磁気共鳴イメージング装置
【課題】位相感応性反転回復（ＰＳＩＲ）法により撮像を行うＭＲＩ装置であって、撮像時間の短縮を図り、利便性に優れたＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】検査対象の同一心拍中に、核磁化反転シーケンス１０１、撮像シーケンス１０２、補正用シーケンス１０３の３つを実行させ、撮像時間の短縮を図る。撮像シーケンス１０２が核磁化に与える影響が補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止するため、(1)撮像シーケンス１０２と補正用シーケンス１０３との間に核磁化の回復を加速させるシーケンス１を実行させる、(2)撮像シーケンスと補正用シーケンスがそれぞれ信号を取得する領域を異ならせる、(3)核磁化反転シーケンスとして、補正用シーケンスが信号を取得する領域のみ磁化を反転させないシーケンスを用いる、という手段を単独あるいは組み合わせて用いることができる。
【解決手段】検査対象の同一心拍中に、核磁化反転シーケンス１０１、撮像シーケンス１０２、補正用シーケンス１０３の３つを実行させ、撮像時間の短縮を図る。撮像シーケンス１０２が核磁化に与える影響が補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止するため、(1)撮像シーケンス１０２と補正用シーケンス１０３との間に核磁化の回復を加速させるシーケンス１を実行させる、(2)撮像シーケンスと補正用シーケンスがそれぞれ信号を取得する領域を異ならせる、(3)核磁化反転シーケンスとして、補正用シーケンスが信号を取得する領域のみ磁化を反転させないシーケンスを用いる、という手段を単独あるいは組み合わせて用いることができる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと称す）装置に関し、特に心筋の撮影に適したＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置によって心筋を撮影する方法として、遅延造影撮影法が知られている。この撮影方法は、壊死・梗塞を生じた心筋組織に造影剤が凝集することにより正常組織に対して緩和時間Ｔ１が短くなる現象を利用し、反転回復（Inversion Recovery）法を用いて正常組織の縦磁化が０になる時点で撮像シーケンスを行う方法である。これにより壊死・梗塞状態の心筋を高信号領域として抽出することができる。
【０００３】
特許文献１には、遅延造影撮影の１つの撮影方法として、撮像により得られた信号の虚数成分から信号位相を検出することにより、縦磁化の方向情報を得て、実数成分による画像再構成を補正する位相感応性反転回復（ＰＳＩＲ：Phase−sensitive inversion recovery）法が開示されている。このＰＳＩＲ法により、絶対値画像に生じるアーチファクトを防止できるとともに、撮像シーケンスを行うタイミングが正常組織の縦磁化が０になるタイミングに対して多少ずれても画像が大きく劣化しないという効果が得られる。
【０００４】
非特許文献１には、ＰＳＩＲ法において撮像シーケンスの後にリファレンスシーケンスを実行することにより、ＲＦコイルの位相歪みの分布情報を含む補正用信号を得て、画像再構成時に撮像シーケンスで得られた信号を補正用信号で補正する方法が開示されている。補正後の信号の実数成分のみを用いて画像再構成を行うことにより、ＲＦコイルに起因する位相歪みを除去した画像を得ることができる。非特許文献１に記載されているＰＳＩＲ法は、そのパルスシーケンスを図１４に示したように、核磁化を１８０°反転させるＲＦパルス（ＩＲパルス）を照射するＩＲシーケンス１０１を行うことにより、正常心筋と梗塞心筋とのＴ１コントラストを付与した後、正常心筋の縦磁化が０になる時点近傍で、短ＴＲ、高ＳＮの撮像シーケンス１０２を実行する。その後、低フリップ角（ＦＡ）、短ＴＲのリファレンスシーケンス１０３を短時間で実行し、ＲＦコイルに起因する位相歪み情報を含む補正用信号を取得する。ＩＲシーケンス１０１と撮像シーケンス１０２は、第１心拍の拡張期に実行される（図１４）。一方、リファレンスシーケンス１０３は、第２心拍の拡張期に実行され、撮像シーケンス１０２と同一スライス面から同数の磁気共鳴（ＭＲ）信号を取得している。第２心拍でリファレンスシーケンス１０３を取得することにより、撮像シーケンス１０２による核磁化の乱れの影響を受けにくくなり、しかも同じ心時相で実行しているため心臓の拍動に起因する画質劣化を防止できる。
【特許文献１】特開２０００−８３９２６号公報
【非特許文献１】Magnetic Resonance in Medicine Vol47,num2,p372-383(2002)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上記非特許文献１に記載のＰＳＩＲ法は、奇数心拍中にＩＲシーケンスと撮像シーケンスを実行し、偶数心拍中にリファレンスシーケンスを実行するため、２心拍に1度しか画像用信号を計測できない。このため、撮影時間が長くなるという問題がある。また、近年は静磁場強度が３Ｔ以上等の高静磁場のＭＲＩ装置が実用化されているが、高静磁場装置では緩和時間Ｔ１が延長されるため、リファレンスシーケンス時にＩＲパルスの影響が残存し、補正用信号の精度が低下する。
本発明の目的は、位相感応性反転回復（ＰＳＩＲ）法により撮像を行うＭＲＩ装置であって、撮像時間の短縮、あるいは、補正用信号の精度を向上を図り、利便性に優れたＭＲＩ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記目的を達成するために、本発明の第１の態様では、検査対象の同一心拍中に、核磁化反転シーケンス、撮像シーケンス、補正用シーケンスの３つを実行させ、撮像時間の短縮を図る。
【０００７】
この場合、撮像シーケンスが核磁化に与える影響が補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止する手段を用いることが可能である。この手段としては、(1)撮像シーケンスと補正用シーケンスとの間に核磁化の回復を加速させるシーケンスを実行させる、(2)撮像シーケンスと補正用シーケンスがそれぞれ信号を取得する領域を異ならせる、(3)核磁化反転シーケンスとして、補正用シーケンスが信号を取得する領域のみ磁化を反転させないシーケンスを用いる、という手段を単独あるいは組み合わせて用いることができる。
【０００８】
また、さらに撮像時間の短縮を図るために、撮像シーケンスで取得する画像用信号より補正用信号の数を低減することも可能である。
【０００９】
本発明の第２の態様では、１つのパルスシーケンスとして、所定の領域について、補正用シーケンス、核磁化反転シーケンス、撮像シーケンスの３つをこの順に実行させる。これにより、撮像シーケンスが核磁化に与える影響が補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止する。
【００１０】
この場合、核磁化反転シーケンスとして、つぎのパルスシーケンスで補正用磁気共鳴信号を取得する領域については核磁気を反転させず、他の領域の核磁気を反転させるシーケンスを用いることができる。また、補正用シーケンスを第１心拍で、核磁気反転シーケンスと撮像シーケンスを第２心拍で実行することもできる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明する。
（第１の実施の形態）
本発明の第１の実施の形態の適用対象であるＭＲＩ装置の全体構造を図１を用いて説明する。本実施の形態のＭＲＩ装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生装置９１、患者などの検査対象９２を搭載し、撮像空間に配置するためのベッド９３と、高周波磁場(ＲＦ)パルスを検査対象９２に印加し、磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出するための高周波磁場(ＲＦ)コイル１０４、ならびに、撮像空間にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させる傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７を有している。
【００１２】
高周波磁場コイル１０４には、高周波磁場を発生させるための高周波電流を供給する高周波電源１０８と、受信したエコー信号を増幅する増幅器１１４が接続されている。高周波電源１０８には、変調器１１３と、高周波信号を発振する発振器１１２が接続されている。増幅器１１４には、増幅後の信号をＡ／Ｄ変換し検波する受信器１１５が接続されている。受信器１１５が検出したＭＲ信号は、計算機１１８に受け渡される。計算機１１８は、受信器１１５から受け取ったＭＲ信号と、接続されている記憶媒体１１７に格納されている撮影条件などのデータとを参照して画像再構成を行う。再構成した画像は、計算機に接続されているディスプレイ１１９に表示される。また、傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７には、それぞれ電流を供給するための傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１が接続されている。
【００１３】
傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１、発振器１１２、高周波電源１０８、増幅器１１４および受信器１１５は、これらの動作を制御する制御装置１１６に接続されている。制御装置１１６は、記憶媒体１１７に予め格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、接続されている各部に所定のタイミングで制御信号を出力して動作させ、パルスシーケンスを実現する。パルスシーケンスのパラメータとなる具体的な撮像条件は、入力部１２１によりオペレータより受け付ける。また、制御装置１１６には、検査対象９２である患者に取り付けられた心電計１２０が接続され、その出力信号を受け取っており、心電同期でパルスシーケンスを行うことが可能である。
【００１４】
パルスシーケンス実行時の各部の動作について簡単に説明する。入力部１２１を介してオペレータにより指定された撮影条件に従い、制御装置１１６は、傾斜磁場電源１０９〜１１１に制御信号を送信し、傾斜磁場コイル１０９〜１１１により撮像空間に所望の方向の傾斜磁場を発生させる。同時に、発振器１１２および変調器１１３に命令を送信して所定の高周波磁場波形を生成させ、この波形を持つ電流信号を高周波磁場電源１０８により生じさせ、高周波磁場コイル１０４に送る。これにより高周波磁場コイル１０４は高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を発生し、検査対象９２に印加する。検査対象９２から発生したＭＲ信号は、高周波磁場コイル１０４により受信された後、増幅器１１４で増幅され、受信器１１５でＡ／Ｄ変換と検波が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測した値が記憶媒体１１７に格納されているので、制御装置１１６がこれを読み出し、受信器１１５にセットする。検波されたＭＲ信号は、計算機１１８に送られて画像再構成処理が適用される。画像再構成等の結果はディスプレイ１１９に表示される。
【００１５】
