 18D shows an excitation profile intensity distribution 823 of polarity addition data obtained by changing the application amount of the refocus pulse to a correction value and executing the excitation profile measurement sequence 500.
  • FIG. 18 (e) shows positive and negative data obtained by executing the excitation profile measurement sequence 500 using the irradiation frequency and refocus pulse application amount set by the imaging parameters, using the zeroth-order phase difference. It is an intensity distribution 833 of the excitation profile of the polarity addition data obtained by addition after correction.
  • FIG. 18 (e) shows an intensity distribution 813 of the excitation profile of the polarity addition data obtained by changing the irradiation frequency to the correction value and executing the excitation profile measurement sequence 500.
  • FIG. 18D shows an excitation profile intensity distribution 823 of polarity addition data obtained by changing the application
  • FIG. 18 (f) shows an intensity distribution 843 of the excitation profile of the polarity addition data obtained by changing the irradiation frequency and the refocus pulse application amount to the correction values and executing the excitation profile measurement sequence 500.
  • FIG. 18 (g) shows that the irradiation frequency and the refocus pulse application amount are changed to correction values, the excitation profile measurement sequence 500 is executed, and positive electrode data and negative electrode data are added after correction using the zeroth-order phase difference. It is an intensity distribution 853 of the excitation profile of the obtained polarity addition data.
  • a sharp excitation profile can be obtained and specified by adjusting the shift amount of the excitation position (irradiation frequency), the primary phase difference (refocus pulse application amount), and the zeroth phase difference. It is possible to suppress mixing of signals from other than the slice position. It can be seen that adjustment of the primary phase difference (adjustment of the refocus pulse application amount) is particularly effective.
  • FIGS. 18 (a) to 18 (e) show the excitation profiles measured by pre-processing, but the same can be said for this measurement. Images obtained by reconstructing the data acquired in this measurement process are shown in FIGS. 19 (a) and 19 (b).
  • the object to be imaged is a conical nickel chloride aqueous solution phantom, and the imaging section is set so that the diameter of the circle changes in the slice direction.
  • An image 861 shown in FIG. 19 (a) is a result image when this measurement is performed without using the three correction values (irradiation frequency, refocus pulse application amount, and zeroth-order phase difference) obtained by the pre-processing.
  • the image 862 is a result image obtained by reflecting each correction value determined by the above method.
  • a profile 871 shown in FIG. 19 (c) is a profile of a position indicated by a dotted line on the image 861
  • a profile 872 shown in FIG. 19 (d) is a profile of a position indicated by a dotted line on the image 862. .
  • each intensity distribution Amp_positive (x), Amp_negative (x), and a value that maximizes the cross-correlation value may be obtained as the shift amount Shift.
  • the shift amount Shift may be obtained from the gradient of the phase difference in the space obtained by Fourier transforming each intensity distribution Amp_positive (x) and Amp_negative (x).
  • the shift amount calculation unit 717 and the irradiation frequency calculation unit 713 may not be provided.
  • the value of the variable Shift in the equation (15) for calculating the phase difference Phase_complex (x) is 0.
  • the irradiation frequency used in the main measurement is specified by the imaging parameter.
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 may not be provided. If not implemented, 0 [deg] may be set as the phase difference.
  • the measurement system includes the static magnetic field generation system 120, the gradient magnetic field generation system 130, the high-frequency magnetic field generation system 150, and the high-frequency magnetic field detection system 160, and the measurement system according to the pulse sequence.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: an operation system 170 that controls the operation of the magnetic resonance signal to measure a nuclear magnetic resonance signal and performs an operation using data obtained from the nuclear magnetic resonance signal.
  • This is an ultra-short echo time sequence in which the slice gradient magnetic field applied together with the RF pulse is inverted between the positive and negative electrodes to perform two slice selective excitations to obtain echo signals, respectively.
  • a pre-processing unit 710 that calculates a correction value used for the calculation, and the correction value calculated by the pre-processing unit 710 is set in the pulse sequence
  • a main measurement unit 720 that controls the measurement system according to a pulse sequence to perform main measurement and reconstructs an image, and the pre-processing unit 710 determines an application amount of a refocus pulse of each slice gradient magnetic field.
  • Refocusing pulse application amount calculation unit 712 for calculating each as the correction value and the main measurement unit 720 includes positive electrode data that is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the positive electrode in the main measurement, and An image reconstruction unit 721 that adds the negative electrode data, which is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the negative electrode, and reconstructs an image using the polarity addition data after the addition,
  • the focus pulse application amount calculation unit 712 applies the sign of each refocus pulse so as to reduce the side lobe signal of the excitation profile after adding the positive electrode data and the negative electrode data. To calculate the amount.
  • the pre-processing unit uses an excitation profile measurement unit 715 that measures the excitation profile of each of the positive electrode data and the negative electrode data, and uses each of the excitation profiles, and calculates the coefficient of the primary term of the phase difference as a primary phase difference
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 determines each refocus pulse application amount using the primary phase difference.
  • the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data is calculated, and the primary phase difference is corrected by adjusting the refocus pulse application amount of the slice gradient magnetic field pulse.
  • the side lobe signal of the excitation profile can be effectively suppressed, and the excitation profile of the polarity addition data can be good with a steep and few side lobe, from other than the slice position specified in the reconstructed image. Can be prevented from being mixed. Therefore, a high-quality reconstructed image in which artifacts are suppressed can be obtained.
  • the pre-processing unit 710 includes an irradiation frequency calculation unit 713 that calculates the irradiation frequency of each half RF pulse as the correction value, and a shift amount calculation unit that calculates the shift amount of the excitation position between the excitation profiles. 717 may be further included.
  • the irradiation frequency calculation unit 713 calculates the respective irradiation frequencies so as to eliminate the positional deviation between the two slice selective excitation positions, and the positional deviation is calculated using the shift amount.
  • the excitation position shift amount between the positive electrode data and the negative electrode data is calculated by measuring the excitation profile in the pre-processing, the irradiation frequency of the half RF pulses 201 and 202 is adjusted, and the deviation of the excitation position is calculated. Correct.
  • the pre-processing unit 710 further includes a zero-order phase difference calculation unit 714 that calculates a zero-order phase difference, which is a zero-order term of the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data, as the correction value. Also good.
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 calculates the 0th-order phase difference using each excitation profile.
  • the image reconstruction unit 721 corrects the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data before the addition using the zeroth-order phase difference.
  • the 0th-order phase difference is corrected by adding the phase during the addition process after the acquisition of the main measurement data.
  • a steep excitation profile is obtained, and signals from other than the designated slice position are not mixed in the reconstructed image, and a reconstructed image in which artifacts are suppressed is obtained.
  • the pre-processing may be performed immediately before the main measurement or may be performed at the time of installation of the apparatus.
  • pre-processing is executed under the conditions of combinations of all slice positions and slice thicknesses that can be designated in the main measurement processing. Or you may perform a pre-processing only by typical conditions. In either case, the obtained excitation position shift amount and first-order phase difference, or refocus pulse application amount, irradiation frequency, and zero-order phase difference are stored in the storage device 172 or the like in association with the calculation conditions. Keep it.
  • the pre-processing is divided into the excitation profile measurement processing and the correction value calculation processing using the excitation profile measurement processing, and each is repeated by the number of slices.
  • This is because it is considered that the excitation profile is measured under the same measurement conditions as the main measurement. That is, when excitation of a plurality of slices is performed within a repetition time (TR) by a multi-slice method or the like, it may not be possible to obtain a time for calculating a correction value. In this way, a more accurate correction value can be obtained by performing slice excitation under the same conditions as in the main measurement process.
  • TR repetition time
  • each correction value in steps S2106 to S2110 can be secured after the excitation of each slice and the measurement of the excitation profile, it is not necessary to divide the repetition process into two. For each slice, the measurement of the excitation profile and the calculation of the correction value may be performed as a series of processes.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment has basically the same configuration as that of the first embodiment. However, since the calculation methods of the primary phase difference and the zeroth phase difference are different, the configuration of the preprocessing unit 710 of the arithmetic system 170 is different.
  • the pre-processing unit 710 of the present embodiment includes an excitation profile measurement unit 715, a shift amount calculation unit 717, a refocus pulse application amount calculation unit 712, an irradiation frequency calculation unit 713, a phase difference, And an optimum value search unit 718.
  • the arithmetic system 170 includes the pre-processing unit 710 and the main measurement unit 720, and the main measurement unit 720 includes the image reconstruction unit 721, as in the second embodiment.
  • the processing of the excitation profile measurement unit 715, the shift amount calculation unit 717, and the irradiation frequency calculation unit 713 of the present embodiment is the same as that of the second embodiment.
  • the irradiation frequency calculation in the pre-processing flow by the pre-processing unit 710 of the present embodiment is basically the same as in the second embodiment. That is, as shown in FIG. 17, the excitation profile is measured for each slice position, and using this, the shift amount of the excitation position is calculated, and the irradiation frequency is calculated.
  • the phase difference optimal value search unit 718 of the present embodiment changes the primary phase difference and the zeroth phase difference from a predetermined initial value according to a predetermined rule, and sets a value (optimum value) that minimizes the evaluation value. Explore. Then, the obtained optimum values are defined as a first-order phase difference and a zero-order phase difference, respectively. At this time, the signal value of the side lobe obtained from each excitation profile is used as the evaluation value.
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 of the present embodiment uses the primary phase difference obtained as the optimum value by the phase difference optimal value search unit 718, and sets the refocus pulse application amount as in the second embodiment. Calculate according to the procedure.
  • the image reconstruction unit 721 corrects the polarity addition data using the zeroth-order phase difference obtained as the optimum value by the phase difference optimum value search unit 718.
  • the flow of the preprocessing by the preprocessing unit 710 of this embodiment is basically the same as the flow of the preprocessing of the second embodiment shown in FIG.
  • the optimal value search process for the primary phase difference and the zeroth phase difference by the phase difference optimal value search unit 718 is performed.
  • the primary phase difference and the zeroth phase difference are calculated.
  • the 0th-order phase difference calculation process in step S2110 is not performed.
  • the main measurement process of the present embodiment is the same as that of the first embodiment.
  • the phase difference optimum value search unit 718 sets the initial values of the predetermined primary phase difference and the zeroth phase difference as the primary phase difference optimum value candidate and the zeroth order phase difference optimum value candidate, respectively (step S3101).
  • 0 [deg] is set as the initial value.
  • similar to an optimal value is known beforehand from the characteristic of an apparatus, you may set the value.
  • the optimum phase difference search unit 718 searches for the primary phase difference that minimizes the signal amount of the side lobe (step S3102), and updates the optimal value candidate for the primary phase difference (step S3103).
  • Sidelobe signal amount (hereinafter referred to as sidelobe amount) SideLoveValue is defined by the following equation (25), for example.
  • Amp_composed () is the pre-excitation excitation profile Pre_Positive () and negative-excitation excitation profile Pre_Negative () obtained by pre-processing, and the primary phase difference and zero-order phase difference at this time point, respectively. This is the data added in the set state, and is obtained by the following equations (26) to (30). Note that Pre_Negative () in the following equation is treated as being shifted by the shift amount calculated by the shift amount calculation unit 717.
  • x is a discrete point number representing a position in the slice direction
  • real is a symbol representing a real part
  • imgn is a symbol representing an imaginary part
  • ZerothOrderPhase is a zero-order phase difference
  • FirstOrderPhase is a first-order phase difference.
  • MainLobeRange in equation (25) is the range of the main lobe, and is defined by the following equation (31), for example.
  • Offcenter is the distance [m] from the magnetic field center to the designated slice position
  • Thickness is the designated slice thickness [m].
  • the primary phase difference is 0.1 [deg] within a sufficiently wide range, for example, in the range of ⁇ 3600 [deg] to 3600 [deg].
  • the amount of side lobe is calculated, and the primary phase difference that minimizes the side lobe amount is determined as the optimum value of the primary phase difference.
  • the phase difference optimal value search unit 718 searches for the 0th-order phase difference that minimizes the side lobe amount (step S3104), and The optimum value candidate is updated (step S3105).
  • the search method is the same as the search for the primary phase difference. However, since it is the 0th order phase, the search range is set to ⁇ 180 [deg] to 180 [deg]. This range is changed in increments of 0.1 [deg] to calculate the side lobe amount, and the zeroth-order phase difference that minimizes the side lobe amount is determined as the optimum value candidate.
  • the phase difference optimum value search unit 718 stores the side lobe amount that is the calculated evaluation value in association with the number of times of calculation of the zeroth phase difference (step S3106).
  • the phase difference optimum value search unit 718 determines whether or not the change in the side lobe amount that is the evaluation value has converged (step S3107).
  • the convergence of the change in the side lobe amount is defined by the following equation (32), for example.
  • SideLobeValue (n) represents the side lobe amount recorded for the nth time.
  • Equation (32) represents the convergence condition when the change in the side lobe amount is less than 0.1 [%] while the search process for the first-order phase difference and the zero-order phase difference is repeated.
  • step S3107 phase difference optimum value search section 718 needs to be repeated at least twice in order to compare with the side lobe amount recorded in the previous search.
  • the phase difference optimum value search unit 718 ends the optimum value search process when the expression (32) is satisfied. Then, the optimum value candidates for the primary phase difference and the 0th order phase difference at that time are set as the primary phase difference and the 0th order phase difference.
  • the measurement system includes the static magnetic field generation system 120, the gradient magnetic field generation system 130, the high-frequency magnetic field generation system 150, and the high-frequency magnetic field detection system 160, and the measurement system according to the pulse sequence.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: an operation system 170 that controls the operation of the magnetic resonance signal to measure a nuclear magnetic resonance signal and performs an operation using data obtained from the nuclear magnetic resonance signal.
  • This is an ultra-short echo time sequence in which the slice gradient magnetic field applied together with the RF pulse is inverted between the positive and negative electrodes to perform two slice selective excitations to obtain echo signals, respectively.
  • a pre-processing unit 710 that calculates a correction value used for the calculation, and the correction value calculated by the pre-processing unit 710 is set in the pulse sequence
  • a main measurement unit 720 that controls the measurement system according to a pulse sequence to perform main measurement and reconstructs an image, and the pre-processing unit 710 determines an application amount of a refocus pulse of each slice gradient magnetic field.
  • Refocusing pulse application amount calculation unit 712 for calculating each as the correction value includes positive electrode data that is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the positive electrode in the main measurement, and An image reconstruction unit 721 that adds the negative electrode data, which is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the negative electrode, and reconstructs an image using the polarity addition data after the addition.
  • the focus pulse application amount calculation unit 712 applies the sign of each refocus pulse so as to reduce the side lobe signal of the excitation profile after adding the positive electrode data and the negative electrode data. To calculate the amount.
  • the pre-processing unit 710 includes an excitation profile measurement unit 715 that measures the excitation profile of each of the positive electrode data and the negative electrode data, and a coefficient of a primary term of a phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data.
  • a certain first-order phase difference and a zero-order phase difference that is a zero-order term of the phase difference are changed from a predetermined initial value according to a predetermined rule, and a value that minimizes an evaluation value is searched for.
  • a phase difference optimum value search unit 718 that determines an optimum value of the next phase difference and the zeroth order phase difference, and the evaluation value is a signal amount of a side lobe obtained from the respective excitation profiles
  • the refocus pulse application amount calculation unit 712 determines the refocus pulse application amount using the primary phase difference
  • the image reconstruction unit 721 determines whether the positive data and the negative data before the addition.
