特開 2023-21768 磁気共鳴イメージング装置およびその制御方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2023021768

(43)【公開日】2023-02-14

(54)【発明の名称】磁気共鳴イメージング装置およびその制御方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20230207BHJP

   G01R 33/54 20060101ALI20230207BHJP

   G01N 24/08 20060101ALI20230207BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 376

A61B5/055 312

A61B5/055 380

G01R33/54

G01N24/08 510D

【審査請求】未請求

【請求項の数】11

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2021126839

(22)【出願日】2021-08-02

(71)【出願人】

【識別番号】320011683

【氏名又は名称】富士フイルムヘルスケア株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】110000888

【氏名又は名称】弁理士法人山王坂特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】伊藤 公輔

(72)【発明者】

【氏名】瀧澤 将宏

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AA01

4C096AB11

4C096AD06

4C096AD12

4C096AD14

4C096AD24

4C096BA05

4C096BA15

4C096BA25

4C096BA41

4C096BB03

4C096CC06

4C096DA30

4C096DC33

(57)【要約】

【課題】スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合にもＦＩＤ信号に起因するアーチファクトの発生を抑制する。
【解決手段】核スピンを励起する励起ＲＦパルスの印加及び励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスの印加を含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、励起ＲＦパルス印加後に、反転ＲＦパルスの印加を２回行い且つ２回の反転ＲＦパルス毎に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコードされた２組の核磁気共鳴信号をそれぞれ収集するパルスシーケンスを用いて撮像を行う。２組の核磁気共鳴信号間の差分により、ＦＩＤを除くスピンエコーのみの画像を得る。
【選択図】図５

【特許請求の範囲】

【請求項1】

静磁場を発生する静磁場発生磁石と、静磁場空間に置かれた被検体にＲＦパルスを照射する高周波送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記核磁気共鳴信号をエンコードする傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記高周波送信部、前記受信部及び前記傾斜磁場発生部を動作させるパルスシーケンスを制御する制御部と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像を生成する演算部と、を備え、
前記制御部は、核スピンを励起する励起ＲＦパルスの印加及び励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスの印加を含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、前記パルスシーケンスとして、前記励起ＲＦパルス印加後に、前記反転ＲＦパルスの印加を２回行い且つ前記２回の反転ＲＦパルス毎に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコードされた２組の核磁気共鳴信号をそれぞれ収集するパルスシーケンスを用い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であって、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号を複素差分し、差分後のデータを用いて画像再構成を行う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であって、
前記パルスシーケンスは、エンコード数によって決まる計測マトリクスサイズが、画像のマトリクスサイズよりも小さいパラレルイメージング法のパルスシーケンスであり、
前記演算部は、前記差分後のデータに対し、パラレルイメージング演算を行って画像を再構成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4】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号から、それぞれ、画像を再構成し、再構成された２組の画像間の複素差分によって、前記核磁気共鳴信号のうちスピンエコーのみで再構成された画像を生成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であって、
前記パルスシーケンスは、エンコード数によって決まる計測マトリクスサイズが、画像のマトリクスサイズよりも小さいパラレルイメージング法のパルスシーケンスであり、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号のそれぞれについて、パラレルイメージング演算を行って画像を再構成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6】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、前記パルスシーケンスを繰り返し時間ＴＲで繰り返し、同一繰り返し時間内の２回の反転ＲＦパルスの位相は同じであり、且つ繰り返し時間毎に当該位相を変化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7】

請求項１に記載の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、２回目の反転ＲＦパルスの印加前に、スピンを拡散させるクラッシャ傾斜磁場の印加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8】

請求項１に記載の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、励起ＲＦパルスの印加及び２回の反転ＲＦパルスの印加と同時に前記被検体の断面を選択するスライス選択傾斜磁場パルスの印加を含み、
２回目の反転ＲＦパルスの印加時に前記スライス選択傾斜磁場パルスで選択される断面は、励起ＲＦパルス及び１回目の反転ＲＦパルスの印加時に選択される断面とは異なる断面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9】

請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号として、断面が同じである核磁気共鳴信号の組み合わせを用いて画像を生成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10】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、撮像条件またはユーザ指定を受け付ける受付部を有し、前記受付部が受け付けた撮像条件またはユーザ指定に応じて、前記２組の核磁気共鳴信号を発生させる断面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。

【請求項11】

核スピンを励起する励起ＲＦパルスの印加及び励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスの印加を含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、前記パルスシーケンスとして、前記励起ＲＦパルス印加後に、前記反転ＲＦパルスの印加を２回行い且つ前記２回の反転ＲＦパルス毎に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコードされた２組の核磁気共鳴信号をそれぞれ収集するパルスシーケンスを用いて、磁気共鳴撮像装置の動作を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。

【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装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）に関し、特にＦＩＤ（自由誘導減衰）信号に起因するアーチファクトが低減された画像を取得する技術に関する。