本実施の形態のＭＲＩ装置で実行するパルスシーケンスは、図２に示したシーケンスであり、これによりＰＳＩＲ法による撮像を行う。このパルスシーケンスは、心電計１２０により取得した心電図のＲ波に同期して行われ、一心周期内にＩＲシーケンス１０１と撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とを行うものである。本実施の形態では、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３との間に核磁化回復加速シーケンス１を行うことにより、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とを連続して行うことを可能としている。
【００１６】
ＩＲシーケンス１０１は、検査対象９２の撮像部位の核磁化を反転させるＲＦパルス（ＩＲパルス）を照射するシーケンスであり、心電図のＲ波から所定の時間が経過した時点で実行される。予め造影剤が投与された心筋は、正常心筋と梗塞心筋との緩和時間Ｔ１に差異が生じているので、ＩＲパルスの照射から時間が経過するにつれ核磁化にはＴ１コントラストが生じる。そこでＩＲパルスの照射から所定時間ＴＩ（心電図のＲ波から時間ＴＤ）が経過した時点で、短ＴＲ、高ＳＮの撮像シーケンス１０２を実行する。なお、時間ＴＩは、Ｒ波から時間ＴＤが心臓位相の拡張期になるように設定する。
【００１７】
撮像シーケンス１０２としては、例えば図３に示したように当該分野従事者間でＢＡＳＧと呼ばれる公知のシーケンスを用いることができる。このＢＡＳＧは、最初に印加するフリップ角(−α／２)のＲＦパルス４１とその後に交互に印加するフリップ角αとフリップ角(−α)のＲＦパルス４２、４３とを含み、核磁化を(−α／２)と(α／２)の方向に交互に倒しながら、必要な数の画像用ＭＲ信号４４を取得するシーケンスである。なお、図３では、図示の都合上、ＲＦパルス４２，４３により２つの画像用ＭＲ信号のみを得ている場合について示しているが、実際には所定数の画像用ＭＲ信号が得られるまで、ＲＦパルス４２，４３を印加しながらＭＲ信号４４を取得する。なお、撮像シーケンス１０２の最後のＲＦパルス４７の照射時にはＭＲ信号を取得せず、図３のように核磁化回復加速のためのシーケンス１を実行する。
【００１８】
核磁化回復加速シーケンス１は、撮像シーケンス１０２照射されたＲＦパルス４１、４２、４３、４７により乱れた核磁化を回復させるシーケンスである。これにより、リファレンスシーケンス１０３で取得される補正用信号の精度を向上させる。核磁化回復加速シーケンス１は、図３に示したようにＲＦパルス４５とスポイラー用の傾斜磁場４６とを含む。ＲＦパルス４５は、撮像シーケンス１０２のＲＦパルスにより倒された核磁化を正立させるためのＲＦパルスである。図３の撮像シーケンス１０２の場合、最後のＲＦパルス４１によりα／２方向に核磁化が倒れているため、ＲＦパルス４５としてフリップ角(−α／２)のＲＦパルスを用い、核磁化を正立させる。なお、ＲＦパルス４５の照射タイミングは、最後のＲＦパルス４７から撮像シーケンス１０２におけるＲＦパルス４２、４３の照射間隔ＴＲの１／２に設定する。スポイラー用の傾斜磁場は、正立させた核磁化の位相を均一化するため、ＸＹＺの三方向に印加する。
【００１９】
この後、ＢＡＳＧよりもさらに低フリップ角、短ＴＲのリファレンスシーケンス１０３を短時間で実行し、ＲＦコイル１０４に起因する位相歪み情報を含む補正用信号を取得する。
【００２０】
なお、スライス選択は、ＩＲシーケンス１０１はスライス非選択で行い、撮像シーケンス１０２、核磁化回復加速シーケンス１およびリファレンスシーケンス１０３は、同じスライスについて実行する。ＩＲシーケンス１０１のスライス非選択は、例えばスライス選択のための傾斜磁場を用いずに図２のようにＩＲパルスを印加することで実現する。
【００２１】
実際のパルスシーケンスでは、１つのスライスにつき画像再構成に必要な数（例えば２５６個）のＭＲ信号４４および補正用信号を取得するまで、図２のシーケンスを繰り返し行う。一心拍の撮像シーケンス１０２およびリファレンスシーケンス１０３で取得する信号数は、Ｒ波から心臓拡張期となる時間ＴＤ後に開始して、次のＲ波までに取得可能な数を設定する。例えば、図２のように心電図のＲ波に同期してＩＲシーケンス１０１を実行した後、撮像シーケンス１０２を行なって３２個のＭＲ信号を取得する。核磁化回復シーケンス１を行った後、リファレンスシーケンス１０３を実行し、３２個の補正用信号を取得する。これを繰り返すことにより、８心拍でＭＲ信号２５６個、補正用信号２５６個を取得することができる。
【００２２】
計算機１１８は、撮像シーケンス１０２およびリファレンスシーケンス１０３で得られた信号から、位相歪み除去処理を含む画像再構成を行う。まず、リファレンスシーケンス１０３で得た補正用信号に対して複素フーリエ変換を適用する。変換後のデータの実数成分と虚数成分を用いて、位相成分を算出する。これがＲＦコイル１０４に起因する位相歪みである。次いで、撮像シーケンス１０２で得られた画像用信号４４に対して複素フーリエ変換を適用した後、データの実数成分と虚数成分とを用いて絶対値成分と位相成分を導出する。得られた位相成分と前述の補正用信号から得た位相成分との差分を求め、これを新たな位相成分とし、この新たな位相成分と、前述の画像用信号の絶対値成分とから、実数成分と虚数成分を再計算する。最後に、再計算で求めた実数成分のみを用いて画像を作成する。これにより、ＲＦコイル１０４の位相歪みを除去したＰＳＩＲ法による画像再構成を行うことができる。
【００２３】
上述してきたように、第１の実施の形態のＭＲＩ装置では、同一心周期内でＩＲシーケンス１０１と撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３の３つを行うため、撮像時間を短縮することができる。しかも、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３との間に、核磁化回復加速シーケンス１を実行することにより、撮像シーケンス１で乱れた核磁化を回復させてから補正用信号を取得することができる。よって、撮像時間の短縮を図りながら、補正用信号として撮像精度の高い信号を取得することができる。
【００２４】
（第２の実施の形態）
第２の実施の形態のＭＲＩ装置は、第１の実施の形態と同様に、一心拍中にＩＲシーケンス１０１、撮像シーケンス１０２、リファレンスシーケンス１０３を実行することにより撮像時間の短縮を図る装置であるが、さらに撮像時間の短縮を図るために図４に示したようにリファレンスシーケンス１０３で取得する補正信号数を、ＭＲ信号の数よりも低減する。これにより、Ｒ波からリファレンスシーケンス１０３終了までの時間を短くできるため、例えば不整脈が発生し、心電図のＲ−Ｒ波間隔が短くなった場合であっても、補正用信号の取得エラーは生じにくく、検査時間を短縮する上で有効である。これを以下説明する。
【００２５】
撮像シーケンス１０２で取得する画像用信号は、心筋梗塞部位の画像化を目的としているのに対し、リファレンスシーケンス１０３で取得する補正用信号はＲＦコイル４に起因する位相歪の計測を目的としている。この位相歪は通常、空間的に緩やかな分布となっているため、再構成画像と比較して空間分解能を低減し、リファレンスシーケンス１０３における取得信号数を低減することが可能である。なお、取得信号数を低減する場合、ｋ空間の辺縁域の補正用信号を低減し、ｋ空間の中心域の補正用信号を重点的に取得する事が望ましい。ｋ空間の中心域の信号は、画像再構成により強コントラスト画像となるため、補正の効果が大きいからである。また、画像再構成時に位相歪を除去する演算は、上述したように、画像用信号の複素フーリエ変換後のデータと、補正用信号の複素フーリエ変換後のデータとを１対１で演算するため、両者のデータ数が等しいことが望ましい。そこで、補正用信号、或いは補正用信号を複素フーリエ変換した後のデータに関して、線形補間等の補間処理を施し、画像用信号の複素フーリエ変換後のデータ量に一致させる。
【００２６】
具体的には、図４のように、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とで視野を揃えた上で、同一のスライスに対して撮像シーケンス１０２では１心拍あたり３２個の画像用信号を取得し、リファレンスシーケンス１０３では１６個の補正用信号を取得する。これを８心拍繰り返すと、画像用信号は２５６個、補正用信号は１２８個となる。ここで、計算機１１８は、補正用信号のデータに対してゼロフィリングを行い、データ数を２５６個とする。
【００２７】
計算機１１８は、取得した２５６個の画像用信号と、補間により２５６個となった補正用信号のそれぞれに、第１の実施の形態と同様に複素フーリエ変換を適用する。複素フーリエ変換後のデータ数は、画像用信号と補正用信号とで等しいので、画像用信号と補正用信号を同数取得する場合の補正処理を変更することなく適用して、実数成分から画像を再構成することができる。
【００２８】
また、不整脈に対応するため、補正用信号を画像用信号よりも少ない心拍数で取得するシーケンスにすることも可能である。例えば、取得するトータルの信号数を、画像用信号は信号数２５６個×２回積算で５１２個、補正用信号は９６個とし、１心拍で取得する信号数を画像用信号３２個、補正用信号８個とする。この場合、画像用信号は１６心拍で、補正用信号は１２心拍で取得することが可能である。よって、不整脈が発生せず、そのままパルスシーケンスを続行できる場合には、１３心拍以後のリファレンスシーケンス１０３において、補正用信号の低周波領域を重点的に取得し、補正用信号の精度を向上させることができる。あるいは、１３心拍以降はリファレンスシーケンス１０３を実行せずに撮像シーケンス１０２を継続し、１心拍あたりに取得する画像用信号の数を例えば３２個から４０個に増やし、撮影時間を短縮する構成にすることもできる。一方、パルスシーケンス中に不整脈が発生してＲ−Ｒ波間隔が狭まり、画像用信号は取得できたが補正用信号は取得エラーになる心拍が複数あった場合、全補正用信号を取得する以前に画像用信号の取得が完了することがあり得る。この湯合、１３心拍以降は、撮像シーケンスは画像用信号の低周波領域を重点的に取得し、補正用信号の取得が完了するまでこれを継続する構成にすることができる。
【００２９】
このように画像用信号と比較して、補正用信号を少ない心拍で取得するシーケンスにすることにより、不整脈が生じ得る検査対象９２の検査時間を結果的に短縮することができ有効である。
【００３０】
なお、本実施の形態で図４に示したパルスシーケンスでは、同一スライスに対して撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とを実行するので、補正用信号の精度低下を防ぐため、撮像シーケンス１０２の後に第１の実施の形態の核磁化回復加速シーケンス１を行うことが望ましい。
【００３１】
（第３の実施の形態）
第３の実施の形態のＭＲＩ装置は、一心拍中にＩＲシーケンス１０１、撮像シーケンス１０２、リファレンスシーケンス１０３を行うパルスシーケンスを実行するという点においては、第１および第２の実施の形態と同様であるが、図５または図６に示したように同一心拍内で実行する撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３の信号を取得するスライス面を異ならせている。これにより、撮像シーケンス１０２で核磁化の乱れが生じても、同一心拍内に行われるリファレンスシーケンス１０３では別のスライスから補正用信号を取得するため、補正用信号の精度低下を防止できる。これにより、核磁化回復加速シーケンス１を行わなくても、補正用信号の精度を向上させることが可能でなる。
【００３２】