  • the phase difference is corrected using the optimum value of the zeroth-order phase difference.
  • the phase difference optimum value search unit 718 fixes the zero-order phase difference to the optimum value of the zero-order phase difference, changes the primary phase difference according to a predetermined rule, and calculates the evaluation value.
  • the primary phase difference to be minimized is determined as the optimal value of the primary phase difference, the primary phase difference is fixed to the optimal value of the primary phase difference, and the zero-order phase difference is changed according to a predetermined rule.
  • the zeroth-order and first-order phase differences are searched based on the side lobe amount.
  • the method of the present embodiment has the smallest side lobe signal amount even when it is difficult to fit a linear line to the phase distribution, that is, when the phase distribution draws a high-order curve.
  • a zero-order phase difference and a first-order phase difference can be calculated. Therefore, irrespective of the static magnetic field uniformity of the apparatus, the excitation profile can be made good with high accuracy, and a high-quality image can be obtained.
  • the side lobe signal amount defined by Expression (25) is used as the evaluation value.
  • Equation (25) is intended to calculate the amount of signal in a range other than the main lobe in the excitation profile. Therefore, as long as the signal amount other than the main lobe can be grasped, an evaluation expression (evaluation value) other than Expression (25) may be used.
  • the evaluation formula may be a form in which the side lobe amount is normalized by the main lobe signal amount.
  • the evaluation formula may be such that the signal intensity of the side lobe is weighted in proportion to the distance from the designated slice position, and the side lobe amount is calculated.
  • each is changed by a predetermined fixed change amount, but is not limited thereto.
  • the search may be performed using a search algorithm typified by the golden section method, etc., independently for each of the first-order phase difference and the zero-order phase difference.
  • the first-order phase difference and the zero-order phase difference may be combined and searched using a multidimensional search algorithm typified by the downhill simplex method or the multidimensional conjugate gradient method.
  • the shift amount calculation unit 717 and the irradiation frequency calculation unit 713 may not be provided.
  • the irradiation frequency used in the main measurement is specified by the imaging parameter.
  • the phase difference optimum value search unit 718 may search for the optimum value only for the primary phase difference.
  • the phase difference is handled as a fixed value (for example, 0 [deg]).
  • the pre-processing may be performed immediately before the main measurement or may be performed at the time of installation of the apparatus.
  • pre-processing is executed under the conditions of combinations of all slice positions and slice thicknesses that can be designated in the main measurement processing. Or you may perform a pre-processing only by typical conditions. In either case, the obtained result is stored in the storage device 172 or the like in association with the calculation condition.
  • the present embodiment is characterized in that the calculation accuracy of the excitation position shift amount and the primary phase difference is improved by performing the pre-processing a plurality of times.
  • the MRI apparatus 100 of this embodiment basically has the same configuration as that of the first embodiment.
  • the configuration of the arithmetic system 170 is basically the same as that of the second embodiment.
  • the pre-processing unit 710 further includes a convergence determination unit 719 in order to repeatedly calculate the primary phase difference and the shift amount and improve the calculation accuracy. . Also, the processing itself of the pre-processing unit 710 is different.
  • the convergence determination unit 719 of the present embodiment satisfies a predetermined convergence condition each time the primary phase difference calculation unit 716 and the shift amount calculation unit 717 calculate the primary phase difference and the shift amount, respectively. It is determined whether or not.
  • the pre-processing unit 710 of this embodiment proceeds with processing according to the determination result. Specifically, if the determination result is negative, the refocus pulse application amount calculation unit 712 calculates the refocus pulse application amount using the calculated primary phase difference, and the irradiation frequency calculation unit 713 sets the irradiation frequency. Using these, the excitation profile measurement unit 715 is caused to execute the excitation profile measurement sequence 500 to cause the excitation profile to be measured again. On the other hand, if the determination result is satisfactory, the 0th-order phase difference calculation unit is caused to calculate the 0th-order phase difference from the excitation profile obtained by calculating the 1st-order difference.
  • the pre-processing unit 710 of the present embodiment sets the irradiation frequency set by the imaging parameters and the application amount of the refocus pulse (Step S4101). Then, the excitation profile measurement unit 715 executes the excitation profile measurement sequence 500, and measures the excitation profile at the positive electrode and the excitation profile at the negative electrode, respectively, using the same method as in the second embodiment (step S4102).
  • the shift amount calculation unit 717 calculates the shift amount Shift of the excitation position according to the equations (12) to (14) by the same method as in the second embodiment (step S4103).
  • the primary phase difference calculation unit calculates the primary phase difference FirstOrderPhase according to the equations (15) to (19) using the same method as in the second embodiment (step S4104).
  • the preprocessing unit 710 stores the calculated shift amount shift and primary phase difference FirstOrderPhase in the storage device 172 in association with the number of calculations (step S4105).
  • the convergence determination unit 719 satisfies the convergence condition using the currently calculated shift amount shift and primary phase difference FirstOrderPhase and the previously calculated excitation position shift amount shift and primary phase difference FirstOrderPhase. Whether or not each value has converged (step S4106).
  • Shift (n) is the shift amount recorded at the nth time
  • FirstOrderPhase (n) is the primary phase recorded at the nth time.
  • Expressions (33) and (34) represent convergence conditions when the respective change rates become less than 0.1 [%] while the calculation of the shift amount and the primary phase is repeated.
  • the convergence determination unit 719 outputs “No” as the determination result.
  • the pre-processing unit 710 applies the refocus pulse application from the primary phase difference FirstOrderPhase to the refocus pulse application amount calculation unit 712 using the equations (20) and (21) as in the second embodiment.
  • the amount is calculated (step S4107).
  • the irradiation frequency calculation unit 713 uses the expressions (22) and (23) to calculate the irradiation frequency from the calculated shift amount Shift (step S4108). Note that either the calculation of the irradiation frequency or the calculation of the refocus pulse application amount may be performed first.
  • the pre-processing unit 710 sets the calculated irradiation frequency and refocus pulse application amount in the excitation profile measurement sequence 500, returns to step S4102, and repeats the process.
  • step S4106 the convergence determination unit 719 outputs a determination result that the convergence condition is satisfied.
  • the preprocessing unit 710 terminates the iterative process, and uses the first-order phase difference FirstOrderPhase at that time for the 0th-order phase difference calculation unit 714, in the same manner as in the second embodiment, using the equation (24 ) To calculate the zero-order phase difference (step S4109).
  • the measurement system includes the static magnetic field generation system 120, the gradient magnetic field generation system 130, the high-frequency magnetic field generation system 150, and the high-frequency magnetic field detection system 160, and the measurement system according to the pulse sequence.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: an operation system 170 that controls the operation of the magnetic resonance signal to measure a nuclear magnetic resonance signal and performs an operation using data obtained from the nuclear magnetic resonance signal.
  • This is an ultra-short echo time sequence in which the slice gradient magnetic field applied together with the RF pulse is inverted between the positive and negative electrodes to perform two slice selective excitations to obtain echo signals, respectively.
  • a pre-processing unit 710 that calculates a correction value used for the calculation, and the correction value calculated by the pre-processing unit 710 is set in the pulse sequence
  • a main measurement unit 720 that controls the measurement system according to a pulse sequence to perform main measurement and reconstructs an image, and the pre-processing unit 710 determines an application amount of a refocus pulse of each slice gradient magnetic field.
  • Refocusing pulse application amount calculation unit 712 for calculating each as the correction value includes positive electrode data that is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the positive electrode in the main measurement, and An image reconstruction unit 721 that adds the negative electrode data, which is an echo signal obtained when the slice gradient magnetic field is applied at the negative electrode, and reconstructs an image using the polarity addition data after the addition.
  • the focus pulse application amount calculation unit 712 applies the sign of each refocus pulse so as to reduce the side lobe signal of the excitation profile after adding the positive electrode data and the negative electrode data. To calculate the amount.
  • the pre-processing unit 710 uses the excitation profile measurement unit 715 that measures the excitation profile of each of the positive electrode data and the negative electrode data, and uses each of the excitation profiles, and uses the first-order coefficient of the phase difference as the first order.
  • a primary phase difference calculation unit 716 that calculates the phase difference, and the refocus pulse application amount calculation unit 712 determines the refocus pulse application amount using the primary phase difference.
  • the pre-processing unit 710 includes an irradiation frequency calculation unit 713 that calculates the irradiation frequency of each half RF pulse as the correction value, and a shift amount calculation unit that calculates the shift amount of the excitation position between the excitation profiles. 717 may be further included.
  • the irradiation frequency calculation unit 713 calculates the respective irradiation frequencies so as to eliminate the positional deviation between the two slice selective excitation positions, and the positional deviation is calculated using the shift amount.
  • the pre-processing unit 710 further includes a zero-order phase difference calculation unit 714 that calculates a zero-order phase difference, which is a zero-order term of the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data, as the correction value. Also good.
  • the 0th-order phase difference calculation unit 714 calculates the 0th-order phase difference using each excitation profile.
  • the image reconstruction unit 721 corrects the phase difference between the positive electrode data and the negative electrode data before the addition using the zeroth-order phase difference.
  • the pre-processing unit 710 calculates the primary phase difference and the shift amount each time the primary phase difference calculation unit and the shift amount calculation unit calculate the primary phase difference and the shift amount, respectively.
  • the calculation unit calculates the first-order phase difference and the shift amount calculation unit calculates the shift amount, and the determination result satisfies the convergence condition, the zero-order The phase difference calculation unit 714, to calculate the zero-order retardation latest from said respective excitation profile.
  • the optimum irradiation frequency and refocus pulse application amount are determined while feeding back the calculation result to the pulse sequence. For example, when the pulse sequence is changed, the shift amount and the primary phase gradient may not be completely cancelled. However, according to the present embodiment, since iterative processing is performed until a predetermined convergence condition is satisfied, a more appropriate shift amount and primary phase can be calculated. As a result, a more appropriate refocus pulse application amount and irradiation frequency can be obtained and reflected in the pulse sequence.
  • the calculation of the zeroth phase difference is not included in the iterative process. This is because the reconstruction process uses the 0th order phase and does not involve a change in the pulse sequence. Therefore, according to the present embodiment, after determining an optimal pulse sequence, a zero-order phase difference can be obtained and reflected in image reconstruction. Thereby, according to this embodiment, the optimal irradiation frequency, refocus pulse application amount, and zero-order phase difference can be obtained efficiently.
  • the convergence condition is defined in advance, but the determination of convergence is not limited to this.
  • the primary phase difference and the shift amount may be determined by repeating a certain number of times without setting the convergence condition, and the irradiation frequency and the refocus pulse application amount may be calculated.
  • the shift amount calculation unit 717 and the irradiation frequency calculation unit 713 may not be provided.
  • the value of the variable Shift in the equation (15) for calculating the phase difference Phase_complex (x) is 0.
  • the irradiation frequency used in the main measurement is specified by the imaging parameter.
  • the 0th-order phase difference calculation unit 713 may not be provided. If not implemented, the phase difference may be set to 0 [deg].
  • the case where the primary phase difference and the zeroth phase difference are calculated using the method of the second embodiment is described as an example, but the present invention is not limited to this.
  • the first-order phase difference and the zero-order phase difference may be calculated using the method of the third embodiment.
  • the first-order phase difference is fixed to 0 [deg] and the 0th-order phase difference is searched.
  • the pre-processing may be performed immediately before the main measurement or may be performed at the time of installation of the apparatus.
  • pre-processing is executed under the conditions of combinations of all slice positions and slice thicknesses that can be designated in the main measurement processing. Or you may perform a pre-processing only by typical conditions. In either case, the obtained result is stored in the storage device 172 or the like in association with the calculation condition.
  • the optimum irradiation frequency of the RF pulse and the application amount of the refocusing pulse of the slice gradient magnetic field are set, and the positive electrode data and A good excitation profile can be obtained by adding a zero-order phase difference when complex addition of negative electrode data is performed.
  • a signal from other than the designated slice position is not mixed in the reconstructed image, and a reconstructed image in which artifacts are suppressed can be obtained. This is particularly effective in the case of measurement using a multi-slice method in which the side lobe signal of the excitation profile cannot be suppressed by the saturation pulse.
  • 100 MRI apparatus 101 subject, 120 static magnetic field generation system, 130 gradient magnetic field generation system, 131 gradient magnetic field coil, 132 gradient magnetic field power supply, 140 sequencer, 150 high frequency magnetic field generation system, 151 transmission coil, 152 synthesizer, 153 modulator, 154 high frequency amplifier, 160 high frequency magnetic field detection system, 161 receiver coil, 162 signal amplifier, 163 quadrature detector, 164 D converter, 170 arithmetic system, 171 CPU, 172 storage device, 173 external storage device, 174 display device, 175 Input device, 200 UTE sequence, 201 half RF pulse, 202 half RF pulse, 211 slice gradient magnetic field, 211 positive slice gradient magnetic field, 212 slice gradient magnetic field, 212 negative slice gradient magnetic field, 221 phase encode gradient magnetic field, 222 phase encode gradient magnetic field , 231 Read encode gradient magnetic field, 232 Read encode read gradient magnetic field, 241 Echo signal 251 refocus pulse, 252 refocus pulse, 301 excitation profile, 302 excitation profile, 303 excitation profile

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Abstract

　ハーフRFパルスを用いるUTEシーケンスで、マルチスライス撮影であっても高画質の画像を得るために、正極データおよび負極データそれぞれの励起プロファイルがサイドローブ部において180[deg]反転した位相分布を持つよう、スライス傾斜磁場のリフォーカスパルスを調整し、印加することにより実現する。また、正極データと負極データとの強度分布の位置ずれを解消するよう、ハーフRFパルスの照射周波数を調整する。

Description

磁気共鳴イメージング装置および補正値算出方法
　本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号と呼ぶ)を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング(以下、MRIと呼ぶ)技術に関し、特に、超短エコー時間シーケンスを用いる撮影技術に関する。
　MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、被検体を静磁場(分極磁場B0)内に配置した上で、特定の領域を選択励起するために高周波磁場パルス(RFパルス)と共にスライス選択傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコード傾斜磁場パルスや読み出し傾斜磁場パルスを印加することにより、励起範囲内をエンコードし、位相情報を付与する。
　スライス傾斜磁場パルスは、任意の方向に傾斜した磁場を発生させ、静磁場空間内に磁場の強度勾配を生成する。被検体を構成する原子核スピンは、傾斜した磁場の強度と磁気回転比とに応じた周波数で歳差運動を行う。その歳差運動の周波数はラーモア周波数と呼ばれ、ラーモア周波数と一致するRFパルスを照射することにより、任意の位置の原子核スピンをだけを励起することができる。
　原子核スピンの緩和現象を無視した理想状態の場合、この励起される範囲および強度(以下、励起プロファイルと呼ぶ)は、RFパルスのエンベロープをフーリエ変換した形となる。RFパルスのエンベロープの最も一般的な波形は、Sinc関数である。RFパルスのエンベロープにSinc関数を用いると、打ち切り誤差を除けば矩形の励起プロファイルが得られる。
　撮影は、予め定められたパルスシーケンスに従って行われる。パルスシーケンスの中には、横緩和時間(T2)の短い組織の信号を計測する超短エコー時間シーケンス(Ultra-short TE Sequence。以下、UTEシーケンスと呼ぶ)がある(特許文献1、非特許文献1など)。UTEシーケンスでは、RFパルスのエンベロープとして、通常のRFパルス(フルRFパルス:Full RFパルス)の波形を半分にした形のハーフRFパルス(Half RFパルス)が用いられる。そして、このハーフRFパルスを、それぞれ、極性を反転させたスライス傾斜磁場とともに照射し、2回励起を行い、それに伴い、2回エコー信号を計測し、加算する。以下、極性を正極にして印加するスライス傾斜磁場を正極スライス傾斜磁場、極性を負極にして印加するスライス傾斜磁場を負極スライス傾斜磁場、正極スライス傾斜磁場が印加された場合に取得されるエコー信号を正極データ、負極スライス傾斜磁場が印加された場合に取得されるエコー信号を負極データと呼ぶ。
　ハーフRFパルスによる励起プロファイルは、フルRFパルスによる励起プロファイルよりサイドローブが大きい。しかし、上記正極データと負極データの励起プロファイルがサイドローブ部において180[deg]反転した位相分布を持つことになるため、正極データと負極データとを加算することによりサイドローブ信号が打ち消され、フルRFパルスによる励起プロファイルと同等の励起プロファイルを得ることができる。
米国特許5025216号明細書
P.D.Gatehouse,G.M.Bydder,Magnetic resonance imaging of short T2 components in issue、Clinical Radiology,58(1)，1-19 (2003) Peter Latta et al,Simple phase method for measurement of magnetic field gradient waveforms，MAGNETIC RESONANCE IMAGING 25，1272-1276(2007)
　上述のように、UTEシーケンスでは、正極データと負極データとを加算することにより、励起プロファイルのサイドローブ信号を打ち消している。しかしながら、この正極データと負極データの励起プロファイルは、実際にはサイドローブ部において180[deg]反転した位相分布を持たないことが多い。また、正極データと負極データの強度分布に位置ずれが生じる場合もある。このような場合、正極データと負極データのサイドローブ信号が互いに打ち消されないため、指定したスライス位置外からの信号が再構成画像に混入し、アーチファクトが生じ、良好な画像が得られない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、UTEシーケンスで、高画質の画像を得ることを目的とする。
　本発明は、ハーフRFパルスの印加により取得される正極データおよび負極データそれぞれの励起プロファイルが、サイドローブ部において180[deg]反転した位相分布を持つようスライス傾斜磁場のリフォーカスパルスを調整することで、UTEシーケンスにおいて良好な励起プロファイルを実現する。
　本発明によれば、UTEシーケンスにおいてスライス数によらず、高画質の画像を得ることができる。
第一の実施形態のMRI装置の構成図 UTEシーケンスのパルスシーケンス図 ハーフRFパルスの励起プロファイル(強度分布)であり、正極データと負極データを加算することでハーフRFパルスの励起プロファイルにおけるサイドローブが低減することを説明するための説明図 ハーフRFパルスの励起プロファイル(位相分布)であり、正極データと負極データの励起プロファイルがサイドローブ部において180[deg]反転した位相分布を持つことを説明するための説明図 渦電流により発生する磁場が出力傾斜磁場波形を歪ませることを説明するための説明図 スライス傾斜磁場の下り部分も利用してハーフRFパルスを照射する場合のRFパルスおよびスライス傾斜磁場の印加タイミングを説明するための説明図 (a)は、正極スライス傾斜磁場にオフセットが生じている場合の励起位置のずれを、(b)は、負極スライス傾斜磁場にオフセットが生じている場合の励起位置のずれを、それぞれ説明するための説明図 第一の実施形態の演算系の機能ブロック図 (a)および(b)は、第一の実施形態の、正極スライス傾斜磁場波形および負極スライス傾斜磁場波形の測定結果をそれぞれ説明するための説明図 スライス傾斜磁場パルスのリフォーカスパルスの印加タイミングを説明するための説明図 第一の実施形態の事前処理のフローチャート 第一の実施形態の本計測処理のフローチャート 第二の実施形態の演算系の機能ブロック図 第二の実施形態の励起プロファイル測定シーケンスのパルスシーケンス図 第二の実施形態の励起位置のシフト量の算出方法を説明するための説明図 (a)は、第二の実施形態の正極データと負極データを位相差分した後の位相分布を説明するための説明図であり、(b)は、(a)に示すデータを位相アンラップ処理した後の位相分を説明するための説明図 第二の実施形態の事前処理のフローチャート (a)～(g)は、第二の実施形態の補正値を用いた場合の励起プロファイルの改善効果を説明するための説明図 (a)～(d)は、第二の実施形態の補正値を用いた場合の画像の改善効果を説明するための説明図 第三の実施形態の演算系の機能ブロック図 第三の実施形態の事前処理の1次位相差および0次位相差算出処理のフローチャー 第四の実施形態の演算系の機能ブロック図 第四の実施形態の事前処理のフローチャート
　＜＜第一の実施形態＞＞
　本発明を適用する第一の実施形態について図面を用いて説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本実施形態のMRI装置100の概要を図1に基づいて説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130と、シーケンサ140と、高周波磁場発生系150と、高周波磁場検出系160と、演算系170とを備える。
　静磁場発生系120は、垂直磁場方式であれば、被検体101の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置される。
　傾斜磁場発生系130は、MRI装置100の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル131と、それぞれの傾斜磁場コイル131を駆動する傾斜磁場電源132とを備え、後述のシ－ケンサ140からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源132を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gxin，Gyin，Gzinを印加する。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体101に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、かつ、互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)とを印加し、NMR信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　高周波磁場発生系150は、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体101にRFパルスを照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)152と変調器153と高周波増幅器154と送信側の高周波コイル(送信コイル)151とを備える。シンセサイザ152から出力された高周波パルスをシーケンサ140からの指令によるタイミングで変調器153により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器154で増幅し、被検体101に近接して配置された送信コイル151に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。
　高周波磁場検出系160は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)161と信号増幅器162と直交位相検波器163とA/D変換器164とを備える。送信コイル151から照射された電磁波によって誘起された被検体101の応答のエコー信号が被検体101に近接して配置された受信コイル161で検出され、信号増幅器162で増幅された後、シーケンサ140からの指令によるタイミングで直交位相検波器163により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器164でディジタル量に変換されて、演算系170に送られる。
　シーケンサ140は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスとを、所定の撮影シーケンスに従って繰り返し印加するよう制御部である。シーケンサ140は演算系170の制御で動作し、被検体101の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を傾斜磁場発生系130、高周波磁場発生系150、および高周波磁場検出系160に送る。これらの、傾斜磁場発生系130、高周波磁場発生系150および高周波磁場検出系160は、シーケンサ140からの命令に従って動作し、計測を行うため、合わせて計測系と呼ぶ。
　演算系170は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU171と、記憶装置172と、外部記憶装置173と、表示装置174と、入力装置175とを備える。例えば、高周波磁場検出系160からのデータを用い、被検体101の断層画像を再構成する。また、撮影シーケンスに従って、シーケンサ140に制御信号を送信する。再構成された断層画像は、表示装置174に表示されると共に、記憶装置172または外部記憶装置73に記録される。入力装置175は、操作者がMRI装置100の各種制御情報や演算系170で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス、及び、キーボードを備える。この入力装置175は表示装置174に近接して配置され、操作者が表示装置174を見ながら入力装置175を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理を制御する。
　なお、図1において、送信コイル151と傾斜磁場コイル131は、被検体101が挿入される静磁場発生系20の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル161は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。
　現在MRI装置の撮影対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
　演算系170のCPU171がシーケンサ140に制御信号を与える元となる撮影シーケンスは、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加タイミングが定められるパルスシーケンスと、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加強度、印加タイミング等を指定するパラメータとにより決定される。パルスシーケンスは、予め設定され、記憶装置172に保持される。また、パラメータは、入力装置175を介して操作者により設定される撮影条件に基づき、演算系170において算出される。
　ここで、本実施形態で用いるUTEシーケンスのパルスシーケンスを説明する。UTEシーケンス200のパルスシーケンスを図2に示す。図2の横軸は全て時間軸[s]であり、RFとEcｈｏの縦軸は電圧振幅[V]であり、Gs、Gp、Gfの縦軸は傾斜磁場強度[T/m]である。
　UTEシーケンス200では、ハーフRFパルス201、202をスライス傾斜磁場211、212とともに印加する。このとき、スライス傾斜磁場211とスライス傾斜磁場212とは、それぞれ、極性を反転させて印加する。以下、極性を正極にして印加するスライス傾斜磁場を正極スライス傾斜磁場、極性を負極にして印加するスライス傾斜磁場を負極スライス傾斜磁場と呼ぶ。そして、位相エンコード傾斜磁場221、222および読み出しエンコード傾斜磁場231、232を印加しながら、それぞれ、エコー信号241、242を計測する。なお、上述のように、正極スライス傾斜磁場211を印加して取得するエコー信号241を、正極データと呼び、負極スライス傾斜磁場212を印加して取得するエコー信号242を、負極データと呼ぶ。
　なお、演算系170は、計測された各エコー信号241、242を、加算後、画像を再構成する。上述のように、ハーフRFパルスの励起プロファイルは、フルRFパルスの励起プロファイルよりもサイドローブが大きいが、加算することにより、フルRFパルスと同等の励起プロファイルを得ることができる。
　加算により、ハーフRFパルスの励起プロファイルのサイドローブを抑えることができる理由を図3および図4を用いて説明する。図3は、UTEシーケンス200の、ハーフRFパルス201、202それぞれによる励起プロファイル301、302と、ハーフRFパルス201、202から得た正極データと負極データとを加算して得られるデータの励起プロファイル303を示す。図3の横軸は位置(Position[m])を、縦軸は強度(Amplitude[a.ｕ.])を表す。
　エコー信号を加算することによりフルRFパルスと同等な励起プロファイル303を得ることができる。この理由は、ハーフRFパルスによる励起プロファイルの位相分布から説明できる。
　図4は、ハーフRFパルス201、202それぞれによる励起プロファイルの位相分布311、312である。図4の横軸は位置(Position[m])を、縦軸は位相(Phase[deg])を表す。