具体的な、パルスシーケンスを図５を用いて説明する。第１心拍において、ＩＲシーケンス１０１実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０１を実行する。撮像シーケンス１０２ではスライス１から画像用信号を取得し、リファレンスシーケンス１０３ではスライス２から補正用信号を取得する。つぎに第２心拍において、ＩＲシーケンス２０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０２とリファレンスシーケンス２０３を実行する。撮像シーケンス２０２ではスライス２から画像用信号を取得し、リファレンスシーケンス２０３ではスライス３から補正用信号を取得する。第３心拍以降も同様のスライス選択とする。すなわち、第ｎ番目心拍では、撮像シーケンスではスライス番号ｎについて、リファレンスシーケンスではスライス番号ｎ＋１についてそれぞれ信号を取得し、予め定められた数の画像用信号を取得するまで、同期計測を継続する。
【００３３】
計算機１１８は、第ｎ番目の心拍のリファレンスシーケンス１０３で取得したスライス番号ｎについての補正用信号によって、第ｎ＋１番目の心拍の撮像シーケンスで取得したスライス番号ｎの画像用信号を補正する。
【００３４】
また、別のパルスシーケンスを図６を用いて説明する。図６のパルスシーケンスでは、同一心拍内で実行する撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３の信号を取得するスライス面を異ならせながら、連続した２つの心拍（第１心拍と第２心拍）で２つのスライス（スライス番号１とスライス番号２）についての画像用信号と補正用信号が取得できるようにしたものである。すなわち、第１心拍において、ＩＲシーケンス１０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に、スライス１について撮像シーケンス１０２を実行して画像用信号を取得し、続けてスライス２についてリファレンスシーケンス１０３を実行して補正用信号を取得する。第２心拍において、ＩＲシーケンス２０１実行後、スライス２について撮像シーケンス２０１を実行して画像用シーケンスを取得し、続けてスライス１についてリファレンスシーケンス２０２を実行して補正用信号を取得する。以後、予め定められた数の画像用信号が取得できるまで、連続した２つの心拍（第ｎ番目と第ｎ＋１番目の心拍）で２つのスライス（スライス番号ｍとスライス番号ｍ＋１）についての画像用信号と補正用信号の両方が取得されるように、同期計測を継続する。
【００３５】
計算機１１８は、第ｎ番目の心拍のリファレンスシーケンスで取得したスライス番号ｍ＋１についての補正用信号により、第ｎ＋１番目の心拍の撮像シーケンスで取得したスライス番号ｍ＋１の画像用信号を補正し、第ｎ＋１番目の心拍のリファレンスシーケンスで取得したスライス番号ｍについての補正用信号により、第ｎ番目の心拍の撮像シーケンスで取得したスライス番号ｍについての画像用信号を補正する。
【００３６】
このように、第３の実施の形態の図５および図６のパルスシーケンスでは、同一心拍内に連続して行われる撮像シーケンスとリファレンスシーケンスでありながら別々のスライスから補正用信号を取得するため、十分回復した核磁化から高精度の補正用信号を取得することができる。
【００３７】
なお、図５に示したパルスシーケンスは、いずれのスライスについても、補正用信号を取得してから画像用信号を取得するという順番になるため、高精度にＲＦコイル１０４の位相歪みを除去することができるという利点がある。一方、図６に示したパルスシーケンスは、２心拍で２つのスライスについて補正用信号と画像用信号の両方を取得できるので、不整脈等により信号取得が中断しやすい不安定な検査対象９２に適しているという利点がある。
【００３８】
（第４の実施の形態）
本発明の第４の実施の形態のＭＲＩ装置で実行するパルスシーケンスは、図７および図８に示したように、同一心拍中に実行する撮像シーケンスとリファレンスシーケンスの対象スライスを異ならせるという点では第３の実施の形態と同様であるが、さらにＩＲシーケンスによる核磁化反転の影響が残存してリファレンスシーケンスに及ぶのを防止するものである。これを実現するため、ＩＲシーケンスでは、リファレンスシーケンスを実行するスライスのみ核磁化が反転しないようにする。
【００３９】
具体的には、特定のスライスだけ核磁化を反転させず、残りのスライスについては核磁化を反転させるバンドパスＩＲシーケンス１７１、２７１を用い、図７に示したように、例えば第１心拍においてはリファレンスシーケンス１０３で補正信号を取得するスライス２のみ核磁化を反転させず、他のスライスの核磁化を反転させ、第２心拍においてはスライス３のみ磁化を反転させず、他のスライスの核磁化を反転させる。
【００４０】
バンドパスＩＲシーケンス１７１、２７１としては、公知のシーケンスを用いることができ、例えば米国特許第６,６１８,６０５号公報に記載のものを用いることができる。または、図９（ａ）に示したように、一旦すべてのスライスにＩＲパルス（１８０°ＲＦパルス）を照射した後、特定スライス（図９（ａ）ではスライス１）のみさらにＩＲパルスを照射することにより、特定スライスの核磁化を再び正立させるシーケンスを用いることもできる。さらには、図９（ｂ）に示したように、特定スライス（図９（ｂ）ではスライス３）を挟んで両側の領域（スライス１〜２の領域とスライス４の領域）に、それぞれＩＲパルスを照射することにより、特定スライスのみ磁化を反転させず、他のスライスの磁化を反転させるシーケンスを用いることもできる。
【００４１】
このように図７のパルスシーケンスにおいては、第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１によりスライス２以外のスライスの核磁化を反転させた後、第３の実施の形態の図５のシーケンスと同様に、スライス１について撮像シーケンス１０２を、スライス２についてリファレンスシーケンス１０３を実行する。第２心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１によりスライス３以外のスライスの核磁化を反転させた後、スライス２について撮像シーケンス２０２を、スライス３についてリファレンスシーケンス２０３を実行する。
【００４２】
一方、図８に示したパルスシーケンスにおいては、第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１によりスライス２以外のスライスの核磁化を反転させた後、第３の実施の形態の図６のシーケンスと同様に、スライス１について撮像シーケンス１０２を、スライス２についてリファレンスシーケンス１０３を実行する。第２心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１によりスライス３以外のスライスの核磁化を反転させた後、スライス２について撮像シーケンス２０２を、スライス１についてリファレンスシーケンス２０３を実行する。
【００４３】
図７および図８のパルスシーケンスで取得した画像用信号は、第３の実施の形態の図５および図６のパルスシーケンスと同様に補正用信号により補正する。本実施の形態のパルスシーケンスでは、補正用信号が撮像シーケンスの核磁化の乱れの影響を受けないという効果に加えて、ＩＲシーケンスの核磁化反転の影響も受けないという効果も得られるため、補正用信号の精度をさらに向上させることができる。
【００４４】
（第５の実施の形態）
第１から第４の実施の形態では、画像用信号と補正用信号とを同一心拍内に取得するために、第１の実施の形態では核磁化回復加速シーケンス１を行う手法を、第２の実施の形態では補正用信号の数を低減する手法を、第３の実施の形態では、撮像シーケンスとリファレンスシーケンスのスライスを異ならせる手法を、第４の実施の形態では、リファレンスシーケンスを実行するスライスの核磁化をＩＲパルスで反転させない手法を用いた。これら４つの手法を、組み合わせて用いることも可能である。
【００４５】
図１０に示したパルスシーケンスは、第１の実施の形態と第２の実施の形態を組み合わせたパルスシーケンスである。ＩＲシーケンス１０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２を実行し、スライス１から画像用信号を３２個取得する。この後、核磁化回復シーケンス１を実行し、リファレンスシーケンス１０３を実行し、補正用信号を１６個取得する。これにより、撮像シーケンス１０２により生じた核磁化の乱れの影響が補正用信号に及ぶのを防止し、かつ、補正用信号を短時間で取得できるという効果が得られる。
【００４６】
なお、図１０のシーケンスでは、撮像シーケンスとリファレンスシーケンスが、二次元スライス１から信号を取得する例を示しているが、両シーケンスが三次元ボリュームを対象とした信号取得シーケンスの場合であっても、図１１のシーケンスを用いることが可能である。
【００４７】
図１１に示したパルスシーケンスは、第１、第２および第３の実施の形態の手法を組み合わせた例である。第１心拍において、ＩＲシーケンス１０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮影シーケンス１０２を実行し、スライス１から画像用信号を３２個取得する。この後、核磁化回復シーケンス１を実行し、続けてリファレンスシーケンス１０３を実行し、スライス２から補正用信号を１６個取得する。第２心拍において、ＩＲシーケンス２０１実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０２を実行し、スライス２から画像用信号を３２個取得する。核磁化回復シーケンス１を実行した後、リファレンスシーケンス２０３を実行し、スライス１から補正用信号を１６個取得する。補正用信号の補間および画像信号の補正方法については、第１〜第３の実施の形態と同様にする。
【００４８】
なお、図１１のパルスシーケンスにおいて、核磁化回復加速シーケンス１を行わない構成にすることも可能である。また、図１１のパルスシーケンスでは、補正信号を取得するスライスの順番を図６のパルスシーケンスと同様にした例を示しているが、図５のパルスシーケンスの順番にすることも可能である。
【００４９】
図１２に示したパルスシーケンスは、第１、第２および第４の実施の形態を組み合わせたパルスシーケンスである。第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１により核磁化反転パルスをスライス２以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２を実行し、スライス１から画像用信号を３２個取得する。核磁化回復シーケンス１を実行した後、リファレンスシーケンス１０３を実行し、スライス２から補正用信号を１６個取得する。第２心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１により核磁化反転パルスをスライス１以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０１を実行し、スライス２から画像用信号を３２個取得する。核磁化回復シーケンス１を実行した後、リファレンスシーケンス２０３を実行し、スライス１から補正用信号を１６個取得する。補正用信号の補間および画像信号の補正方法については、第１〜第４の実施の形態と同様にする。
【００５０】
なお、図１２のパルスシーケンスにおいて、核磁化回復加速シーケンス１を行わない構成にすることも可能である。また、図１２のパルスシーケンスでは、補正信号を取得するスライスの順番を図７のパルスシーケンスと同様にした例を示しているが、図８のパルスシーケンスの順番にすることも可能である。
【００５１】