　図4に示すように、正極スライス傾斜磁場211により得られる励起プロファイル301の位相分布311と、負極スライス傾斜磁場212により得られる励起プロファイル302の位相分布312とは、サイドローブ部分において180[deg]反転した関係にある。そのため、両者により得たデータ(正極データおよび負極データ)を加算すると、サイドローブ信号が打ち消された位相分布313が得られる。
　しかし、上述のように、正極データの励起プロファイルの位相分布と負極データの励起プロファイルの位相分布とは、実際には、180[deg]反転した関係にならない。また、正極データの強度分布と負極データの強度分布との間には、位置ずれが生じる。
　正極データと負極データの位相分布が180[deg]反転した関係にならない原因は、スライス傾斜磁場により生じる渦電流と、ハーフRFパルス201、202照射中の緩和である。
　スライス傾斜磁場211、212に渦電流が生じると、スライス傾斜磁場211、212の波形が変形する。これにより、ハーフRFパルス201、202印加後に原子核スピンの位相が分散し、励起プロファイルの位相分布が変化する。図5は、撮影パラメータで指定されるスライス傾斜磁場の波形321に対して、渦電流が生じたことにより変化したスライス傾斜磁場の波形322の様子を示した概念図である。
　また、ハーフRFパルス201、202照射中の緩和によっても原子核スピンの位相分散が引き起こされ、励起プロファイルの位相分布が変化する。特に、図6に示すように、スライス傾斜磁場211、212の下り部分331も利用してハーフRFパルス201、202を照射するパルスシーケンスの場合、緩和の影響は顕著に現れる。これは、スライス傾斜磁場211、212の強度に合わせてハーフRFパルス201、202の照射強度を下げることになり、照射強度の下がった部分において原子核スピンのフリップ角が小さくなり、かつ照射時間も伸びるためである。
　他方、正極データと負極データの強度分布に位置ずれが生じる原因は、スライス傾斜磁場211、212のオフセット成分である。スライス傾斜磁場211、212にオフセットが生じている場合、励起される位置がオフセットに比例してシフトする。シフトは、スライス傾斜磁場が正極の場合と負極の場合とで逆方向になるため、両者の強度分布が一致せず、両者を加算した際にメインローブの幅が広くなるとともにサイドローブ信号が残る。
　図7(a)および図7(b)は、スライス傾斜磁場にオフセットが生じている場合、励起したい位置341から、励起される位置342がオフセット343に比例してシフトする様子を説明するための図である。スライス傾斜磁場が正極(正極スライス傾斜磁場211)の場合を図7(a)に示す。また、スライス傾斜磁場が負極(負極スライス傾斜磁場212)の場合を図7(b)に示す。これらの図に示すように、正極スライス傾斜磁場211と負極スライス傾斜磁場212との場合で、実際に励起される位置342は、逆方向にシフトする。従って、両者の強度分布が一致せず、両者を加算した際にメインローブの幅が広くなるとともにサイドローブ信号が残る。
　なお、このサイドローブ信号は、スライス面に隣接するようにして飽和パルス(Saturation Pulse)を印加することによって抑制することが可能である。しかし、マルチスライス法(TR内で複数のスライスを励起するパルスシーケンス)を用いる計測の場合は、複数のスライスを連続して励起するために各スライス面に隣接した飽和パルスを印加することができない。従って、サイドローブ信号を抑制できないため、指定したスライス位置以外からの信号が再構成画像に混入し、良好な画像が得られない。
　本実施形態では、スライス傾斜磁場211、212の波形を測定し、その結果から補正値を算出し、その補正値を用いてパルスシーケンスおよび再構成処理を変更する。本実施形態の演算系170による処理は、大きく2つに分けられる。1つ目の処理はスライス傾斜磁場211、212波形の測定結果から、パルスシーケンスおよび再構成処理に用いる補正値を算出する事前処理である。事前処理で算出する補正値は、1)スライス傾斜磁場のリフォーカス面積(スライス傾斜磁場211、212のリフォーカスパルスの印加量)、2)ハーフRFパルス201、202の照射周波数、3)正極データと負極データとの位相差の0次項(0次位相差)、の3つである。2つ目の処理は算出したリフォーカスパルス印加量と照射周波数とをUTEシーケンス200に反映してUTEシーケンス200を変更し、計測を実施するとともに、0次位相差を反映して再構成を行う本計測処理である。
　これらの処理を実現するため、本実施形態の演算系170は、図8に示すように、事前処理部710と本計測部720とを備える。また、事前処理部710は、スライス傾斜磁場波形測定部711と、リフォーカスパルス印加量算出部712と、照射周波数算出部713と、0次位相差算出部714とを備える。本計測部720は、画像再構成部721を備える。
　演算形170のいずれの機能も、演算系170のCPU171が、予め記憶装置172または外部記憶装置173が保持するプログラムを、メモリにロードして実行することにより実現される。これは、後述の全実施形態について同様である。
　以下、各部の処理の詳細を説明する。ここでは、スライス枚数がN(Nは自然数)の、マルチスライス撮影を行う場合を例にあげて説明する。なお、撮影は、マルチスライスに限られない。
　スライス傾斜磁場波形測定部711は、各スライス位置で、実際に印加されるスライス傾斜磁場波形を測定する。測定は、公知の技術を用いて行われ、UTEシーケンス200において、スライス傾斜磁場211、212が撮影パラメータに従って印加された場合、出力されるスライス傾斜磁場波形を決定する。
　例えば、非特許文献2に記載される手法を用いる場合、測定は、以下のように行われる。波形を測定するスライス傾斜磁場をテスト傾斜磁場とする。所定の薄いスライスを励起後に、テスト傾斜磁場を撮影パラメータに従って印加して信号取得するシーケンスと、テスト傾斜磁場を印加せずに信号取得するレファレンスシーケンスとを実施し、これら2つのシーケンスで得られた信号間の演算によってテスト傾斜磁場(スライス傾斜磁場))の傾斜磁場出力波形を実測する。
　本実施形態では、正極スライス傾斜磁場211および負極スライス傾斜磁場212の、それぞれの波形を測定する。得られた正極スライス傾斜磁場波形をWaveform_positive(x)とし、負極スライス傾斜磁場波形をWaveform_negative(x)とする。ここで、xはスライス方向における位置を表す離散点番号を表す。
　図9(a)は、Waveform_positive(x)411を、図9(b)は、Waveform_negative(x)412を、それぞれ図示したものである。ここでは、傾斜磁場オフセットGcOffsetがある場合の波形を示す。ここで、RF_Start_Timeは、それぞれ、ハーフRFパルス201、202の印加開始時刻である。また、RF_End_Timeは、それぞれ、ハーフRFパルス201、202の印加終了時刻である。これらの図に示すように、実際に印加されるスライス傾斜磁場は、その形状が矩形から歪み、また、ハーフRFパルス印加終了時(RF_End_Time)以降も、印加される。
　リフォーカスパルス印加量算出部712は、各スライス位置で、正極スライス傾斜磁場211および負極スライス傾斜磁場212それぞれのリフォーカスパルスの印加量を補正値として算出する。
　図9(a)および図9(b)に示すように、ハーフRFパルス201、202の照射後から、それぞれのエコー信号241、242取得までの間の時間(TE)に、渦電流などの影響により生じる傾斜磁場が印加される。リフォーカスパルスは、この間の傾斜磁場印加量(スライス傾斜磁場の余剰印加量)を打ち消すために印加される面積調整パルスである。リフォーカスパルス251、252は、図10に示すように、各スライス傾斜磁場211、212印加直後に印加される。
　本実施形態のリフォーカスパルス印加量算出部712は、測定したスライス傾斜磁場波形Waveform_positive(x)411およびWaveform_negative(x)412を用いて、上記各スライス傾斜磁場211、212の余剰印加量を算出し、それを打ち消すように印加量を決定する。
　具体的には、本実施形態のリフォーカスパルス印加量算出部712は、リフォーカスパルス251の印加量(面積)を、以下の式(1)および(2)により算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　ここで、Adjust_Area_251はリフォーカスパルス251の面[s・T/m]、Adjust_Area_252はリフォーカスパルス252の面積[s・T/m]、RF_End_Timeは、ハーフRFパルス201、202の照射終了時刻[s]、TEは、ハーフRFパルス201、202の照射終了時刻からそれぞれのエコー信号241、242取得までの時間である。
　照射周波数算出部713は、各スライス位置において照射するハーフRFパルス201、202の照射周波数を補正値として算出する。本実施形態の照射周波数算出部713は、得られたスライス傾斜磁場波形に応じて、正極スライス傾斜磁場211と負極のスライス傾斜磁場212との間に励起位置のずれがある場合、その位置ずれを解消するよう、それぞれの照射周波数を決定する。励起位置ずれは、測定した各スライス傾斜磁場211、212の実測強度により算出する。
　具体的には、本実施形態の照射周波数算出部713は、正極スライス傾斜磁場211とともに印加するハーフRFパルス201の照射周波数Frequency_Positive[Hz]と、正極スライス傾斜磁場212とともに印加するハーフRFパルス202の照射周波数Frequency_Nagative[Hz]とを、それぞれ、決定されたスライス傾斜磁場211の波形Waveform_positive(x)とスライス傾斜磁場212の波形Waveform_negative(x)とを用い、以下の式(3)、(4)により算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　ここで、γは磁気回転比[Hz/T]、GcAmp1は正極スライス傾斜磁場211の実測強度[T/m](図9(a)に示す正極スライス傾斜磁場211の実測波形411のプラトー部の強度)、GcAmp2は負極スライス傾斜磁場212の実測強度[T/m](図9(b)に示す負極スライス傾斜磁場412の実測波形412のプラトー部の強度)、Offcenterは磁場中心から指定スライス位置までの距離[m]、GcBaseは静磁場強度[T]である。
　0次位相差算出部714は、各スライス位置における、取得した正極データの位相と負極データの位相との差の0次項の値(0次位相差)を補正値として算出する。本実施形態の0次位相差算出部714は、正極スライス傾斜磁場211の実測波形と負極スライス傾斜磁場212の実測波形とを用い、以下の式(5)を用いて0次位相差を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　ここで、ZerothOrderPhaseは、0次位相差[deg]、RF_Start_Timeは、ハーフRFパルス201、202の照射開始時刻[s]、Offcenterは磁場中心から指定スライス位置までの距離[m]、Δxは、Waveform_positive()とWaveform_negative()のサンプリング間隔[s]である。
　なお、式(5)は、正極データに対する負極データの位相のずれを算出する式である。
式(5)において、Waveform_positive(x)とWaveform_negative(y)とを逆にし、負極データに対する正極データの位相のずれを算出してもよい。
　本実施形態の本計測部720は、リフォーカスパルス印加量算出部712および照射周波数算出部713がそれぞれ補正値として算出したリフォーカスパルス印加量および照射周波数を、UTEシーケンス200に設定し、本計測を実行する。
　画像再構成部721は、本計測により得られた正極データと負極データとを加算し、加算により得られたデータ(極性加算データ)から、フーリエ変換など公知の手法を用いて画像を再構成する。このとき、本実施形態では、加算前に、正極データと負極データとの間の位相差を、0次位相差を用いて補正する。
　ここでは、0次位相差として、正極データに対する負極データの位相ずれが算出された場合(上記式(5)の場合)を例にあげて説明する。この場合は、式(5)により算出された0次位相差を、以下の式(6)および式(7)に従って、負極データに加算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　ここで、Main_negative(real，)およびMain_negative(imagn，)は、それぞれ、0次位相加算前の負極データの実部および虚部、Main_negative’(real，)およびMain_negative’(imagn，)は、それぞれ、0次位相加算後の負極データの実部および虚部、ZerothOrderPhaseは、式(5)により算出された0次位相差[deg]である。
　0次位相加算後の負極データと正極データとの加算は、以下の式(8)および式(9)に従う。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　ここで、Main_positive(real, )およびMain_positive(imagn, )は、それぞれ、0次位相加算前の正極データの実部および虚部、Mian_composed(real, )およびMian_composed(imagn, )は、それぞれ、極性加算データの実部および虚部である。
　なお、0次位相差が、負極データに対する正極データの位相ずれとして算出されている場合は、正極データ側に0次位相差を上記手法で加算し、その後、加算後の正極データと負極データとを加算する。
　次に、本実施形態の演算系170による各処理の流れを説明する。まず、事前処理部710による事前処理の流れを説明する。図11は、本実施形態の事前処理の流れを示す処理フローである。上述のように、事前処理部710は、補正値を算出する事前処理を、スライス毎に行う。ここでは、全スライス枚数をN枚とする。
　事前処理部710は、繰り返し処理(ステップS1101、ステップS1107)により、ステップS1102～ステップS1106の処理を繰り返す。繰り返し回数は、本計測の撮影条件として指定されるスライス枚数(ここでは、N)回である。ここでは、繰り返し処理中で処理対象となるスライス番号をiで表す。
　まず、スライス傾斜磁場波形測定部711は、i番目のスライス位置で、正極スライス傾斜磁場211の波形を測定し(ステップS1102)、次に、負極スライス傾斜磁場212の波形を測定する(ステップS1103)。なお、各スライス傾斜磁場211、212の波形の測定は、いずれが先であってもよい。
　次に、リフォーカスパルス印加量算出部712は、正極スライス傾斜磁場211の実測波形と負極スライス傾斜磁場212の実測波形とを用い、i番目のスライス位置における各スライス傾斜磁場に対するリフォーカスパルス251、252の印加量を、上記式(1)および式(2)により、それぞれ算出する(ステップS1104)。
　次に、照射周波数算出部713は、正極スライス傾斜磁場211の実測波形と負極スライス傾斜磁場212の実測波形とを用い、i番目のスライス位置における各ハーフRFパルス201、202の照射周波数を、上記式(3)および式(4)により、それぞれ、算出する(ステップS1105)。
　次に、0次位相決定部は、正極スライス傾斜磁場211の実測波形と負極スライス傾斜磁場212の実測波形とを用い、i番目のスライス位置における正極データと負極データとの間の0次位相差を、上記式(5)により算出する(ステップS1106)。
　以上により、本実施形態の演算系170は事前処理を行い、ハーフRFパルス201、202の照射周波数、リフォーカスパルス251、252の印加量、0次位相差、の各補正値をそれぞれ算出する。
　なお、ステップS1102の後、S1103、S1104、S1105の各処理は、いずれを先に行ってもよい。
　次に、本実施形態の本計測部720による、本計測処理を説明する。図12は、本実施形態の本計測処理の処理フローである。
　本計測部720は、まず、設定された撮影パラメータおよび事前処理で決定した補正値を用い、本計測に用いるパルスシーケンスを生成する(ステップS1201)。ここでは、決定したスライス毎の照射周波数およびリフォーカスパルス印加量を、図2に示すUTEシーケンス200に反映する。
　次に、本計測部720は、生成したUTEシーケンス200に従って、シーケンサ140に指示を出し、計測を実行し、正極データと負極データとを取得する(ステップS1202)。
　画像再構成部721は、負極データに事前処理で算出した0次位相差を加算する(ステップS1203)。そして、画像再構成部721は、正極データと加算後の負極データとを加算し(ステップS1204)、極性加算データを得る。
　本計測部720は、計測終了と判定される(ステップS1205)まで、ステップS1202からS1204までの処理を繰り返す。ここで、計測終了との判定は、予め定めておく。例えば、取得エコー数が規定数を満たす、処理を中断する指示を受信する、等の場合、計測終了と判定する。計測終了と判定されると、画像再構成部721は、極性加算データから画像を再構成し(ステップS1206)、表示装置174、記憶装置172、外部記憶装置173などに出力する(ステップS1207)。
　なお、上記本計測処理の説明では、繰り返し回数は、撮影条件で設定されたスライス数Nとしたが、これに限られない。例えば、MRI装置100の撮影可能な全てのスライス位置を指定し、その位置数だけ繰り返してもよい。
　なお、照射周波数算出処理は、正極データと負極データとの励起位置にずれがある場合に行う。励起位置にずれが生じにくいMRI装置の場合には、上記照射周波数の算出は実施しなくてもよい。この場合、照射周波数算出部713も備えなくてもよい。本計測部720は、撮影パラメータで設定される照射周波数、または、公知の技術で求められる照射周波数を、UTEシーケンス200に設定する。
　また、0次の位相差が画質に大きく影響しないと分かっている場合には、上記0次位相差の算出を実施する必要は無い。この場合、0次位相差算出部714も備えなくてもよい。0次位相差の算出を行わない場合、例えば、位相差として0[deg]を設定する、画像再構成部721による加算前の負極データおよび正極データのいずれか一方の補正を行わない、等の構成としてもよい。
　以上説明したように、本実施形態によれば、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130、高周波磁場発生系150および高周波磁場検出系160を備える計測系と、パルスシーケンスに従って、前記計測系の動作を制御して核磁気共鳴信号を計測するとともに前記核磁気共鳴信号から得たデータを用いて演算を行う演算系170と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記パルスシーケンスは、ハーフRFパルスとともに印加するスライス傾斜磁場の極性を正極と負極との間で反転させて2回のスライス選択励起を行い、それぞれエコー信号を得る超短エコー時間シーケンスであり、演算系170は、前記計測および前記演算に用いる補正値を算出する事前処理部710と、前記事前処理部710で算出した補正値を前記パルスシーケンスに設定し、設定後の当該パルスシーケンスに従って前記計測系を制御して本計測を行い、画像を再構成する本計測部720と、を備え、前記事前処理部710は、前記各スライス傾斜磁場のリフォーカスパルスの印加量をそれぞれ前記補正値として算出するリフォーカスパルス印加量算出部712を備え、前記本計測部720は、前記本計測において、前記スライス傾斜磁場を正極で印加した際に得たエコー信号である正極データと、前記スライス傾斜磁場を負極で印加した際に得たエコー信号である負極データとを加算し、加算後の極性加算データを用いて画像を再構成する画像再構成部721を備え、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記正極データと前記負極データとを加算した後の励起プロファイルのサイドローブ信号を低減させるよう前記各リフォーカスパルスの印加量を算出する。
　また、前記事前処理部710は、前記パルスシーケンスのスライス傾斜磁場波形を測定するスライス傾斜磁場波形測定部711を備え、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記測定したスライス傾斜磁場波形を用い、前記各リフォーカスパルスの印加量を算出する。
　すなわち、本実施形態によれば、ハーフRFパルスを用い、正極データと負極データとを加算するUTEシーケンスによる撮影において、実際に印加されるスライス傾斜磁場波形の測定データに基づいて本計測で用いるリフォーカスパルスの印加量が決定される。従って、本実施形態によれば、スライス傾斜磁場パルスの、渦電流による歪み、オフセット等の影響により、正極データと負極データの励起プロファイルが理論どおりに180[deg]反転した位相を持たない場合であっても、適切なリフォーカスパルスの印加によって、余計に印加されたスライス傾斜磁場による影響を排除することができる。
　これにより、正極データと負極データの励起プロファイルの位相分布を、180[deg]位相が反転した状態に近づけることができる。従って、極性加算データの励起プロファイルを、急峻でサイドローブの少ない良好なものとすることができ、再構成画像において指定したスライス位置以外からの信号の混入を防ぐことができる。従って、アーチファクトが抑制された高い品質の再構成画像を得ることができる。
　また、前記事前処理部710は、前記各ハーフRFパルスの照射周波数をそれぞれ前記補正値として算出する照射周波数算出部713をさらに備えてもよい。このとき、前記照射周波数算出部713は、前記2回のスライス選択励起位置の位置ずれを解消するよう前記各照射周波数を算出し、前記位置ずれは、前記測定したスライス傾斜磁場波形から得られるスライス傾斜磁場の強度を用いて算出される。
　一般に、正極データと負極データの強度分布に位置ずれが生じると、励起プロファイルのメインローブの幅が広くなると共に、サイドローブ信号が残る。しかし、本実施形態によれば、実際に印加されるスライス傾斜磁場波形の測定データに基づいてハーフRFパルスの照射周波数が決定される。このため、励起位置のずれを抑えることができる。従って、さらに、サイドローブ信号が少なく、急峻な励起プロファイルを得ることができる。これにより、さらに、高画質の画像を得ることができる。
　また、前記事前処理部710は、前記正極データと前記負極データとの間の位相差の0次項である0次位相差を前記補正値として算出する0次位相差算出部714をさらに備えてもよい。この場合、前記画像再構成部721は、前記加算前に前記正極データと負極データとの間の位相差を、前記0次位相差を用いて補正する。前記0次位相差算出部714は、前記極性が正極のスライス傾斜磁場波形と前記極性が負極のスライス傾斜磁場波形との差を用いて前記0次位相差を算出する。
　従って、本実施形態によれば、実際に印加されるスライス傾斜磁場波形の測定データに基づいて正極データと負極データとの間の位相差を算出する。そして、算出した位相差を用いて、これらのデータを補正する。従って、精度よく位相差を補正することができ、さらに良好な励起プロファイルを得ることができる。これにより、さらに、高画質の画像を得ることができる。
　なお、上記実施形態では、事前処理をスライス毎に行う場合を例にあげて説明した。これは、スライス位置に応じて傾斜磁場の出力特性が異なり、算出される各値(照射周波数、印加量、0次位相差)が位置に応じて変化するためである。しかし、これに限られない。例えば、スライス位置に応じて傾斜磁場の出力特性に大きな変化がない場合など、代表的なスライス位置のみを処理対象とし、上記各値を算出するよう構成してもよい。このように構成することにより、処理を高速化できる。
　また、本実施形態によれば、マルチスライス法においても、サイドローブ信号を効果的に抑制することができる。すなわち、マルチスライス法では、TR内で複数のスライスを連続的に励起することから各スライス面に隣接して飽和パルスを印加してサイドローブ信号を抑制することができない。そのため、飽和パルスを用いる場合には、全撮影対象領域外に飽和パルスを印加することになる。スライス面から飽和パルス印加位置までの範囲の信号は、飽和パルスにより抑制されないため、サイドローブ信号が存在する場合には指定したスライス位置以外からの信号が再構成画像に混入している。しかし、本実施形態では、励起プロファイルの形状自体を改善し、サイドローブ信号を低減する。このため、マルチスライス法であっても、十分にサイドローブ信号を低減することができ、他の計測同様、高品質の画像を得ることができる。
　なお、事前処理は、本計測の直前に行ってもよいし、装置の据付作業時に行ってもよい。装置の据付作業時に行った場合、得られたリフォーカスパルス印加量、照射周波数、0次位相差は、波形を測定したスライス傾斜磁場に対応づけて記憶装置172などに格納しておく。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。本実施形態は、正極データと負極データの励起プロファイルから励起位置のシフト量を算出するとともに、両データの位相分布から0次と1次の位相差を算出し、各補正値を得、パルスシーケンス及び再構成処理に反映させる。
　本実施形態のMRI装置100は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。また、撮影に用いるパルスシーケンスも、第一の実施形態同様、UTEシーケンス200である。ただし、補正値の算出法が異なるため、事前処理部710の構成が異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　本実施形態の事前処理部710は、図13に示すように、リフォーカスパルス印加量算出部712と、照射周波数算出部713と、0次位相差算出部714に加え、励起プロファイル測定部715と、1次位相差算出部716と、シフト量算出部717とを備える。
なお、演算系170が、事前処理部710と本計測部720とを備えること、および、本計測部720が、画像再構成部721を備えることは、第一の実施形態と同様である。
　第一の実施形態の事前処理部710は、スライス傾斜磁場211、212の実測波形に基づき、上記各補正値を算出する。一方、本実施形態の事前処理部710は、設定された撮影パラメータに従って実行するハーフRFパルスによる励起のプロファイル(強度分布および位相分布)から補正値を算出する。すなわち、励起プロファイルから、励起位置のシフト量と、サイドローブを最小とする正極データと負極データの0次及び1次の位相差を算出する。
　励起プロファイル測定部715は、スライス毎に、スライス傾斜磁場の極性毎に、励起プロファイルを測定する。励起プロファイルの測定には、図14に示すパルスシーケンス(励起プロファイル測定シーケンス)500を用いる。
　励起プロファイル測定シーケンス500は、ハーフRFパルス501、502と、それぞれのハーフRFパルス501、502とともに印加される正極スライス傾斜磁場511、負極スライス傾斜磁場512と、それぞれのエコー信号541、542取得時に、スライス方向に印加する読み出しエンコード傾斜磁場531、532と、を備える。
　励起プロファイル測定部715は、本計測用の撮影パラメータを用い、この励起プロファイル測定シーケンス500を実行する。すなわち、ハーフRFパルス501、502、正極スライス傾斜磁場511、負極スライス傾斜磁場512は、それぞれ、本計測時に用いるものと一致させる。そして、得られたエコー信号541、542を、それぞれフーリエ変換し、正極時の励起プロファイルと負極時の励起プロファイルとを得る。
　このとき、得られる各励起プロファイルは、複素データであり、位相分布と強度分布との2つの情報を持つ。正極時の励起プロファイルをPre_positive()、負極時の励起プロファイルをPre_negative()とすると、正極時の強度分布Amp_positive(x)および負極時の強度分布Amp_negative()は、それぞれ式(10)、式(11)で得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 　ここで、xはスライス方向における位置を表す離散点番号、realは実部を表す記号、imgnは虚部を表す記号である。
　シフト量算出部717は、図15の概念図で示される、正極時の励起プロファイル601の強度分布の最大値と負極時の励起プロファイル602の強度分布の最大値との間の位置のずれShiftを、励起位置のシフト量Shiftとして算出する。すなわち、励起位置のシフト量Shiftは、各強度分布Amp_positive(x)、Amp_negative(x)を用いて、例えば、式(12)～式(14)に従って算出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 　ここでxはスライス方向における位置を表す離散点番号、Max()は指定されたデータ列中の最大値を返す関数、MaxPositionPositiveは正極の励起プロファイルの最大値の位置、MaxPositionNagativeは負極の励起プロファイルの最大値の位置を表す。
　1次位相差算出部716は、それぞれの励起プロファイルPre_positive()、Pre_negative()を用い、正極データの位相と負極データの位相との差の1次項の係数を1次位相差として算出する。
　具体的には、まず、以下の式(15)に従って、正極データと負極データとの位相差分Phase_complex(x)を計算する。なお、位相差分Phase_complex(x)は複素データである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
 　ここで、Conjugate[]は複素共役処理を表す関数、Shiftは式(12)で算出した正負極間の励起位置のシフト量である。
　算出したPhase_complex(x)から、位相値Phase_scalar(x)を、次の式(16)に従って算出する。算出する位相値Phase_scalar(x)は、スカラーデータである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
 　ここで、Phase[]は複素データの位相値を返却する関数である。Phase_complex(x)から直接位相値を算出しないのは、位相の主値回りを防ぐためである。
　算出した位相値Phase_scalar(x)611は、図16(a)に示すように変化する。すなわち、励起範囲の中心(強度分布の最大値の位置とほぼ一致する)620を境に、位相が360[deg]変化する。これは、正極データと負極データとが図4に示すように、互いに逆位相で180[deg]の変化を持っており、それらを位相差分したためである。1次位相差は、算出した位相値Phase_scalar(x)611の傾きである。1次位相差(傾き)を求めるためには、励起範囲の中心620を境にした位相の変化を除外し、かつ、位相アンラップ処理を行う必要がある。
　このため、まず、励起範囲の中心を境に位相が変化している区間621(例えば励起スライス厚の範囲)のデータを除き、位相値Phase_scalar(x)に対し、以下の式(17)、式(18)により、位相アンラップ処理後の位相値Phase_unwraped(x)を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
 　ここで、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
 　ただし、xは、位相が変化している区間621以外の区間、PreviousePointは直前のxの位置を表す。
　位相アンラップ処理により、結果的に図16(b)に示す位相分布612が得られる。
　1次位相差算出部716は、この位相分布に対して最小二乗法により近似1次直線を決定し、その傾きを1次位相差FirstOrderPhaseとして算出する。具体的には、次の式(19)に従って算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
 　ここで、Nはフィッティング処理に用いるデータ点数を表す。なお、最小二乗法によるフィッティングは、位相が変化している区間621を除いて行う。
　本実施形態のリフォーカスパルス印加量算出部712は、第一の実施形態同様、各スライス傾斜磁場211、212のリフォーカスパルスの印加量を、それぞれ補正値として算出する。ただし、第一の実施形態では、スライス傾斜磁場波形から余剰印加量を算出し、リフォーカスパルス印加量を計算したが、本実施形態では、上記1次の位相差FirstOrderPhaseを用いてリフォーカスパルス印加量を算出する。
　リフォーカスパルス251、252は、極性が反転したパルスであり、ここでは両者を同じ面積とする。スライス傾斜磁場211、212のリフォーカス面積をリフォーカスパルス251、252、により変更すると、励起プロファイルの1次位相差の傾きが変化する。このことを利用し、算出した1次位相差FirstOrderPhaseを打ち消す位相の傾きを作り出すよう、リフォーカス面積、すなわち、リフォーカスパルス251、252の印加量を算出する。
　具体的には、リフォーカスパルス251、252の印加量(面積)Adjust_Area_251、Adjust_Area_252[s・T/m]は、次の式(20)、式(21)に従って、それぞれ算出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
 　ここで、FirstOrderPhaseは、式(19)により算出された1次位相差[deg]、Durationは、図14の励起プロファイル測定シーケンス500で得られるエコー信号541、542のサンプリング時間[s]であり、GcAmpは、読み出しエンコード傾斜磁場531、532の強度[T/m]である。
　本実施形態の照射周波数算出部713は、第一の実施形態同様、ハーフRFパルス201、202の照射周波数をそれぞれ補正値として算出する。第一の実施形態では、スライス傾斜磁場強度から、各スライス選択励起位置の位置ずれを決定し、それを解消するよう照射周波数を算出するが、本実施形態では算出した励起位置のシフト量Shiftから位置ずれを決定し、照射周波数を算出する。
　照射周波数として、通常、指定されたスライス位置のラーモア周波数が設定される。しかし、正極データと負極データとの間で励起位置がシフトしている場合、そのシフト量だけハーフRFパルス201、202の照射周波数を変更し、正極データと負極データの励起位置を一致させる必要がある。本実施形態の照射周波数算出部713は、これらの励起位置を一致させる照射周波数を算出する。
　照射周波数は、正極スライス傾斜磁場211とともに印加するハーフRFパルス201および負極スライス傾斜磁場212とともに印加するハーフRFパルス202、それぞれについて算出される。算出は、次の式(22)、式(23)に従って、それぞれ行う。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000023
 　ここで、Frequency_Positiveは、スライス傾斜磁場が正極の場合のハーフRFパルスの照射周波数[Hz]、Frequency_Nagativeは、スライス傾斜磁場が負極の場合のハーフRFパルスの照射周波数[Hz]、γは磁気回転比[Hz/T]、Gsはスライス傾斜磁場強度[T/m]、Offcenterは磁場中心から指定スライス位置までの距離[m]、Shiftは上記式(12)で算出した正極データと負極データとの間の励起位置のシフト量、GcBaseは静磁場強度[T]である。
　本実施形態の0次位相差算出部714は、正極データと負極データとの間の0次位相差を補正値として算出する。第一の実施形態では、スライス傾斜磁場波形から0次位相差を計算したが、本実施形態では、正極時の励起プロファイルおよび負極時の励起プロファイルから得られる位相アンラップ処理後の位相値Phase_unwraped(x)を用いて、以下の式(24)により、0次位相差を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000024
 　ただし、xは、位相が変化している区間1501を除く。
　式(24)から算出される値は、正極データと負極データとの位相差から1次の位相の傾きを除いた位相差を、180[deg]から差し引いた値である。正極データと負極データとは、180[deg]の位相差を持つ場合に、互いのサイドローブ信号を打ち消し合う。そのため、両データの位相差の、180[deg]からの差を0次位相差として算出する。
　以上の、本実施形態の事前処理部710の各部による事前処理の流れを、図17に従って、説明する。ここでは、全スライス枚数をNとする。本実施形態においても、事前処理部710は、補正値を算出する事前処理を、スライス毎に行う。ただし、ここでは、励起プロファイルの測定を、全スライスに渡って行い、次に、スライス毎に、補正値を算出する場合を例にあげて説明する。
　励起プロファイル測定部715は、スライス毎に、本計測時撮影パラメータを用いて励起プロファイル測定シーケンス500を実行し、スライス傾斜磁場が正極の場合の励起プロファイルPre_positive()と、スライス傾斜磁場が負極の場合の励起プロファイルPre_negative()と、をそれぞれ取得する(ステップS2101～S2104)。
　次に、事前処理部710は、繰り返し処理(ステップS2105、ステップS2211)により、ステップS2106～ステップS2110の処理を繰り返す。繰り返し回数は、本計測の撮影条件として指定されるスライス枚数(ここでは、N)回とする。ここでは、繰り返し処理中で処理対象となるスライス番号をiで表す。
　まず、シフト量算出部717は、i番目のスライス位置の、両励起プロファイルから、i番目のスライス位置の、励起位置のシフト量Shiftを、上記式(12)～式(14)により、算出する(ステップS2106)。次に、1次位相差算出部は、i番目のスライス位置の、両励起プロファイルから、i番目のスライス位置の、1次位相差FirstOrderPhaseを、上記式(15)～式(19)により算出する(ステップS2107)。