（第６の実施の形態）
上述の第１〜第５の実施の形態では、ＰＳＩＲ法の撮像時間の短縮の効果が得られるパルスシーケンスについて示したが、第６の実施の形態では撮像時間短縮は目的とせず、補正用信号の高精度化を目的としている。従来のＰＳＩＲシーケンスでは図１４に示したように、２心拍に１度リファレンスシーケンスを実行し、このリファレンスシーケンスを実行する心拍ではＩＲパルスを印加しないことにより、補正用信号に与えるＩＲパルスの影響を低減している。しかしながら、近年、実用化されつつある静磁場強度が３Ｔ以上の高静磁場ＭＲＩ装置では、検査対象９２の緩和時間Ｔ１が延長されるため、２心拍に一度リファレンスシーケンスを実行する従来のＰＳＩＲシーケンスであっても、ＩＲパルスの影響が大きく残存し、補正用信号の精度が低下する傾向にある。そこで、第６の実施の形態では、第３の実施の形態で説明した手法と第４の実施の形態で説明した手法を、従来の図１４のシーケンスに適用することにより、補正用信号の精度を向上させる。
【００５２】
図１３にそのパルスシーケンスを示したように、１心拍ごとに交互に撮像シーケンスとリファレンスシーケンスを実行するパルシーケンスにおいて、リファレンスシーケンスを実行したスライスについて、次の心拍で撮像シーケンスを実行するようにスライスを選択し、かつ、バンドパスＩＲシーケンスによりリファレンスシーケンスを実行するスライスは核磁化を反転させないようにする。
【００５３】
具体的には例えば、第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１を実行することにより核磁化反転パルスをスライス１以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２を実行し、スライス３から画像用信号を取得する。第２心拍においては、リファレンスシーケンス１０３を実行し、スライス１から補正用信号を取得する。第３心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１により核磁化反転パルスをスライス３以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０２を実行し、スライス１から画像用信号を取得する。第４心拍において、リファレンスシーケンス２０３を実行し、スライス３から補正用信号を取得する。第５心拍以後のスライス面は、第５心拍は第１心拍と同様、第６心拍は第２心拍と同様とし、以後、同様のスライス対応関係により計測を継続する。取得した補正用信号を用いて、同一スライスについて撮像シーケンスで取得した画像用信号をそれぞれ補正する。
【００５４】
このように、バンドパスＩＲシーケンスを用いながら、リファレンスシーケンスを実行したスライスについて、次の心拍で撮像シーケンスを実行するようにスライス選択を行うことにより、ＩＲパルスの影響がリファレンスシーケンスに及ばない。よって、高精度の補正用信号を取得できるため、ＲＦコイル１０４の位相歪みを精度よく除去することが可能になる。
【００５５】
なお、図１３のパルスシーケンスにおいて、撮像シーケンスの後に核磁化回復加速シーケンス１を実行することも可能である。また、リファレンスシーケンスで取得する補正信号数を第２の実施の形態のように撮像シーケンスで取得する画像信号数よりも少なくし、補間により同数にすることも可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５６】
【図１】本発明の実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】第１の実施の形態のＭＲＩ装置で実行するパルスシーケンスを示す説明図。
【図３】図２のパルスシーケンスで行う撮像シーケンス１０２と核磁化回復加速シーケンス１の具体的なシーケンス例を示す説明図。
【図４】第２の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、補正信号数を低減したパルスシーケンスを示す説明図。
【図５】第３の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、スライス選択をするパルスシーケンスを示す説明図。
【図６】第３の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、スライス選択をするパルスシーケンスの別の例を示す説明図。
【図７】第４の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、バンドパスＩＲシーケンス１７１を用いるパルスシーケンスを示す説明図。
【図８】第４の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、バンドパスＩＲシーケンス１７１を用いるパルスシーケンスの別の例を示す説明図。
【図９】（ａ）および（ｂ）は、図７および図８で用いるバンドパスＩＲシーケンスの一例を示す説明図。
【図１０】第５の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、核磁化回復加速シーケンスと補正信号数低減とを組み合わせたパルスシーケンスを示す説明図。
【図１１】第５の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、核磁化回復加速シーケンスと補正信号数低減とスライス選択とを組み合わせたパルスシーケンスを示す説明図。
【図１２】第５の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、核磁化回復加速シーケンスと補正信号数低減とバンドパスＩＲシーケンスとを組み合わせたパルスシーケンスを示す説明図。
【図１３】第６の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、リファレンスシーケンスと撮像シーケンスを別心拍に行いながらバンドパスＩＲシーケンスにより補正信号の高精度化するパルスシーケンスを示す説明図。
【図１４】従来技術のＰＳＩＲ法によるパルスシーケンスを示す説明図。
【符号の説明】
【００５７】
１・・・核磁化回復加速シーケンス、９１・・・静磁場発生装置、９２・・・検査対象、９３・・・ベッド、１０１・・・ＩＲシーケンス、１０２・・・撮像シーケンス、１０３・・・リファレンスシーケンス、１０４・・・高周波磁場コイル（ＲＦコイル）、１０５・・・Ｘ方向傾斜磁場コイル、１０６・・・Ｙ方向傾斜磁場コイル、１０７・・・Ｚ方向傾斜磁場コイル、１０８・・・高周波磁場電源、１０９・・・Ｘ方向傾斜磁場コイル、１１０・・・Ｙ方向傾斜磁場コイル、１１１・・・Ｚ方向傾斜磁場コイル、１１２・・・発振器、１１３・・・変調装置、１１４・・・増幅器、１１５・・・受信器、１１６・・・制御装置、１１７・・・記憶媒体、１１８・・・計算機、１１９・・・ディスプレイ、１２０・・・心電計、１２１・・・入力部、１７１、２７１・・・バンドパスＩＲシーケンス。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと称す）装置に関し、特に心筋の撮影に適したＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置によって心筋を撮影する方法として、遅延造影撮影法が知られている。この撮影方法は、壊死・梗塞を生じた心筋組織に造影剤が凝集することにより正常組織に対して緩和時間Ｔ１が短くなる現象を利用し、反転回復（Inversion Recovery）法を用いて正常組織の縦磁化が０になる時点で撮像シーケンスを行う方法である。これにより壊死・梗塞状態の心筋を高信号領域として抽出することができる。
【０００３】
特許文献１には、遅延造影撮影の１つの撮影方法として、撮像により得られた信号の虚数成分から信号位相を検出することにより、縦磁化の方向情報を得て、実数成分による画像再構成を補正する位相感応性反転回復（ＰＳＩＲ：Phase−sensitive inversion recovery）法が開示されている。このＰＳＩＲ法により、絶対値画像に生じるアーチファクトを防止できるとともに、撮像シーケンスを行うタイミングが正常組織の縦磁化が０になるタイミングに対して多少ずれても画像が大きく劣化しないという効果が得られる。
【０００４】
非特許文献１には、ＰＳＩＲ法において撮像シーケンスの後にリファレンスシーケンスを実行することにより、ＲＦコイルの位相歪みの分布情報を含む補正用信号を得て、画像再構成時に撮像シーケンスで得られた信号を補正用信号で補正する方法が開示されている。補正後の信号の実数成分のみを用いて画像再構成を行うことにより、ＲＦコイルに起因する位相歪みを除去した画像を得ることができる。非特許文献１に記載されているＰＳＩＲ法は、そのパルスシーケンスを図１４に示したように、核磁化を１８０°反転させるＲＦパルス（ＩＲパルス）を照射するＩＲシーケンス１０１を行うことにより、正常心筋と梗塞心筋とのＴ１コントラストを付与した後、正常心筋の縦磁化が０になる時点近傍で、短ＴＲ、高ＳＮの撮像シーケンス１０２を実行する。その後、低フリップ角（ＦＡ）、短ＴＲのリファレンスシーケンス１０３を短時間で実行し、ＲＦコイルに起因する位相歪み情報を含む補正用信号を取得する。ＩＲシーケンス１０１と撮像シーケンス１０２は、第１心拍の拡張期に実行される（図１４）。一方、リファレンスシーケンス１０３は、第２心拍の拡張期に実行され、撮像シーケンス１０２と同一スライス面から同数の磁気共鳴（ＭＲ）信号を取得している。第２心拍でリファレンスシーケンス１０３を取得することにより、撮像シーケンス１０２による核磁化の乱れの影響を受けにくくなり、しかも同じ心時相で実行しているため心臓の拍動に起因する画質劣化を防止できる。
【特許文献１】特開２０００−８３９２６号公報
【非特許文献１】Magnetic Resonance in Medicine Vol47,num2,p372-383(2002)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上記非特許文献１に記載のＰＳＩＲ法は、奇数心拍中にＩＲシーケンスと撮像シーケンスを実行し、偶数心拍中にリファレンスシーケンスを実行するため、２心拍に1度しか画像用信号を計測できない。このため、撮影時間が長くなるという問題がある。また、近年は静磁場強度が３Ｔ以上等の高静磁場のＭＲＩ装置が実用化されているが、高静磁場装置では緩和時間Ｔ１が延長されるため、リファレンスシーケンス時にＩＲパルスの影響が残存し、補正用信号の精度が低下する。
本発明の目的は、位相感応性反転回復（ＰＳＩＲ）法により撮像を行うＭＲＩ装置であって、撮像時間の短縮、あるいは、補正用信号の精度を向上を図り、利便性に優れたＭＲＩ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記目的を達成するために、本発明の第１の態様では、検査対象の同一心拍中に、核磁化反転シーケンス、撮像シーケンス、補正用シーケンスの３つを実行させ、撮像時間の短縮を図る。
【０００７】
この場合、撮像シーケンスが核磁化に与える影響が補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止する手段を用いることが可能である。この手段としては、(1)撮像シーケンスと補正用シーケンスとの間に核磁化の回復を加速させるシーケンスを実行させる、(2)撮像シーケンスと補正用シーケンスがそれぞれ信号を取得する領域を異ならせる、(3)核磁化反転シーケンスとして、補正用シーケンスが信号を取得する領域のみ磁化を反転させないシーケンスを用いる、という手段を単独あるいは組み合わせて用いることができる。