　そして、リフォーカスパルス印加量算出部712は、i番目のスライス位置の、1次位相差FirstOrderPhaseを用い、i番目のスライス位置における各スライス傾斜磁場に対するリフォーカスパルス251、252の印加量を、上記式(20)および式(21)により、それぞれ算出する(ステップS2108)。
　次に、照射周波数算出部713は、そして、算出したシフト量Shiftを用い、i番目のスライス位置における各ハーフRFパルス201、202の照射周波数を、上記式(22)および式(23)により、それぞれ、算出する(ステップS2109)。
　次に、0次位相決定部は、i番目のスライス位置の、1次位相差FirstOrderPhaseを用い、i番目のスライス位置における正極データと負極データとの間の0次位相差を、上記式(24)により算出する(ステップS2110)。
　以上により、本実施形態の事前処理部710は事前処理を行い、ハーフRFパルス201、202の照射周波数、リフォーカスパルス251、252の印加量、0次位相差、の各補正値をそれぞれ算出する。
　なお、上記事前処理において、照射周波数の算出、リフォーカスパルス印加量の算出、0次位相の算出は、いずれを先に行ってもよい。
　また、本実施形態の本計測処理は、第一の実施形態と同様であるため、ここでは、説明しない。
　ここで、励起プロファイル測定シーケンス500により得られる励起プロファイルの強度分布を図18(a)～(g)に示す。
　図18(a)は、撮影パラメータで設定された照射周波数、リフォーカスパルス印加量、を用いて励起プロファイル測定シーケンス500を実行して得た正極データおよび負極データそれぞれの励起プロファイルの強度分布801、802である。図18(b)は、撮影パラメータで設定された照射周波数、リフォーカスパルス印加量、を用いて励起プロファイル測定シーケンス500を実行して得た正極データおよび負極データを、そのまま加算した極性加算データの励起プロファイルの強度分布803である。
　図18(c)は、照射周波数を補正値に変更し、励起プロファイル測定シーケンス500を実行して得た極性加算データの励起プロファイルの強度分布813である。図18(d)は、リフォーカスパルスの印加量を補正値に変更し、励起プロファイル測定シーケンス500を実行して得た極性加算データの励起プロファイルの強度分布823である。図18(e)は、撮影パラメータで設定された照射周波数、リフォーカスパルス印加量、を用いて励起プロファイル測定シーケンス500を実行して得た正極データおよび負極データを、0次位相差を用いて補正後に加算して得た極性加算データの励起プロファイルの強度分布833である。図18(f)は、照射周波数およびリフォーカスパルス印加量を補正値に変更し、励起プロファイル測定シーケンス500を実行して得た極性加算データの励起プロファイルの強度分布843である。図18(g)は、照射周波数およびリフォーカスパルス印加量を補正値に変更し、励起プロファイル測定シーケンス500を実行し、正極データおよび負極データを、0次位相差を用いて補正後に加算して得た極性加算データの励起プロファイルの強度分布853である。
　これらの図からわかるように、励起位置のシフト量(照射周波数)、1次位相差(リフォーカスパルスの印加量)、0次位相差を調整することにより、急峻な励起プロファイルが得られ、指定したスライス位置以外からの信号の混入を抑えることができる。特に、1次位相差の調整(リフォーカスパルス印加量の調整)が効果的であることが分かる。
　説明のため、図18(a)～図18(e)には事前処理で測定する励起プロファイルを示したが、本計測においても同様のことが言える。本計測処理にて取得したデータを再構成して得られた画像を図19(a)、図19(b)に示す。撮影対象は、円錐形の塩化ニッケル水溶液ファントムであり、スライス方向に円の直径が変化するように撮影断面を設定している。
　図19(a)に示す画像861は事前処理により得られる3つの補正値(照射周波数、リフォーカスパルスの印加量、0次位相差)を用いず、本計測を行った場合の結果画像であり、画像862は上記手法で決定した各補正値を反映して得た結果画像である。また、図19(c)に示すプロファイル871は、画像861上の点線で示した位置のプロファイルであり、図19(d)に示すプロファイル872は画像862上の点線で示した位置のプロファイルである。
　画像861では、矢印で示すように指定スライス位置以外からの信号の混入が見られるが、画像862ではその信号が低減できていることが確認できる。これは、それぞれの画像のプロファイル871、872の形状からも同様に確認できる。
　なお、本実施形態では、照射周波数算出部713によるシフト量Shift算出(式(12))として、強度分布の最大値の位置からシフト量を求める例を示したが、これに限られない。例えば、この他にも、各強度分布Amp_positive(x)とAmp_negative(x)と相互相関値が最大になる値をシフト量Shiftとして求めてもよい。また、各強度分布Amp_positive(x)とAmp_negative(x)とをフーリエ変換した空間上における位相差分の傾きからシフト量Shiftを求めてもよい。
　また、本実施形態においても、励起位置にずれが生じにくいMRI装置の場合、シフト量算出および照射周波数算出は実施する必要は無い。従って、この場合、シフト量算出部717および照射周波数算出部713は備えなくてもよい。なお、この場合、位相差分Phase_complex(x)を算出する式(15)内の変数Shiftの値は0とする。また、本計測で用いる照射周波数は、撮影パラメータで指定されたものとする。
　また、本実施形態においても、0次の位相差が画質に大きく影響しないことが予め分かっている場合は、0次位相差を考慮した加算処理を実施しなくてもよい。この場合、0次位相差算出部714は、備えなくてもよい。実施しない場合には位相差として0[deg]を設定しておけばよい。
　以上説明したように、本実施形態によれば、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130、高周波磁場発生系150および高周波磁場検出系160を備える計測系と、パルスシーケンスに従って、前記計測系の動作を制御して核磁気共鳴信号を計測するとともに前記核磁気共鳴信号から得たデータを用いて演算を行う演算系170と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記パルスシーケンスは、ハーフRFパルスとともに印加するスライス傾斜磁場の極性を正極と負極との間で反転させて2回のスライス選択励起を行い、それぞれエコー信号を得る超短エコー時間シーケンスであり、演算系170は、前記計測および前記演算に用いる補正値を算出する事前処理部710と、前記事前処理部710で算出した補正値を前記パルスシーケンスに設定し、設定後の当該パルスシーケンスに従って前記計測系を制御して本計測を行い、画像を再構成する本計測部720と、を備え、前記事前処理部710は、前記各スライス傾斜磁場のリフォーカスパルスの印加量をそれぞれ前記補正値として算出するリフォーカスパルス印加量算出部712を備え、前記本計測部720は、前記本計測において、前記スライス傾斜磁場を正極で印加した際に得たエコー信号である正極データと、前記スライス傾斜磁場を負極で印加した際に得たエコー信号である負極データと、を加算し、加算後の極性加算データを用いて画像を再構成する画像再構成部721を備え、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記正極データと前記負極データを加算した後の励起プロファイルのサイドローブ信号を低減させるよう前記各リフォーカスパルスの印加量を算出する。
　また、前記事前処理部は、前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部715と、前記各励起プロファイルを用い、前記位相差の1次項の係数を1次位相差として算出する1次位相差算出部716と、をさらに備え、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記1次位相差を用いて前記各リフォーカスパルス印加量を決定する。
　一般に、正極データおよび負極データの励起プロファイルが、それぞれ、サイドローブ部において180[deg]反転した位相分布を持たない場合、励起プロファイルのサイドローブが残る。しかし、本実施形態では正極データと負極データとの間の位相差を算出し、1次の位相差に関してスライス傾斜磁場パルスのリフォーカスパルス印加量を調整することにより補正する。
　従って、励起プロファイルのサイドローブ信号を効果的に抑えることができ、極性加算データの励起プロファイルを、急峻でサイドローブの少ない良好なものとすることができ、再構成画像において指定したスライス位置以外からの信号の混入を防ぐことができる。
従って、アーチファクトが抑制された高い品質の再構成画像を得ることができる。
　また、前記事前処理部710は、前記各ハーフRFパルスの照射周波数をそれぞれ前記補正値として算出する照射周波数算出部713と、前記励起プロファイル間の励起位置のシフト量を算出するシフト量算出部717と、をさらに備えてもよい。このとき、前記照射周波数算出部713は、前記2回のスライス選択励起位置の位置ずれを解消するよう前記各照射周波数を算出し、前記位置ずれは、前記シフト量を用いて算出される。
　一般に、正極データと負極データの強度分布に位置ずれが生じると励起プロファイルのメインローブの幅が広くなるとともにサイドローブ信号が残る。しかし、本実施形態では事前処理における励起プロファイルの計測により、正極データと負極データとの間の励起位置のシフト量を算出し、ハーフRFパルス201、202の照射周波数を調整し、励起位置のずれを補正する。
　また、前記事前処理部710は、前記正極データと前記負極データとの間の位相差の0次項である0次位相差を前記補正値として算出する0次位相差算出部714をさらに備えてもよい。この場合、前記0次位相差算出部714は、それぞれの励起プロファイルを用いて前記0次位相差を算出する。また、前記画像再構成部721は、前記加算前に前記正極データと負極データとの間の位相差を、前記0次位相差を用いて補正する。
　このように、本実施形態では、0次の位相差に関しては本計測データ取得後の加算処理時に位相加算することにより補正する。
　これらの各処理により、本実施形態によれば、急峻な励起プロファイルが得られ、指定したスライス位置以外からの信号が再構成画像に混入せず、アーチファクトを抑制した再構成画像が得られる。
　なお、本実施形態においても、事前処理は、本計測の直前に行ってもよいし、装置の据付作業時に行ってもよい。装置の据付作業時に行う場合は、本計測処理で指定され得る全てのスライス位置とスライス厚の組合せの条件で事前処理を実行する。もしくは、代表的な条件だけで事前処理を実行してもよい。いずれの場合も、得られた励起位置のシフト量および1次位相差、または、リフォーカスパルス印加量、照射周波数、および0次位相差は、算出条件に対応づけて、記憶装置172等に格納しておく。
　さらに、上記実施形態では、事前処理において、励起プロファイル測定処理と、それを用いた補正値の算出処理と、の2つに分け、それぞれ、スライス枚数だけ繰り返している。これは、本計測と同じ計測条件で励起プロファイルの測定を行うことを考慮しているためである。つまり、複数のスライスの励起を、マルチスライス法などで、繰り返し時間(TR)内で行う場合、補正値を算出する時間が得られない場合があるためである。このように、本計測処理と同じ条件でスライス励起を行うことで、より高精度な補正値が得られる。
　しかし、各スライスの励起および励起プロファイルの測定後、ステップS2106～S2110の、各補正値の算出時間が確保できる場合、繰り返し処理を2つに分ける必要はない。スライス毎に、励起プロファイルの測定および補正値の算出を一連の処理として行うよう構成してもよい。
　＜＜第三の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第三の実施形態について説明する。本実施形態は、励起プロファイルのサイドローブの信号量を基準として最適な1次と0次の位相差を探索して算出することを特徴とする。
　本実施形態のMRI装置100は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、1次位相差および0次位相差の算出手法が異なるため、演算系170の事前処理部710の構成が異なる。
　本実施形態の事前処理部710は、図20に示すように、励起プロファイル測定部715と、シフト量算出部717と、リフォーカスパルス印加量算出部712と、照射周波数算出部713と、位相差最適値探索部718と、を備える。なお、演算系170が事前処理部710と本計測部720とを備えること、本計測部720が画像再構成部721を備えることは、第二の実施形態と同様である。
　また、本実施形態の励起プロファイル測定部715と、シフト量算出部717と、照射周波数算出部713の処理は、第二の実施形態と同様である。また、本実施形態の事前処理部710による事前処理の流れの、照射周波数算出に関しては、基本的に第二の実施形態と同様である。すなわち、図17に示すように、スライス位置毎に、励起プロファイルを測定し、それを用いて、励起位置のシフト量を算出し、照射周波数を算出する。
　本実施形態の位相差最適値探索部718は、1次位相差および0次位相差を、予め定めた初期値から予め定めた規則に従って変化させ、評価値を最小にする値(最適値)を探索する。そして、得られた最適値をそれぞれ、1次位相差および0次位相差とする。このとき、評価値には、各励起プロファイルから得られるサイドローブの信号量を用いる。
　なお、本実施形態のリフォーカスパルス印加量算出部712は、位相差最適値探索部718が最適値として得た1次位相差を用い、リフォーカスパルスの印加量を上記第二の実施形態同様の手順で算出する。また、画像再構成部721は、位相差最適値探索部718が最適値として得た0次位相差を用い、極性加算データを補正する。
　本実施形態の事前処理部710による事前処理の流れは、図17に示す基本的に第二の実施形態の事前処理の流れと同様である。ただし、ステップS2107の1次位相差算出部716による1次位相差算出処理の代わりに、位相差最適値探索部718による1次位相差および0次位相差の最適値探索処理が行われ、ここで、1次位相差と0次位相差とが算出される。このため、本実施形態では、ステップS2110の0次位相差算出処理は行わない。また、本実施形態の本計測処理は、第一の実施形態と同様である。
　以下、本実施形態の位相差最適値探索部718による1次位相差および0次位相差それぞれの最適値探索処理の流れを図21のフローチャートを用いて説明する。
　位相差最適値探索部718は、まず、予め定めた1次位相差および0次位相差の初期値を、それぞれ、1次位相差最適値候補および0次位相差最適値候補に設定する(ステップS3101)。ここでは、初期値として、例えば、0[deg]を設定する。なお、装置の特性から最適値に近い値が予め分かっている場合は、その値を設定しても良い。
　次に、位相差最適値探索部718は、サイドローブの信号量が最小となる1次位相差を検索し(ステップS3102)、1次位相差の最適値候補を更新する(ステップS3103)。
　サイドローブの信号量(以下サイドローブ量と呼ぶ)SideLoveValueは、例えば、以下の式(25)で定義する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000025
 　ここで、Amp_composed()は事前処理で得られた、正極時の励起プロファイルPre_Positive()と、負極時の励起プロファイルPre_Negative()とを、この時点の1次位相差と0次位相差とをそれぞれ設定した状態で加算したデータであり、下記式(26)～(30)により得られる。なお、下記式のPre_Negative()は、シフト量算出部717にて算出されたシフト量だけシフトされているものとして扱う。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000026
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000027
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000028
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000029
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000030
 　ここで、xはスライス方向における位置を表す離散点番号、realは実部を表す記号、imgnは虚部を表す記号、ZerothOrderPhaseは0次位相差、FirstOrderPhaseは1次位相差である。
　また、式(25)のMainLobeRangeはメインローブの範囲であり、例えば次の式(31)で定義する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000031
 　Offcenterは、磁場中心から指定スライス位置までの距離[m]、Thicknessは、指定スライス厚[m]である。
　式(25)のサイドローブ量を最小にする1次位相差の探索では、1次位相差を、十分に広い範囲、例えば、－3600[deg]～3600[deg]の範囲で、0.1[deg]刻みで変更し、その都度、サイドローブ量を計算し、サイドローブ量が最小となる1次位相差を、1次位相差の最適値候補とする。
　最適値候補とした1次位相差をFirstOrderPhaseに設定した上で、位相差最適値探索部718は、サイドローブ量が最小となる0次位相差を探索し(ステップS3104)、0次位相差の最適値候補を更新する(ステップS3105)。検索方法は1次位相差の検索と同様である。ただし0次位相であることから、検索範囲は－180[deg]～180[deg]とする。この範囲を0.1[deg]刻みで変更してサイドローブ量を計算し、サイドローブ量が最小となる0次位相差を最適値候補とする。
　位相差最適値探索部718は、算出した評価値であるサイドローブ量を、0次位相差の算出回数に対応づけて記憶する(ステップS3106)。
　次に、位相差最適値探索部718は、評価値であるサイドローブ量の変化が収束しているか否かを判断する(ステップS3107)。サイドローブ量の変化の収束は、例えば、下記の式(32)で定義する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000032
 　ここで、SideLobeValue(n)はn回目に記録したサイドローブ量を表す。
　式(32)は、1次位相差と0次位相差との探索処理を繰り返す中で、サイドローブ量の変化が0.1[％]未満となる場合の収束条件を表している。なお、ステップS3107では、位相差最適値探索部718は、前回の検索で記録したサイドローブ量との比較をするため、最低2回の繰り替えしが必要となる。
　位相差最適値探索部718は、式(32)が満たされている場合、最適値探索処理を終了する。そして、その時点の1次位相差および0次位相差それぞれの最適値候補を、1次位相差、0次位相差とする。
　以上説明したように、本実施形態によれば、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130、高周波磁場発生系150および高周波磁場検出系160を備える計測系と、パルスシーケンスに従って、前記計測系の動作を制御して核磁気共鳴信号を計測するとともに前記核磁気共鳴信号から得たデータを用いて演算を行う演算系170と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記パルスシーケンスは、ハーフRFパルスとともに印加するスライス傾斜磁場の極性を正極と負極との間で反転させて2回のスライス選択励起を行い、それぞれエコー信号を得る超短エコー時間シーケンスであり、演算系170は、前記計測および前記演算に用いる補正値を算出する事前処理部710と、前記事前処理部710で算出した補正値を前記パルスシーケンスに設定し、設定後の当該パルスシーケンスに従って前記計測系を制御して本計測を行い、画像を再構成する本計測部720と、を備え、前記事前処理部710は、前記各スライス傾斜磁場のリフォーカスパルスの印加量をそれぞれ前記補正値として算出するリフォーカスパルス印加量算出部712を備え、前記本計測部720は、前記本計測において、前記スライス傾斜磁場を正極で印加した際に得たエコー信号である正極データと、前記スライス傾斜磁場を負極で印加した際に得たエコー信号である負極データと、を加算し、加算後の極性加算データを用いて画像を再構成する画像再構成部721を備え、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記正極データと前記負極データを加算した後の励起プロファイルのサイドローブ信号を低減させるよう前記各リフォーカスパルスの印加量を算出する。
　また、前記事前処理部710は、前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部715と、前記正極データと前記負極データとの間の位相差の1次項の係数である1次位相差と、当該位相差の0次項である0次位相差とを、予め定めた規則に従って予め定めた初期値から変化させ、評価値を最小にする値をそれぞれ探索し、当該1次位相差および当該0次位相差の最適値を決定する位相差最適値探索部718と、をさらに備え、前記評価値は、前記それぞれの励起プロファイルから得られるサイドローブの信号量であり、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記1次位相差を用いて前記リフォーカスパルス印加量を決定し、前記画像再構成部721は、前記加算前に前記正極データと負極データとの間の位相差を、前記0次位相差の最適値を用いて補正する。
　また、前記位相差最適値探索部718は、前記0次位相差を、当該0次位相差の最適値に固定し、予め定められた規則に従って前記1次位相差を変化させて前記評価値を最小とする1次位相差を1次位相差の最適値と決定し、前記1次位相差を当該1次位相差の最適値に固定し、予め定めた規則に従って前記0次位相差を変化させて前記評価値を最小とする0次位相差を0次位相差の最適値と決定する処理を、当該0次位相差の最適値を得た際の評価値が予め定めた範囲に収束するまで行う。
　すなわち、本実施形態では、サイドローブ量を基準として0次および1次の位相差を探索する。例えば、磁場不均一などの影響により、励起プロファイルの位相分布が歪んでいる場合、正極データと負極データの位相差の分布が高次の曲線を描く。本実施形態の手法は、このように、位相分布に1次直線をフィッティングすることが難しい場合、すなわち、位相分布が高次の曲線を描いている場合も、最もサイドローブの信号量が少なくなる0次位相差および1次位相差を算出することができる。従って、装置の静磁場均一度によらず、高い精度で励起プロファイルを良好なものとすることができ、高品質の画像を得ることができる。
　なお、本実施形態では、評価値として、式(25)で定義されるサイドローブの信号量を用いている。ここで、式(25)は、励起プロファイルにおけるメインローブ以外の範囲の信号の量を算出することを意図したものである。従って、メインローブ以外の信号量を把握可能であれば、式(25)以外の他の評価式(評価値)を用いてもよい。例えば、サイドローブ量をメインローブの信号量で正規化するといった形の評価式であってもよい。また、サイドローブの信号強度を指定スライス位置からの距離に比例して重み付けを行い、サイドローブ量を算出するといった形の評価式であってもよい。
　また、本実施形態では、1次位相差および0次位相差の最適値を探索するにあたり、予め定めた固定の変更量でそれぞれ変化させているが、これに限られない。例えば、1次位相差および0次位相差それぞれ独立に黄金分割法などに代表される検索アルゴリズムを用いて探索してもよい。また、1次位相差および0次位相差を併せて、滑降シンプレックス法や多次元共役勾配法などに代表される多次元の検索アルゴリズムを用いて探索してもよい。
　また、本実施形態においても、励起位置にずれが生じにくいMRI装置の場合、シフト量算出および照射周波数算出は実施する必要は無い。すなわち、この場合、シフト量算出部717および照射周波数算出部713は備えなくてもよい。この場合、本計測で用いる照射周波数は、撮影パラメータで指定されたものとする。
　また、本実施形態においても、0次の位相差が画質に大きく影響しないことが予め分かっている場合は、0次位相差を考慮した加算処理を実施しなくてもよい。この場合、位相差最適値探索部718は、1次位相差のみ最適値を探索すればよい。0次位相差の算出を実施しない場合には位相差は固定値(例えば0[deg])として扱う。
　なお、本実施形態においても、第二の実施形態同様、事前処理は、本計測の直前に行ってもよいし、装置の据付作業時に行ってもよい。装置の据付作業時に行う場合は、本計測処理で指定され得る全てのスライス位置とスライス厚の組合せの条件で事前処理を実行する。もしくは、代表的な条件だけで事前処理を実行してもよい。いずれの場合も、得られた結果は、算出条件に対応づけて、記憶装置172等に格納しておく。
　＜＜第四の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第四の実施形態を説明する。本実施形態は、事前処理を複数回行うことで、励起位置のシフト量、1次位相差の算出精度を向上させることを特徴とする。
　本実施形態のMRI装置100は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。また、演算系170の構成は、基本的に第二の実施形態と同様の構成を有する。但し、本実施形態では、図22に示すように、1次位相差の算出とシフト量の算出を繰返し、これらの算出精度を向上させるため、事前処理部710が、収束判別部719をさらに備える。
また、事前処理部710の処理自体も異なる。
　本実施形態の収束判別部719は、1次位相差算出部716およびシフト量算出部717がそれぞれ1次位相差およびシフト量を算出する毎に、それぞれの値が予め定めた収束条件を満足するか否かを判別する。
　本実施形態の事前処理部710は、判別結果に応じて処理を進める。具体的には、判別結果が否の場合は、リフォーカスパルス印加量算出部712に算出した1次位相差を用いてリフォーカスパルス印加量を算出させるとともに、照射周波数算出部713に照射周波数を算出させ、これらを用いて、励起プロファイル測定部715に励起プロファイル測定シーケンス500を実行させて改めて励起プロファイルを測定させる。一方、判別結果が満足するものである場合は、0次位相差算出部に、1次位差を算出した励起プロファイルから0次位相差を算出させる。
　以下、本実施形態の事前処理部710による事前処理の流れを図23に従って、説明する。ここでは、特定の1スライスを抽出して説明する。
　本実施形態の事前処理部710は、撮影パラメータで設定された照射周波数、リフォーカスパルスの印加量を設定する(ステップS4101)。そして、励起プロファイル測定部715は、励起プロファイル測定シーケンス500を実行し、第二の実施形態と同様の手法で、正極時の励起プロファイルおよび負極時の励起プロファイルを、それぞれ測定する(ステップS4102)。
　次に、シフト量算出部717は、第二の実施形態と同様の手法で、式(12)～式(14)に従って、励起位置のシフト量Shiftを算出する(ステップS4103)。そして、1次位相差算出部は、第二の実施形態と同様の手法で、式(15)～式(19)に従って、1次位相差FirstOrderPhaseを算出する(ステップS4104)。
　次に、事前処理部710は、算出したシフト量shiftおよび1次位相差FirstOrderPhaseを、それぞれ、算出回数に対応づけて、記憶装置172に記憶する(ステップS4105)。
　そして、収束判別部719は、2回目以降、今回算出したシフト量shiftおよび1次位相差FirstOrderPhaseと、前回算出した励起位置シフト量shiftおよび1次位相差FirstOrderPhaseとを用いて、収束条件を満足するか否か、すなわち、各値が収束しているか否かを判定する(ステップS4106)。
　判定は、以下の式(33)および式(34)に従って行う。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000033
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000034
 　ここで、Shift(n)はn回目に記録したシフト量、FirstOrderPhase(n)はn回目に記録した1次位相である。また、式(33)および式(34)は、シフト量と1次位相の算出を繰り返す中で、それぞれの変化率が0.1[％]未満となる場合の収束条件を表している。
　なお、判定処理では、前回の検索で記録した値と比較するため、最低2回の繰り替えしが必要となる。
　式(33)および式(34)の少なくとも一方が満たされない場合、収束判別部719は、判別結果として否を出力する。これを受け、事前処理部710は、リフォーカスパルス印加量算出部712に、第二の実施形態同様、式(20)、式(21)を用い、1次位相差FirstOrderPhaseから、リフォーカスパルス印加量を算出させる(ステップS4107)。また、照射周波数算出部713に、第二の実施形態同様、式(22)、式(23)を用い、算出されたシフト量Shiftから照射周波数を算出させる(ステップS4108)。なお、照射周波数の算出とリフォーカスパルス印加量の算出は、いずれが先であってもよい。
　そして、事前処理部710は、算出した照射周波数およびリフォーカスパルス印加量を励起プロファイル測定シーケンス500に設定し、ステップS4102へ戻り、処理を繰り返す。
　一方、ステップS4106で、式(33)および式(34)の両方が満たされている場合、収束判別部719は、収束条件を満足するとの判別結果を出力する。それを受け、事前処理部710は、繰返し処理を終了し、0次位相差算出部714に、その時点の1次位相差FirstOrderPhaseを用い、第二の実施形態と同様の手法で、式(24)を用い、0次位相差を算出させる(ステップS4109)。
　なお、本実施形態の本計測処理は、第一の実施形態と同様であるため、ここでは、説明しない。
　以上説明したように、本実施形態によれば、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130、高周波磁場発生系150および高周波磁場検出系160を備える計測系と、パルスシーケンスに従って、前記計測系の動作を制御して核磁気共鳴信号を計測するとともに前記核磁気共鳴信号から得たデータを用いて演算を行う演算系170と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記パルスシーケンスは、ハーフRFパルスとともに印加するスライス傾斜磁場の極性を正極と負極との間で反転させて2回のスライス選択励起を行い、それぞれエコー信号を得る超短エコー時間シーケンスであり、演算系170は、前記計測および前記演算に用いる補正値を算出する事前処理部710と、前記事前処理部710で算出した補正値を前記パルスシーケンスに設定し、設定後の当該パルスシーケンスに従って前記計測系を制御して本計測を行い、画像を再構成する本計測部720と、を備え、前記事前処理部710は、前記各スライス傾斜磁場のリフォーカスパルスの印加量をそれぞれ前記補正値として算出するリフォーカスパルス印加量算出部712を備え、前記本計測部720は、前記本計測において、前記スライス傾斜磁場を正極で印加した際に得たエコー信号である正極データと、前記スライス傾斜磁場を負極で印加した際に得たエコー信号である負極データと、を加算し、加算後の極性加算データを用いて画像を再構成する画像再構成部721を備え、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記正極データと前記負極データを加算した後の励起プロファイルのサイドローブ信号を低減させるよう前記各リフォーカスパルスの印加量を算出する。
　また、前記事前処理部710は、前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部715と、前記各励起プロファイルを用い、前記位相差の1次項の係数を1次位相差として算出する1次位相差算出部716と、をさらに備え、前記リフォーカスパルス印加量算出部712は、前記1次位相差を用いて前記リフォーカスパルス印加量を決定する。
　また、前記事前処理部710は、前記各ハーフRFパルスの照射周波数をそれぞれ前記補正値として算出する照射周波数算出部713と、前記励起プロファイル間の励起位置のシフト量を算出するシフト量算出部717と、をさらに備えてもよい。このとき、前記照射周波数算出部713は、前記2回のスライス選択励起位置の位置ずれを解消するよう前記各照射周波数を算出し、前記位置ずれは、前記シフト量を用いて算出される。
　また、前記事前処理部710は、前記正極データと前記負極データとの間の位相差の0次項である0次位相差を前記補正値として算出する0次位相差算出部714をさらに備えてもよい。この場合、前記0次位相差算出部714は、それぞれの励起プロファイルを用いて前記0次位相差を算出する。また、前記画像再構成部721は、前記加算前に前記正極データと負極データとの間の位相差を、前記0次位相差を用いて補正する。
　そして、前記事前処理部710は、前記1次位相差算出部および前記シフト量算出部がそれぞれ前記1次位相差および前記シフト量を算出する毎に、当該1次位相差および当該シフト量が予め定めた収束条件を満足するか否かを判別する収束判別部719をさらに備え、前記判別結果が否である場合、前記リフォーカスパルス印加量算出部712に前記印加量を算出させるとともに前記照射周波数算出部713に前記照射周波数を算出させ、前記励起プロファイル測定部715に算出した前記印加量および前記照射周波数を用いた場合の前記各励起プロファイルを測定させ、当該測定結果から前記1次位相差算出部に前記1次位相差を算出させるとともに前記シフト量算出部に前記シフト量を算出させ、前記判別結果が前記収束条件を満足するものである場合、前記0次位相差算出部714に、最新の前記各励起プロファイルから前記0次位相差を算出させる。
　すなわち、本実施形態によれば、算出結果をパルスシーケンスにフィードバックしながら、最適な照射周波数とリフォーカスパルス印加量とを決定する。例えば、パルスシーケンスを変更した際に、完全にシフト量と1次位相の傾きとをキャンセルできないことがある。しかしながら、本実施形態によれば、予め定めた収束条件を満たすまで繰り返し処理を行うため、より適切なシフト量と1次位相とを算出することができる。これにより、より適切なリフォーカスパルス印加量と照射周波数とを得、パルスシーケンスに反映させることができる。
　このように、本実施形態によれば、1回のシフト量と1次位相の算出では、それぞれの誤差を完全に補正しきれない場合であっても、繰り返し処理により、より高精度な補正値を算出することが可能となる。従って、より高い品質の画像を得ることができる。
　また、1次位相差算出およびシフト量算出のフィードバック処理の間、0次位相差の算出を繰り返し処理の中に含めない。これは、0次位相を使用するのが再構成処理であり、パルスシーケンスの変更を伴わないためである。従って、本実施形態によれば、最適なパルスシーケンスを決定後、それによる0次位相差を求め、画像の再構成に反映することができる。これにより、本実施形態によれば、効率的に、最適な照射周波数と、リフォーカスパルス印加量と、0次位相差とを求めることができる。
　なお、本実施形態では、収束条件を予め定義しているが、収束の判定はこれに限られない。例えば、収束条件を定めずに一定回数繰り返すことにより、1次位相差およびシフト量を決定し、照射周波数およびリフォーカスパルス印加量を算出するよう構成してもよい。
　また、本実施形態においても、励起位置にずれが生じにくいMRI装置の場合、シフト量算出および照射周波数算出は実施する必要は無い。従って、この場合、シフト量算出部717および照射周波数算出部713は備えなくてもよい。なお、この場合、位相差分Phase_complex(x)を算出する式(15)内の変数Shiftの値は0とする。また、本計測で用いる照射周波数は、撮影パラメータで指定されたものとする。
　また、本実施形態においても、0次の位相差が画質に大きく影響しないことが予め分かっている場合は、0次位相差を考慮した加算処理を実施しなくてもよい。この場合、0次位相差算出部713は、備えなくてもよい。実施しない場合には位相差として0[deg]を設定するよう構成してもよい。
　なお、本実施形態では、第二の実施形態の手法を用いて1次位相差および0次位相差を算出する場合を例にあげて説明しているが、これに限られない。例えば、1次位相差および0次位相差は、第三の実施形態の手法を用いて算出するよう構成してもよい。ただし、この場合、ステップS4109の0次位相差算出処理では、1次位相差を0[deg]に固定して0次位相差を探索する。
　また、本実施形態においても、第二の実施形態同様、事前処理は、本計測の直前に行ってもよいし、装置の据付作業時に行ってもよい。装置の据付作業時に行う場合は、本計測処理で指定され得る全てのスライス位置とスライス厚の組合せの条件で事前処理を実行する。もしくは、代表的な条件だけで事前処理を実行してもよい。いずれの場合も、得られた結果は、算出条件に対応づけて、記憶装置172等に格納しておく。
　なお、上記各実施形態において、実施形態の中で記載したように種々の変更を行うことが可能である。また、各実施形態の説明のために示したフローチャートの処理手順は一例であり、省略できる処理もある。また、必要に応じて別の処理を追加することも可能である。
　以上説明したように、上記各実施形態によれば、UTEシーケンスにおいてスライス傾斜磁場の渦電流の影響およびハーフRFパルス照射中の緩和の影響により励起プロファイルの位相分布が変化した際、かつ/もしくは、傾斜磁場オフセットにより励起プロファイルの強度分布の位置がシフトした際にも、スライス傾斜磁場の波形もしくは励起プロファイルを測定することで、正極データと負極データとの間に存在する励起位置のシフト量と0次及び1次の位相差とを算出することが可能となり、当該算出結果に基づいて、最適なRFパルスの照射周波数とスライス傾斜磁場のリフォーカスパルスの印加量とを設定し、かつ正極データと負極データを複素加算する際に0次の位相差を加味することで、良好な励起プロファイルを得ることができる。これにより、指定したスライス位置以外からの信号が再構成画像に混入せず、アーチファクトを抑制した再構成画像を得ることができる。