【０００８】
また、さらに撮像時間の短縮を図るために、撮像シーケンスで取得する画像用信号より補正用信号の数を低減することも可能である。
【０００９】
本発明の第２の態様では、１つのパルスシーケンスとして、所定の領域について、補正用シーケンス、核磁化反転シーケンス、撮像シーケンスの３つをこの順に実行させる。これにより、撮像シーケンスが核磁化に与える影響が補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止する。
【００１０】
この場合、核磁化反転シーケンスとして、つぎのパルスシーケンスで補正用磁気共鳴信号を取得する領域については核磁気を反転させず、他の領域の核磁気を反転させるシーケンスを用いることができる。また、補正用シーケンスを第１心拍で、核磁気反転シーケンスと撮像シーケンスを第２心拍で実行することもできる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明する。
（第１の実施の形態）
本発明の第１の実施の形態の適用対象であるＭＲＩ装置の全体構造を図１を用いて説明する。本実施の形態のＭＲＩ装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生装置９１、患者などの検査対象９２を搭載し、撮像空間に配置するためのベッド９３と、高周波磁場(ＲＦ)パルスを検査対象９２に印加し、磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出するための高周波磁場(ＲＦ)コイル１０４、ならびに、撮像空間にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させる傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７を有している。
【００１２】
高周波磁場コイル１０４には、高周波磁場を発生させるための高周波電流を供給する高周波電源１０８と、受信したエコー信号を増幅する増幅器１１４が接続されている。高周波電源１０８には、変調器１１３と、高周波信号を発振する発振器１１２が接続されている。増幅器１１４には、増幅後の信号をＡ／Ｄ変換し検波する受信器１１５が接続されている。受信器１１５が検出したＭＲ信号は、計算機１１８に受け渡される。計算機１１８は、受信器１１５から受け取ったＭＲ信号と、接続されている記憶媒体１１７に格納されている撮影条件などのデータとを参照して画像再構成を行う。再構成した画像は、計算機に接続されているディスプレイ１１９に表示される。また、傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７には、それぞれ電流を供給するための傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１が接続されている。
【００１３】
傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１、発振器１１２、高周波電源１０８、増幅器１１４および受信器１１５は、これらの動作を制御する制御装置１１６に接続されている。制御装置１１６は、記憶媒体１１７に予め格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、接続されている各部に所定のタイミングで制御信号を出力して動作させ、パルスシーケンスを実現する。パルスシーケンスのパラメータとなる具体的な撮像条件は、入力部１２１によりオペレータより受け付ける。また、制御装置１１６には、検査対象９２である患者に取り付けられた心電計１２０が接続され、その出力信号を受け取っており、心電同期でパルスシーケンスを行うことが可能である。
【００１４】
パルスシーケンス実行時の各部の動作について簡単に説明する。入力部１２１を介してオペレータにより指定された撮影条件に従い、制御装置１１６は、傾斜磁場電源１０９〜１１１に制御信号を送信し、傾斜磁場コイル１０９〜１１１により撮像空間に所望の方向の傾斜磁場を発生させる。同時に、発振器１１２および変調器１１３に命令を送信して所定の高周波磁場波形を生成させ、この波形を持つ電流信号を高周波磁場電源１０８により生じさせ、高周波磁場コイル１０４に送る。これにより高周波磁場コイル１０４は高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を発生し、検査対象９２に印加する。検査対象９２から発生したＭＲ信号は、高周波磁場コイル１０４により受信された後、増幅器１１４で増幅され、受信器１１５でＡ／Ｄ変換と検波が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測した値が記憶媒体１１７に格納されているので、制御装置１１６がこれを読み出し、受信器１１５にセットする。検波されたＭＲ信号は、計算機１１８に送られて画像再構成処理が適用される。画像再構成等の結果はディスプレイ１１９に表示される。
【００１５】
本実施の形態のＭＲＩ装置で実行するパルスシーケンスは、図２に示したシーケンスであり、これによりＰＳＩＲ法による撮像を行う。このパルスシーケンスは、心電計１２０により取得した心電図のＲ波に同期して行われ、一心周期内にＩＲシーケンス１０１と撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とを行うものである。本実施の形態では、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３との間に核磁化回復加速シーケンス１を行うことにより、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とを連続して行うことを可能としている。
【００１６】
ＩＲシーケンス１０１は、検査対象９２の撮像部位の核磁化を反転させるＲＦパルス（ＩＲパルス）を照射するシーケンスであり、心電図のＲ波から所定の時間が経過した時点で実行される。予め造影剤が投与された心筋は、正常心筋と梗塞心筋との緩和時間Ｔ１に差異が生じているので、ＩＲパルスの照射から時間が経過するにつれ核磁化にはＴ１コントラストが生じる。そこでＩＲパルスの照射から所定時間ＴＩ（心電図のＲ波から時間ＴＤ）が経過した時点で、短ＴＲ、高ＳＮの撮像シーケンス１０２を実行する。なお、時間ＴＩは、Ｒ波から時間ＴＤが心臓位相の拡張期になるように設定する。
【００１７】
撮像シーケンス１０２としては、例えば図３に示したように当該分野従事者間でＢＡＳＧと呼ばれる公知のシーケンスを用いることができる。このＢＡＳＧは、最初に印加するフリップ角(−α／２)のＲＦパルス４１とその後に交互に印加するフリップ角αとフリップ角(−α)のＲＦパルス４２、４３とを含み、核磁化を(−α／２)と(α／２)の方向に交互に倒しながら、必要な数の画像用ＭＲ信号４４を取得するシーケンスである。なお、図３では、図示の都合上、ＲＦパルス４２，４３により２つの画像用ＭＲ信号のみを得ている場合について示しているが、実際には所定数の画像用ＭＲ信号が得られるまで、ＲＦパルス４２，４３を印加しながらＭＲ信号４４を取得する。なお、撮像シーケンス１０２の最後のＲＦパルス４７の照射時にはＭＲ信号を取得せず、図３のように核磁化回復加速のためのシーケンス１を実行する。
【００１８】
核磁化回復加速シーケンス１は、撮像シーケンス１０２照射されたＲＦパルス４１、４２、４３、４７により乱れた核磁化を回復させるシーケンスである。これにより、リファレンスシーケンス１０３で取得される補正用信号の精度を向上させる。核磁化回復加速シーケンス１は、図３に示したようにＲＦパルス４５とスポイラー用の傾斜磁場４６とを含む。ＲＦパルス４５は、撮像シーケンス１０２のＲＦパルスにより倒された核磁化を正立させるためのＲＦパルスである。図３の撮像シーケンス１０２の場合、最後のＲＦパルス４１によりα／２方向に核磁化が倒れているため、ＲＦパルス４５としてフリップ角(−α／２)のＲＦパルスを用い、核磁化を正立させる。なお、ＲＦパルス４５の照射タイミングは、最後のＲＦパルス４７から撮像シーケンス１０２におけるＲＦパルス４２、４３の照射間隔ＴＲの１／２に設定する。スポイラー用の傾斜磁場は、正立させた核磁化の位相を均一化するため、ＸＹＺの三方向に印加する。
【００１９】
この後、ＢＡＳＧよりもさらに低フリップ角、短ＴＲのリファレンスシーケンス１０３を短時間で実行し、ＲＦコイル１０４に起因する位相歪み情報を含む補正用信号を取得する。
【００２０】
なお、スライス選択は、ＩＲシーケンス１０１はスライス非選択で行い、撮像シーケンス１０２、核磁化回復加速シーケンス１およびリファレンスシーケンス１０３は、同じスライスについて実行する。ＩＲシーケンス１０１のスライス非選択は、例えばスライス選択のための傾斜磁場を用いずに図２のようにＩＲパルスを印加することで実現する。
【００２１】
実際のパルスシーケンスでは、１つのスライスにつき画像再構成に必要な数（例えば２５６個）のＭＲ信号４４および補正用信号を取得するまで、図２のシーケンスを繰り返し行う。一心拍の撮像シーケンス１０２およびリファレンスシーケンス１０３で取得する信号数は、Ｒ波から心臓拡張期となる時間ＴＤ後に開始して、次のＲ波までに取得可能な数を設定する。例えば、図２のように心電図のＲ波に同期してＩＲシーケンス１０１を実行した後、撮像シーケンス１０２を行なって３２個のＭＲ信号を取得する。核磁化回復シーケンス１を行った後、リファレンスシーケンス１０３を実行し、３２個の補正用信号を取得する。これを繰り返すことにより、８心拍でＭＲ信号２５６個、補正用信号２５６個を取得することができる。
【００２２】
計算機１１８は、撮像シーケンス１０２およびリファレンスシーケンス１０３で得られた信号から、位相歪み除去処理を含む画像再構成を行う。まず、リファレンスシーケンス１０３で得た補正用信号に対して複素フーリエ変換を適用する。変換後のデータの実数成分と虚数成分を用いて、位相成分を算出する。これがＲＦコイル１０４に起因する位相歪みである。次いで、撮像シーケンス１０２で得られた画像用信号４４に対して複素フーリエ変換を適用した後、データの実数成分と虚数成分とを用いて絶対値成分と位相成分を導出する。得られた位相成分と前述の補正用信号から得た位相成分との差分を求め、これを新たな位相成分とし、この新たな位相成分と、前述の画像用信号の絶対値成分とから、実数成分と虚数成分を再計算する。最後に、再計算で求めた実数成分のみを用いて画像を作成する。これにより、ＲＦコイル１０４の位相歪みを除去したＰＳＩＲ法による画像再構成を行うことができる。
【００２３】
上述してきたように、第１の実施の形態のＭＲＩ装置では、同一心周期内でＩＲシーケンス１０１と撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３の３つを行うため、撮像時間を短縮することができる。しかも、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３との間に、核磁化回復加速シーケンス１を実行することにより、撮像シーケンス１で乱れた核磁化を回復させてから補正用信号を取得することができる。よって、撮像時間の短縮を図りながら、補正用信号として撮像精度の高い信号を取得することができる。
【００２４】
（第２の実施の形態）
第２の実施の形態のＭＲＩ装置は、第１の実施の形態と同様に、一心拍中にＩＲシーケンス１０１、撮像シーケンス１０２、リファレンスシーケンス１０３を実行することにより撮像時間の短縮を図る装置であるが、さらに撮像時間の短縮を図るために図４に示したようにリファレンスシーケンス１０３で取得する補正信号数を、ＭＲ信号の数よりも低減する。これにより、Ｒ波からリファレンスシーケンス１０３終了までの時間を短くできるため、例えば不整脈が発生し、心電図のＲ−Ｒ波間隔が短くなった場合であっても、補正用信号の取得エラーは生じにくく、検査時間を短縮する上で有効である。これを以下説明する。
【００２５】
撮像シーケンス１０２で取得する画像用信号は、心筋梗塞部位の画像化を目的としているのに対し、リファレンスシーケンス１０３で取得する補正用信号はＲＦコイル４に起因する位相歪の計測を目的としている。この位相歪は通常、空間的に緩やかな分布となっているため、再構成画像と比較して空間分解能を低減し、リファレンスシーケンス１０３における取得信号数を低減することが可能である。なお、取得信号数を低減する場合、ｋ空間の辺縁域の補正用信号を低減し、ｋ空間の中心域の補正用信号を重点的に取得する事が望ましい。ｋ空間の中心域の信号は、画像再構成により強コントラスト画像となるため、補正の効果が大きいからである。また、画像再構成時に位相歪を除去する演算は、上述したように、画像用信号の複素フーリエ変換後のデータと、補正用信号の複素フーリエ変換後のデータとを１対１で演算するため、両者のデータ数が等しいことが望ましい。そこで、補正用信号、或いは補正用信号を複素フーリエ変換した後のデータに関して、線形補間等の補間処理を施し、画像用信号の複素フーリエ変換後のデータ量に一致させる。
【００２６】
具体的には、図４のように、撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とで視野を揃えた上で、同一のスライスに対して撮像シーケンス１０２では１心拍あたり３２個の画像用信号を取得し、リファレンスシーケンス１０３では１６個の補正用信号を取得する。これを８心拍繰り返すと、画像用信号は２５６個、補正用信号は１２８個となる。ここで、計算機１１８は、補正用信号のデータに対してゼロフィリングを行い、データ数を２５６個とする。
【００２７】
計算機１１８は、取得した２５６個の画像用信号と、補間により２５６個となった補正用信号のそれぞれに、第１の実施の形態と同様に複素フーリエ変換を適用する。複素フーリエ変換後のデータ数は、画像用信号と補正用信号とで等しいので、画像用信号と補正用信号を同数取得する場合の補正処理を変更することなく適用して、実数成分から画像を再構成することができる。
【００２８】
また、不整脈に対応するため、補正用信号を画像用信号よりも少ない心拍数で取得するシーケンスにすることも可能である。例えば、取得するトータルの信号数を、画像用信号は信号数２５６個×２回積算で５１２個、補正用信号は９６個とし、１心拍で取得する信号数を画像用信号３２個、補正用信号８個とする。この場合、画像用信号は１６心拍で、補正用信号は１２心拍で取得することが可能である。よって、不整脈が発生せず、そのままパルスシーケンスを続行できる場合には、１３心拍以後のリファレンスシーケンス１０３において、補正用信号の低周波領域を重点的に取得し、補正用信号の精度を向上させることができる。あるいは、１３心拍以降はリファレンスシーケンス１０３を実行せずに撮像シーケンス１０２を継続し、１心拍あたりに取得する画像用信号の数を例えば３２個から４０個に増やし、撮影時間を短縮する構成にすることもできる。一方、パルスシーケンス中に不整脈が発生してＲ−Ｒ波間隔が狭まり、画像用信号は取得できたが補正用信号は取得エラーになる心拍が複数あった場合、全補正用信号を取得する以前に画像用信号の取得が完了することがあり得る。この湯合、１３心拍以降は、撮像シーケンスは画像用信号の低周波領域を重点的に取得し、補正用信号の取得が完了するまでこれを継続する構成にすることができる。
【００２９】
このように画像用信号と比較して、補正用信号を少ない心拍で取得するシーケンスにすることにより、不整脈が生じ得る検査対象９２の検査時間を結果的に短縮することができ有効である。
【００３０】
なお、本実施の形態で図４に示したパルスシーケンスでは、同一スライスに対して撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３とを実行するので、補正用信号の精度低下を防ぐため、撮像シーケンス１０２の後に第１の実施の形態の核磁化回復加速シーケンス１を行うことが望ましい。
【００３１】
（第３の実施の形態）
第３の実施の形態のＭＲＩ装置は、一心拍中にＩＲシーケンス１０１、撮像シーケンス１０２、リファレンスシーケンス１０３を行うパルスシーケンスを実行するという点においては、第１および第２の実施の形態と同様であるが、図５または図６に示したように同一心拍内で実行する撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３の信号を取得するスライス面を異ならせている。これにより、撮像シーケンス１０２で核磁化の乱れが生じても、同一心拍内に行われるリファレンスシーケンス１０３では別のスライスから補正用信号を取得するため、補正用信号の精度低下を防止できる。これにより、核磁化回復加速シーケンス１を行わなくても、補正用信号の精度を向上させることが可能でなる。
【００３２】
具体的な、パルスシーケンスを図５を用いて説明する。第１心拍において、ＩＲシーケンス１０１実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０１を実行する。撮像シーケンス１０２ではスライス１から画像用信号を取得し、リファレンスシーケンス１０３ではスライス２から補正用信号を取得する。つぎに第２心拍において、ＩＲシーケンス２０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０２とリファレンスシーケンス２０３を実行する。撮像シーケンス２０２ではスライス２から画像用信号を取得し、リファレンスシーケンス２０３ではスライス３から補正用信号を取得する。第３心拍以降も同様のスライス選択とする。すなわち、第ｎ番目心拍では、撮像シーケンスではスライス番号ｎについて、リファレンスシーケンスではスライス番号ｎ＋１についてそれぞれ信号を取得し、予め定められた数の画像用信号を取得するまで、同期計測を継続する。
【００３３】
計算機１１８は、第ｎ番目の心拍のリファレンスシーケンス１０３で取得したスライス番号ｎについての補正用信号によって、第ｎ＋１番目の心拍の撮像シーケンスで取得したスライス番号ｎの画像用信号を補正する。
【００３４】
また、別のパルスシーケンスを図６を用いて説明する。図６のパルスシーケンスでは、同一心拍内で実行する撮像シーケンス１０２とリファレンスシーケンス１０３の信号を取得するスライス面を異ならせながら、連続した２つの心拍（第１心拍と第２心拍）で２つのスライス（スライス番号１とスライス番号２）についての画像用信号と補正用信号が取得できるようにしたものである。すなわち、第１心拍において、ＩＲシーケンス１０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に、スライス１について撮像シーケンス１０２を実行して画像用信号を取得し、続けてスライス２についてリファレンスシーケンス１０３を実行して補正用信号を取得する。第２心拍において、ＩＲシーケンス２０１実行後、スライス２について撮像シーケンス２０１を実行して画像用シーケンスを取得し、続けてスライス１についてリファレンスシーケンス２０２を実行して補正用信号を取得する。以後、予め定められた数の画像用信号が取得できるまで、連続した２つの心拍（第ｎ番目と第ｎ＋１番目の心拍）で２つのスライス（スライス番号ｍとスライス番号ｍ＋１）についての画像用信号と補正用信号の両方が取得されるように、同期計測を継続する。
【００３５】
計算機１１８は、第ｎ番目の心拍のリファレンスシーケンスで取得したスライス番号ｍ＋１についての補正用信号により、第ｎ＋１番目の心拍の撮像シーケンスで取得したスライス番号ｍ＋１の画像用信号を補正し、第ｎ＋１番目の心拍のリファレンスシーケンスで取得したスライス番号ｍについての補正用信号により、第ｎ番目の心拍の撮像シーケンスで取得したスライス番号ｍについての画像用信号を補正する。
【００３６】
このように、第３の実施の形態の図５および図６のパルスシーケンスでは、同一心拍内に連続して行われる撮像シーケンスとリファレンスシーケンスでありながら別々のスライスから補正用信号を取得するため、十分回復した核磁化から高精度の補正用信号を取得することができる。
【００３７】
なお、図５に示したパルスシーケンスは、いずれのスライスについても、補正用信号を取得してから画像用信号を取得するという順番になるため、高精度にＲＦコイル１０４の位相歪みを除去することができるという利点がある。一方、図６に示したパルスシーケンスは、２心拍で２つのスライスについて補正用信号と画像用信号の両方を取得できるので、不整脈等により信号取得が中断しやすい不安定な検査対象９２に適しているという利点がある。
【００３８】
（第４の実施の形態）
本発明の第４の実施の形態のＭＲＩ装置で実行するパルスシーケンスは、図７および図８に示したように、同一心拍中に実行する撮像シーケンスとリファレンスシーケンスの対象スライスを異ならせるという点では第３の実施の形態と同様であるが、さらにＩＲシーケンスによる核磁化反転の影響が残存してリファレンスシーケンスに及ぶのを防止するものである。これを実現するため、ＩＲシーケンスでは、リファレンスシーケンスを実行するスライスのみ核磁化が反転しないようにする。
【００３９】
具体的には、特定のスライスだけ核磁化を反転させず、残りのスライスについては核磁化を反転させるバンドパスＩＲシーケンス１７１、２７１を用い、図７に示したように、例えば第１心拍においてはリファレンスシーケンス１０３で補正信号を取得するスライス２のみ核磁化を反転させず、他のスライスの核磁化を反転させ、第２心拍においてはスライス３のみ磁化を反転させず、他のスライスの核磁化を反転させる。
【００４０】
バンドパスＩＲシーケンス１７１、２７１としては、公知のシーケンスを用いることができ、例えば米国特許第６,６１８,６０５号公報に記載のものを用いることができる。または、図９（ａ）に示したように、一旦すべてのスライスにＩＲパルス（１８０°ＲＦパルス）を照射した後、特定スライス（図９（ａ）ではスライス１）のみさらにＩＲパルスを照射することにより、特定スライスの核磁化を再び正立させるシーケンスを用いることもできる。さらには、図９（ｂ）に示したように、特定スライス（図９（ｂ）ではスライス３）を挟んで両側の領域（スライス１〜２の領域とスライス４の領域）に、それぞれＩＲパルスを照射することにより、特定スライスのみ磁化を反転させず、他のスライスの磁化を反転させるシーケンスを用いることもできる。
【００４１】
このように図７のパルスシーケンスにおいては、第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１によりスライス２以外のスライスの核磁化を反転させた後、第３の実施の形態の図５のシーケンスと同様に、スライス１について撮像シーケンス１０２を、スライス２についてリファレンスシーケンス１０３を実行する。第２心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１によりスライス３以外のスライスの核磁化を反転させた後、スライス２について撮像シーケンス２０２を、スライス３についてリファレンスシーケンス２０３を実行する。
【００４２】