特に、飽和パルスによって励起プロファイルのサイドローブ信号を抑制することができないマルチスライス法を用いた計測の場合に有効である。
　100　MRI装置、101　被検体、120　静磁場発生系、130　傾斜磁場発生系、131　傾斜磁場コイル、132　傾斜磁場電源、140　シーケンサ、150　高周波磁場発生系、151　送信コイル、152　シンセサイザ、153　変調器、154　高周波増幅器、160　高周波磁場検出系、161　受信コイル、162　信号増幅器、163　直交位相検波器、164　D変換器、170　演算系、171　CPU、172　記憶装置、173　外部記憶装置、174　表示装置、175　入力装置、200　UTEシーケンス、201　ハーフRFパルス、202　ハーフRFパルス、211　スライス傾斜磁場、211　正極スライス傾斜磁場、212　スライス傾斜磁場、212　負極スライス傾斜磁場、221　位相エンコード傾斜磁場、222　位相エンコード傾斜磁場、231　読み出しエンコード傾斜磁場、232　読み出しエンコード読み取り傾斜磁場、241　エコー信号、251　リフォーカスパルス、252　リフォーカスパルス、301　励起プロファイル、302　励起プロファイル、303　励起プロファイル、311　位相分布、312　位相分布、313　位相分布、321　指定スライス傾斜磁場波形、322　スライス傾斜磁場実測波形、331　スライス傾斜磁場の下り部分、341　励起したい位置、342　励起される位置、343　オフセット、411　正極スライス傾斜磁場実測波形、412　負極スライス傾斜磁場実測波形、500　励起プロファイル測定シーケンス、501　ハーフRFパルス、502　ハーフRFパルス、511　正極スライス傾斜磁場、512　負極スライス傾斜磁場、531　読み出しエンコード傾斜磁場、532　読み出しエンコード傾斜磁場、541　エコー信号、542　エコー信号、601　正極時の励起プロファイル、602　負極時の励起プロファイル、611　算出した位相分布、612　位相アンラップ後の位相分布、620　中心、621　位相変化区間、710　事前処理部、711　スライス傾斜磁場波形測定部、712　リフォーカスパルス印加量算出部、713　次位相差算出部、713　照射周波数算出部、714　0次位相差算出部、715　励起プロファイル測定部、716　1次位相差算出部、717　シフト量算出部、718　位相差最適値探索部、719　収束判別部、720　本計測部、721　画像再構成部、801　正極データ励起プロファイルの強度分布、802　負極データ励起プロファイルの強度分布、803　極性加算データ励起プロファイルの強度分布、813　極性加算データ励起プロファイルの強度分布、823　極性加算データ励起プロファイルの強度分布、833　極性加算データ励起プロファイルの強度分布、843　極性加算データ励起プロファイルの強度分布、853　極性加算データ励起プロファイルの強度分布、861　画像、862　画像、871　プロファイル、872　プロファイル

Claims (20)

  1. 　静磁場発生系と、傾斜磁場発生系、高周波磁場発生系および高周波磁場検出系を備える計測系と、パルスシーケンスに従って、前記計測系の動作を制御して核磁気共鳴信号を計測するとともに前記核磁気共鳴信号から得たデータを用いて演算を行う演算系と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パルスシーケンスは、ハーフRFパルスとともに印加するスライス傾斜磁場の極性を正極と負極との間で反転させて2回のスライス選択励起を行い、それぞれエコー信号を得る超短エコー時間シーケンスであり、
    　前記演算系は、
    　前記計測および前記演算に用いる補正値を算出する事前処理部と、
    　前記事前処理部で算出した補正値を前記パルスシーケンスに設定し、設定後の当該パルスシーケンスに従って前記計測系を制御して本計測を行い、画像を再構成する本計測部と、を備え、
    　前記事前処理部は、前記各スライス傾斜磁場のリフォーカスパルスの印加量をそれぞれ前記補正値として算出するリフォーカスパルス印加量算出部を備え、
    　前記本計測部は、前記本計測において、前記スライス傾斜磁場を正極で印加した際に得たエコー信号である正極データと、前記スライス傾斜磁場を負極で印加した際に得たエコー信号である負極データとを加算し、加算後の極性加算データを用いて画像を再構成する画像再構成部を備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記正極データと前記負極データとを加算した後の励起プロファイルのサイドローブ信号を低減させるよう前記各リフォーカスパルスの印加量を算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記各ハーフRFパルスの照射周波数をそれぞれ前記補正値としてさらに算出する照射周波数算出部をさらに備え、
    　前記照射周波数算出部は、前記2回のスライス選択励起による励起位置間の位置ずれを解消するよう前記各照射周波数を算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記正極データと前記負極データとの間の位相差の0次項である0次位相差を前記補正値としてさらに算出する0次位相差算出部をさらに備え、
    　前記画像再構成部は、加算前に、前記正極データと前記負極データとの間の位相差を、前記0次位相差を用いて補正すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、
    　前記各ハーフRFパルスの照射周波数をそれぞれ前記補正値としてさらに算出する照射周波数算出部と、
    　前記正極データと前記負極データとの間の位相差の0次項である0次位相差を前記補正値としてさらに算出する0次位相差算出部と、をさらに備え、
    　前記照射周波数算出部は、前記2回のスライス選択励起による励起位置間の位置ずれを解消するよう前記各照射周波数を算出し、
    　前記画像再構成部は、加算前に、前記正極データと前記負極データとの間の位相差を、前記0次位相差を用いて補正すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項1乃至4のいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記パルスシーケンスのスライス傾斜磁場波形を測定するスライス傾斜磁場波形測定部をさらに備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記測定したスライス傾斜磁場波形を用い、前記各リフォーカスパルスの印加量を算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項2又は4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記パルスシーケンスのスライス傾斜磁場波形を測定するスライス傾斜磁場波形測定部をさらに備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記測定したスライス傾斜磁場波形を用い、前記各リフォーカスパルスの印加量を算出し、
    　前記照射周波数算出部は、前記測定したスライス傾斜磁場波形から得られるスライス傾斜磁場の強度を用い、前記位置ずれを算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項3又は4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記パルスシーケンスのスライス傾斜磁場波形を測定するスライス傾斜磁場波形測定部をさらに備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記測定したスライス傾斜磁場波形を用い、前記各リフォーカスパルスの印加量を算出し、
    　前記0次位相差算出部は、前記極性が正極のスライス傾斜磁場波形と前記極性が負極のスライス傾斜磁場波形との差を用いて前記0次位相差を算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、
    　前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部と、
    　前記それぞれの励起プロファイルを用い、前記位相差の1次項の係数を1次位相差として算出する1次位相差算出部と、をさらに備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記1次位相差を用いて前記各リフォーカスパルス印加量を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、
    　前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部と、
    　前記それぞれの励起プロファイルを用い、前記位相差の1次項の係数を1次位相差として算出する1次位相差算出部と、
    　前記励起プロファイル間の励起位置のシフト量を算出するシフト量算出部と、をさらに備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記1次位相差を用いて前記各リフォーカスパルス印加量を決定し、
    　前記照射周波数算出部は、前記シフト量を用いて前記位置ずれを決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、
    　前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部と、
    　前記それぞれの励起プロファイルを用い、前記位相差の1次項の係数を1次位相差として算出する1次位相差算出部と、をさらに備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記1次位相差を用いて前記各リフォーカスパルス印加量を決定し、
    　前記0次位相差算出部は、前記それぞれの励起プロファイルを用い、前記0次位相差を算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、
    　前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部と、
    　前記それぞれの励起プロファイルを用い、前記位相差の1次項の係数を1次位相差として算出する1次位相差算出部と、
    　前記励起プロファイル間の励起位置のシフト量を算出するシフト量算出部と、をさらに備え、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記1次位相差を用いて前記各リフォーカスパルス印加量を決定し、
    　前記照射周波数算出部は、前記シフト量を用いて前記位置ずれを決定し、
    　前記0次位相差算出部は、前記それぞれの励起プロファイルを用い、前記0次位相差を算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、
    　前記正極データおよび前記負極データそれぞれの励起プロファイルを測定する励起プロファイル測定部と、
    　前記正極データと前記負極データとの間の位相差の1次項の係数である1次位相差と、当該位相差の0次項である0次位相差とを、予め定めた規則に従って予め定めた初期値から変化させ、評価値を最小にする値をそれぞれ探索し、当該1次位相差および当該0次位相差の最適値を決定する位相差最適値探索部と、をさらに備え、
    　前記評価値は、前記それぞれの励起プロファイルから得られるサイドローブの信号量であり、
    　前記リフォーカスパルス印加量算出部は、前記1次位相差を用いて前記各リフォーカスパルス印加量を決定し、
    　前記画像再構成部は、前記加算前に前記正極データと負極データとの間の位相差を、前記0次位相差の最適値を用いて補正すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項12記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記位相差最適値探索部は、前記0次位相差を当該0次位相差の最適値に固定し、予め定められた規則に従って前記1次位相差を変化させて得た前記評価値を最小とする1次位相差を、前記1次位相差の最適値と決定し、前記1次位相差を当該1次位相差の最適値に固定し、予め定めた規則に従って前記0次位相差を変化させて得た前記評価値を最小とする0次位相差を、前記0次位相差の最適値と決定する処理を、当該0次位相差の最適値を得た際の評価値が予め定めた範囲に収束するまで行うこと
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項8記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記1次位相差算出部が前記1次位相差を算出する毎に、当該1次位相差が予め定めた収束条件を満足するか否かを判別する収束判別部をさらに備え、
    　前記判別結果が否である場合、前記リフォーカスパルス印加量算出部に前記印加量を算出させ、前記励起プロファイル測定部に算出した前記印加量を用いた場合の前記各励起プロファイルを測定させ、当該測定結果から前記1次位相差算出部に前記1次位相差を算出させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記1次位相差算出部および前記シフト量算出部がそれぞれ前記1次位相差および前記シフト量を算出する毎に、当該1次位相差および当該シフト量が予め定めた収束条件を満足するか否かを判別する収束判別部をさらに備え、
    　前記判別結果が否である場合、前記リフォーカスパルス印加量算出部に前記印加量を算出させるとともに前記照射周波数算出部に前記照射周波数を算出させ、前記励起プロファイル測定部に算出した前記印加量および前記照射周波数を用いた場合の前記各励起プロファイルを測定させ、当該測定結果から前記1次位相差算出部に前記1次位相差を算出させるとともに前記シフト量算出部に前記シフト量を算出させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 　請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記1次位相差算出部が前記1次位相差を算出する毎に、当該1次位相差が予め定めた収束条件を満足するか否かを判別する収束判別部をさらに備え、
    　前記判別結果が否である場合、前記リフォーカスパルス印加量算出部に前記印加量を算出させ、前記励起プロファイル測定部に算出した前記印加量を用いた場合の前記各励起プロファイルを測定させ、当該測定結果から前記1次位相差算出部に前記1次位相差を算出させ、
    　前記判別結果が前記収束条件を満足するものである場合、前記0次位相差算出部に最新の前記各励起プロファイルから前記0次位相差を算出させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 　請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記事前処理部は、前記1次位相差算出部および前記シフト量算出部がそれぞれ前記1次位相差および前記シフト量を算出する毎に、当該1次位相差および当該シフト量が予め定めた収束条件を満足するか否かを判別する収束判別部をさらに備え、
    　前記判別結果が否である場合、前記リフォーカスパルス印加量算出部に前記印加量を算出させるとともに前記照射周波数算出部に前記照射周波数を算出させ、前記励起プロファイル測定部に算出した前記印加量および前記照射周波数を用いた場合の前記各励起プロファイルを測定させ、当該測定結果から前記1次位相差算出部に前記1次位相差を算出させるとともに前記シフト量算出部に前記シフト量を算出させ、
    　前記判別結果が前記収束条件を満足するものである場合、前記0次位相差算出部に、最新の前記各励起プロファイルから前記0次位相差を算出させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  18. 　請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記本計測は、マルチスライス計測であって、
    　前記事前処理部は、計測対象スライス位置毎に、前記本計測に用いる前記リフォーカスパルスの印加量、前記照射周波数、および、前記0次位相差を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  19. 　ハーフRFパルスとともに印加するスライス傾斜磁場の極性を正極と負極との間で反転させて2回のスライス選択励起を行い、それぞれエコー信号を取得する超短エコー時間シーケンスによる撮影に用いる補正値を算出する補正値算出方法であって、
    　前記補正値を決定する事前処理ステップと、
    　前記事前処理ステップで決定した補正値を用いて前記超短エコー時間シーケンスを実行し、前記スライス傾斜磁場を正極で印加した際に得たエコー信号である正極データと、前記スライス傾斜磁場を負極で印加した際に得たエコー信号である負極データとを得る計測ステップと、
    　前記正極データと前記負極データとを加算し、加算後の極性加算データを用い画像を再構成する画像再構成ステップと、を備え、
    　前記事前処理ステップは、前記スライス傾斜磁場をリフォーカスするリフォーカスパルスの印加量を前記補正値として決定するリフォーカスパルス印加量決定ステップを備え、　前記リフォーカスパルス印加量決定ステップでは、前記リフォーカスパルスの印加量は、前記正極データと前記負極データとを加算した後の励起プロファイルのサイドローブ信号を低減させるよう決定されること
    　を特徴とする補正値算出方法。
  20. 　請求項19記載の補正値算出方法であって、
    　前記事前処理ステップは、
    　前記各ハーフRFパルスの照射周波数をそれぞれ前記補正値として算出する照射周波数算出ステップと、
    　前記正極データと前記負極データとの間の位相差の0次項である0次位相差を前記補正値として算出する0次位相差算出ステップと、をさらに備え、
    　前記照射周波数算出ステップは、前記2回のスライス選択励起位置の位置ずれを解消するよう前記各照射周波数を算出し
    　前記画像再構成ステップでは、前記加算前に前記正極データと負極データとの間の位相差は、前記0次位相差を用いて補正されること
    　を特徴とする補正値算出方法。
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