一方、図８に示したパルスシーケンスにおいては、第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１によりスライス２以外のスライスの核磁化を反転させた後、第３の実施の形態の図６のシーケンスと同様に、スライス１について撮像シーケンス１０２を、スライス２についてリファレンスシーケンス１０３を実行する。第２心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１によりスライス３以外のスライスの核磁化を反転させた後、スライス２について撮像シーケンス２０２を、スライス１についてリファレンスシーケンス２０３を実行する。
【００４３】
図７および図８のパルスシーケンスで取得した画像用信号は、第３の実施の形態の図５および図６のパルスシーケンスと同様に補正用信号により補正する。本実施の形態のパルスシーケンスでは、補正用信号が撮像シーケンスの核磁化の乱れの影響を受けないという効果に加えて、ＩＲシーケンスの核磁化反転の影響も受けないという効果も得られるため、補正用信号の精度をさらに向上させることができる。
【００４４】
（第５の実施の形態）
第１から第４の実施の形態では、画像用信号と補正用信号とを同一心拍内に取得するために、第１の実施の形態では核磁化回復加速シーケンス１を行う手法を、第２の実施の形態では補正用信号の数を低減する手法を、第３の実施の形態では、撮像シーケンスとリファレンスシーケンスのスライスを異ならせる手法を、第４の実施の形態では、リファレンスシーケンスを実行するスライスの核磁化をＩＲパルスで反転させない手法を用いた。これら４つの手法を、組み合わせて用いることも可能である。
【００４５】
図１０に示したパルスシーケンスは、第１の実施の形態と第２の実施の形態を組み合わせたパルスシーケンスである。ＩＲシーケンス１０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２を実行し、スライス１から画像用信号を３２個取得する。この後、核磁化回復シーケンス１を実行し、リファレンスシーケンス１０３を実行し、補正用信号を１６個取得する。これにより、撮像シーケンス１０２により生じた核磁化の乱れの影響が補正用信号に及ぶのを防止し、かつ、補正用信号を短時間で取得できるという効果が得られる。
【００４６】
なお、図１０のシーケンスでは、撮像シーケンスとリファレンスシーケンスが、二次元スライス１から信号を取得する例を示しているが、両シーケンスが三次元ボリュームを対象とした信号取得シーケンスの場合であっても、図１１のシーケンスを用いることが可能である。
【００４７】
図１１に示したパルスシーケンスは、第１、第２および第３の実施の形態の手法を組み合わせた例である。第１心拍において、ＩＲシーケンス１０１を実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮影シーケンス１０２を実行し、スライス１から画像用信号を３２個取得する。この後、核磁化回復シーケンス１を実行し、続けてリファレンスシーケンス１０３を実行し、スライス２から補正用信号を１６個取得する。第２心拍において、ＩＲシーケンス２０１実行後、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０２を実行し、スライス２から画像用信号を３２個取得する。核磁化回復シーケンス１を実行した後、リファレンスシーケンス２０３を実行し、スライス１から補正用信号を１６個取得する。補正用信号の補間および画像信号の補正方法については、第１〜第３の実施の形態と同様にする。
【００４８】
なお、図１１のパルスシーケンスにおいて、核磁化回復加速シーケンス１を行わない構成にすることも可能である。また、図１１のパルスシーケンスでは、補正信号を取得するスライスの順番を図６のパルスシーケンスと同様にした例を示しているが、図５のパルスシーケンスの順番にすることも可能である。
【００４９】
図１２に示したパルスシーケンスは、第１、第２および第４の実施の形態を組み合わせたパルスシーケンスである。第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１により核磁化反転パルスをスライス２以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２を実行し、スライス１から画像用信号を３２個取得する。核磁化回復シーケンス１を実行した後、リファレンスシーケンス１０３を実行し、スライス２から補正用信号を１６個取得する。第２心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１により核磁化反転パルスをスライス１以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０１を実行し、スライス２から画像用信号を３２個取得する。核磁化回復シーケンス１を実行した後、リファレンスシーケンス２０３を実行し、スライス１から補正用信号を１６個取得する。補正用信号の補間および画像信号の補正方法については、第１〜第４の実施の形態と同様にする。
【００５０】
なお、図１２のパルスシーケンスにおいて、核磁化回復加速シーケンス１を行わない構成にすることも可能である。また、図１２のパルスシーケンスでは、補正信号を取得するスライスの順番を図７のパルスシーケンスと同様にした例を示しているが、図８のパルスシーケンスの順番にすることも可能である。
【００５１】
（第６の実施の形態）
上述の第１〜第５の実施の形態では、ＰＳＩＲ法の撮像時間の短縮の効果が得られるパルスシーケンスについて示したが、第６の実施の形態では撮像時間短縮は目的とせず、補正用信号の高精度化を目的としている。従来のＰＳＩＲシーケンスでは図１４に示したように、２心拍に１度リファレンスシーケンスを実行し、このリファレンスシーケンスを実行する心拍ではＩＲパルスを印加しないことにより、補正用信号に与えるＩＲパルスの影響を低減している。しかしながら、近年、実用化されつつある静磁場強度が３Ｔ以上の高静磁場ＭＲＩ装置では、検査対象９２の緩和時間Ｔ１が延長されるため、２心拍に一度リファレンスシーケンスを実行する従来のＰＳＩＲシーケンスであっても、ＩＲパルスの影響が大きく残存し、補正用信号の精度が低下する傾向にある。そこで、第６の実施の形態では、第３の実施の形態で説明した手法と第４の実施の形態で説明した手法を、従来の図１４のシーケンスに適用することにより、補正用信号の精度を向上させる。
【００５２】
図１３にそのパルスシーケンスを示したように、１心拍ごとに交互に撮像シーケンスとリファレンスシーケンスを実行するパルシーケンスにおいて、リファレンスシーケンスを実行したスライスについて、次の心拍で撮像シーケンスを実行するようにスライスを選択し、かつ、バンドパスＩＲシーケンスによりリファレンスシーケンスを実行するスライスは核磁化を反転させないようにする。
【００５３】
具体的には例えば、第１心拍において、バンドパスＩＲシーケンス１７１を実行することにより核磁化反転パルスをスライス１以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス１０２を実行し、スライス３から画像用信号を取得する。第２心拍においては、リファレンスシーケンス１０３を実行し、スライス１から補正用信号を取得する。第３心拍において、バンドパスＩＲシーケンス２７１により核磁化反転パルスをスライス３以外のスライスに印加し、所定の待ち時間ＴＩ経過後に撮像シーケンス２０２を実行し、スライス１から画像用信号を取得する。第４心拍において、リファレンスシーケンス２０３を実行し、スライス３から補正用信号を取得する。第５心拍以後のスライス面は、第５心拍は第１心拍と同様、第６心拍は第２心拍と同様とし、以後、同様のスライス対応関係により計測を継続する。取得した補正用信号を用いて、同一スライスについて撮像シーケンスで取得した画像用信号をそれぞれ補正する。
【００５４】
このように、バンドパスＩＲシーケンスを用いながら、リファレンスシーケンスを実行したスライスについて、次の心拍で撮像シーケンスを実行するようにスライス選択を行うことにより、ＩＲパルスの影響がリファレンスシーケンスに及ばない。よって、高精度の補正用信号を取得できるため、ＲＦコイル１０４の位相歪みを精度よく除去することが可能になる。
【００５５】
なお、図１３のパルスシーケンスにおいて、撮像シーケンスの後に核磁化回復加速シーケンス１を実行することも可能である。また、リファレンスシーケンスで取得する補正信号数を第２の実施の形態のように撮像シーケンスで取得する画像信号数よりも少なくし、補間により同数にすることも可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５６】
【図１】本発明の実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】第１の実施の形態のＭＲＩ装置で実行するパルスシーケンスを示す説明図。
【図３】図２のパルスシーケンスで行う撮像シーケンス１０２と核磁化回復加速シーケンス１の具体的なシーケンス例を示す説明図。
【図４】第２の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、補正信号数を低減したパルスシーケンスを示す説明図。
【図５】第３の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、スライス選択をするパルスシーケンスを示す説明図。
【図６】第３の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、スライス選択をするパルスシーケンスの別の例を示す説明図。
【図７】第４の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、バンドパスＩＲシーケンス１７１を用いるパルスシーケンスを示す説明図。
【図８】第４の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、バンドパスＩＲシーケンス１７１を用いるパルスシーケンスの別の例を示す説明図。
【図９】（ａ）および（ｂ）は、図７および図８で用いるバンドパスＩＲシーケンスの一例を示す説明図。
【図１０】第５の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、核磁化回復加速シーケンスと補正信号数低減とを組み合わせたパルスシーケンスを示す説明図。
【図１１】第５の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、核磁化回復加速シーケンスと補正信号数低減とスライス選択とを組み合わせたパルスシーケンスを示す説明図。
【図１２】第５の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、核磁化回復加速シーケンスと補正信号数低減とバンドパスＩＲシーケンスとを組み合わせたパルスシーケンスを示す説明図。
【図１３】第６の実施の形態のＭＲＩ装置で実行する、リファレンスシーケンスと撮像シーケンスを別心拍に行いながらバンドパスＩＲシーケンスにより補正信号の高精度化するパルスシーケンスを示す説明図。
【図１４】従来技術のＰＳＩＲ法によるパルスシーケンスを示す説明図。
【符号の説明】
【００５７】
１・・・核磁化回復加速シーケンス、９１・・・静磁場発生装置、９２・・・検査対象、９３・・・ベッド、１０１・・・ＩＲシーケンス、１０２・・・撮像シーケンス、１０３・・・リファレンスシーケンス、１０４・・・高周波磁場コイル（ＲＦコイル）、１０５・・・Ｘ方向傾斜磁場コイル、１０６・・・Ｙ方向傾斜磁場コイル、１０７・・・Ｚ方向傾斜磁場コイル、１０８・・・高周波磁場電源、１０９・・・Ｘ方向傾斜磁場コイル、１１０・・・Ｙ方向傾斜磁場コイル、１１１・・・Ｚ方向傾斜磁場コイル、１１２・・・発振器、１１３・・・変調装置、１１４・・・増幅器、１１５・・・受信器、１１６・・・制御装置、１１７・・・記憶媒体、１１８・・・計算機、１１９・・・ディスプレイ、１２０・・・心電計、１２１・・・入力部、１７１、２７１・・・バンドパスＩＲシーケンス。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記撮像空間に所定の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記撮像空間に配置された検査対象に高周波磁場を照射し、前記検査対象が発した磁気共鳴信号を受信する高周波磁場コイルと、前記傾斜磁場発生部と高周波磁場コイルとを制御することにより所定のパルスシーケンスを実行する制御部とを含み、
前記制御部は、前記パルスシーケンスとして、核磁化を反転させる高周波磁場を照射する核磁化反転シーケンスと、画像用磁気共鳴信号を取得する撮像シーケンスと、前記高周波磁場コイルの位相歪み情報を含む補正用磁気共鳴信号を取得する補正用シーケンスとを、前記検査対象の一心拍中に実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像シーケンスが核磁化に与える影響が前記補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止するために、前記制御部は、前記撮像シーケンスと補正用シーケンスとの間に核磁化の回復を加速させるシーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部が実行する前記核磁化回復加速シーケンスは、前記撮像シーケンスで照射された高周波磁場による核磁化の回転を打ち消すための高周波磁場の照射と、核磁化の位相を均一に分散させるための傾斜磁場の印加とを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像シーケンスが核磁化に与える影響が前記補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止するために、前記制御部は、同一心拍中に実行される前記撮像シーケンスと前記補正用シーケンスとが、別々の領域からそれぞれ前記画像用磁気共鳴信号と前記補正用磁気共鳴信号を取得するように制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得する領域は、次の心拍において前記撮像シーケンスが前記画像用磁気共鳴信号を取得する領域であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、連続した２心拍のうち、最初の心拍において、第１領域から前記撮像シーケンスが前記画像用磁気共鳴信号を取得し、第２領域から前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得し、２番目の心拍において、第２領域から前記撮像シーケンスが前記画像用磁気共鳴信号を取得し、第１領域から前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得するように制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項４、５および６のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記核磁化反転シーケンスは、前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得する領域については、核磁気を反転させないことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項１ないし７のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記補正用シーケンスで取得する補正用磁気共鳴信号の数を、前記撮像シーケンスで取得される画像用磁気共鳴信号の数よりも少なくすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記撮像空間に所定の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記撮像空間に配置された検査対象に高周波磁場を照射し、前記検査対象が発した磁気共鳴信号を受信する高周波磁場コイルと、前記傾斜磁場発生部と高周波磁場コイルとを制御することにより所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを含み、
前記制御部は、前記パルスシーケンスとして、所定領域について前記高周波磁場コイルの位相歪み情報を含む補正用磁気共鳴信号を取得する補正用シーケンス、当該所定領域の核磁化を反転させる高周波磁場を照射する核磁化反転シーケンス、当該所定領域について画像用磁気共鳴信号を取得する撮像シーケンスをこの順番で実行させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記パルスシーケンスを繰り返し実行させ、前記核磁化反転シーケンスは、次のパルスシーケンスで補正用磁気共鳴信号を取得する領域については核磁気を反転させないことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項９または１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、１つの前記パルスシーケンスを連続する２心拍で実行し、第１心拍で前記補正用シーケンス、第２心拍で前記核磁化反転シーケンスと撮像シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記撮像空間に所定の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記撮像空間に配置された検査対象に高周波磁場を照射し、前記検査対象が発した磁気共鳴信号を受信する高周波磁場コイルと、前記傾斜磁場発生部と高周波磁場コイルとを制御することにより所定のパルスシーケンスを実行する制御部とを含み、
前記制御部は、前記パルスシーケンスとして、核磁化を反転させる高周波磁場を照射する核磁化反転シーケンスと、画像用磁気共鳴信号を取得する撮像シーケンスと、前記高周波磁場コイルの位相歪み情報を含む補正用磁気共鳴信号を取得する補正用シーケンスとを、前記検査対象の一心拍中に実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像シーケンスが核磁化に与える影響が前記補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止するために、前記制御部は、前記撮像シーケンスと補正用シーケンスとの間に核磁化の回復を加速させるシーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部が実行する前記核磁化回復加速シーケンスは、前記撮像シーケンスで照射された高周波磁場による核磁化の回転を打ち消すための高周波磁場の照射と、核磁化の位相を均一に分散させるための傾斜磁場の印加とを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像シーケンスが核磁化に与える影響が前記補正用磁気共鳴信号に及ぶのを防止するために、前記制御部は、同一心拍中に実行される前記撮像シーケンスと前記補正用シーケンスとが、別々の領域からそれぞれ前記画像用磁気共鳴信号と前記補正用磁気共鳴信号を取得するように制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得する領域は、次の心拍において前記撮像シーケンスが前記画像用磁気共鳴信号を取得する領域であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、連続した２心拍のうち、最初の心拍において、第１領域から前記撮像シーケンスが前記画像用磁気共鳴信号を取得し、第２領域から前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得し、２番目の心拍において、第２領域から前記撮像シーケンスが前記画像用磁気共鳴信号を取得し、第１領域から前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得するように制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項４、５および６のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記核磁化反転シーケンスは、前記補正用シーケンスが前記補正用磁気共鳴信号を取得する領域については、核磁気を反転させないことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項１ないし７のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記補正用シーケンスで取得する補正用磁気共鳴信号の数を、前記撮像シーケンスで取得される画像用磁気共鳴信号の数よりも少なくすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記撮像空間に所定の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記撮像空間に配置された検査対象に高周波磁場を照射し、前記検査対象が発した磁気共鳴信号を受信する高周波磁場コイルと、前記傾斜磁場発生部と高周波磁場コイルとを制御することにより所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを含み、
前記制御部は、前記パルスシーケンスとして、所定領域について前記高周波磁場コイルの位相歪み情報を含む補正用磁気共鳴信号を取得する補正用シーケンス、当該所定領域の核磁化を反転させる高周波磁場を照射する核磁化反転シーケンス、当該所定領域について画像用磁気共鳴信号を取得する撮像シーケンスをこの順番で実行させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記パルスシーケンスを繰り返し実行させ、前記核磁化反転シーケンスは、次のパルスシーケンスで補正用磁気共鳴信号を取得する領域については核磁気を反転させないことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項９または１０に記載の磁気共鳴イメージング装置において、１つの前記パルスシーケンスを連続する２心拍で実行し、第１心拍で前記補正用シーケンス、第２心拍で前記核磁化反転シーケンスと撮像シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【公開番号】特開２００６−８１７０４（Ｐ２００６−８１７０４Ａ）
【公開日】平成１８年３月３０日（２００６．３．３０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００４−２６９２３３（Ｐ２００４−２６９２３３）
【出願日】平成１６年９月１６日（２００４．９．１６）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年３月３０日（２００６．３．３０）
【国際特許分類】
【出願日】平成１６年９月１６日（２００４．９．１６）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
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