【背景技術】

【0002】

ＭＲＩ装置の典型的な撮像方法としてスピンエコー系のパルスシーケンスがある。スピンエコー系パルスシーケンスでは、励起用ＲＦパルス（９０度パルス）を印加した後、反転ＲＦパルス（１８０度パルス）を印加してスピンを拡散させ、再度収束したスピンからのＮＭＲ信号をエコー信号として収集する。このようなスピンエコー系パルスシーケンスでは、９０度パルスで励起されたスピンからのエコー信号とは別に１８０度パルスによってもスピンは励起され、その自由誘導減衰によって生じる信号（ＦＩＤ信号）が生成している。スピンエコー信号は、９０度パルス印加後に印加される位相エンコード傾斜磁場によりエンコードされているが、ＦＩＤ信号はエンコードされていない信号であるため、ゼロエンコードの信号としてスピンエコーに重畳して収集される。このためスピンエコー系シーケンスで得たｋ空間データを再構成した画像には、画像の中心に周波数エンコード方向と平行なジッパー状アーチファクト（ＦＩＤ信号に起因するアーチファクト：以下、ＦＩＤアーチファクトという）が現われる。

【0003】

スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像では、通常、このＦＩＤアーチファクトを除去するために、１８０度パルスの位相をシーケンスの繰り返し毎に反転させて印加する。これによりＦＩＤアーチファクトを画像の両側に移動させることができる（例えば非特許文献１）。

【先行技術文献】

【非特許文献】

【0004】

【非特許文献1】Ｍｉｃｈａｅｌ Ｎ． Ｈｏｆｆ 他 「Ａｒｔｉｆａｃｔｓ ｉｎ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｃａｐｔｅｒ ９， ｐｐ１６５－１９０，Ｉｍａｇｅ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ，Ｎｅｃｋ， ａｎｄ ｔｈｅ Ｂｒａｉｎ，ＲｅｓｅａｒｃｈＧａｔｅ（２０１６）

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0005】

ＭＲＩの高速撮像法として、計測データ数を減らして計測を行い、再構成時に受信コイルの感度分布情報を利用して未計測データを推定して、計測データを減らしたことで画像に発生する折り返しを展開し、画像を再構成する手法（パラレルイメージング）が一般的になっている。このパラレルイメージングをスピンエコー系パルスシーケンスに適用すると、上述した従来のＦＩＤアーチファクト回避技術が機能しないという問題がある。これは、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合、折り返しを展開する前の画像で、画像の両側にＦＩＤアーチファクトをずらしたとしても、これを展開した後の画像では、画像の端部ではなく、被検体画像と重複する位置にＦＩＤアーチファクトが現われるためである。しかも倍速数を高くするほどＦＩＤアーチファクトが多くなるため、倍速数を高くして計測時間の短縮化を図ることが困難であった。

【0006】

本発明は、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合にもアーチファクトが除去された画像を取得することが可能なＭＲＩ装置を提供することを課題とする。

【課題を解決するための手段】

【0007】

上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを含むスピンエコー系のパルスシーケンスに、追加的な反転ＲＦパルスを加え、この反転ＲＦパルスにより生じるＦＩＤ信号を計測する。この際、最初の反転ＲＦパルスによる生じるＦＩＤ信号が混入したスピンエコーと、追加の反転ＲＦパルスによるＦＩＤ信号とを位相エンコードする。これによりｋ空間データ間或いは再構成画像間の差分演算により、ＦＩＤの影響を排除したスピンエコーのみの画像を得る。

【0008】

すなわち本発明のＭＲＩ装置は、静磁場を発生する静磁場発生磁石と、静磁場空間に置かれた被検体にＲＦパルスを照射する高周波送信部と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部と、核磁気共鳴信号をエンコードする傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、高周波送信部、受信部及び傾斜磁場発生部を動作させるパルスシーケンスを制御する制御部と、核磁気共鳴信号を用いて画像を生成する演算部と、を備える。制御部は、励起ＲＦパルス及び反転ＲＦパルスを含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、パルスシーケンスとして、励起ＲＦパルス印加後に、反転ＲＦパルスの印加を２回行い且つ２回の反転ＲＦパルス毎に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコードされた２組の核磁気共鳴信号をそれぞれ収集するパルスシーケンスを用いる。

【発明の効果】

【0009】

本発明によれば、反転ＲＦパルスを追加し、各反転ＲＦパルス後に位相エンコードされたエコー信号を収集することで、スピンエコーにＦＩＤ信号が含まれるデータとＦＩＤ信号のみからなるデータとが得られ、これらデータ間の差分によりＦＩＤ成分を除いたスピンエコーのみのデータが得られる。これによりＦＩＤ信号に起因するアーチファクトの発生を抑制できる。

【0010】

また差分後のデータには、ＦＩＤ成分が含まれないので、パラレルイメージングによって空間的に重複する信号が含まれるデータであっても、また倍速率によってＦＩＤの位置が変化するデータであっても、ＦＩＤ成分を分離する必要がなく、通常のパラレルイメージング演算によりＦＩＤに起因するアーチファクトのない画像再構成が可能となる。

【0011】

本発明によればＦＩＤ成分を含まないデータが得られるので、スピンエコー系パルスシーケンスを用いる撮像であれば、パラレルイメージング以外の全ての撮像に適用できる。

【図面の簡単な説明】

【0012】

【図1】ＭＲＩ装置の全体概要を示す機能ブロック図。

【図2】図１のＭＲＩ装置の撮像部の詳細を示す図。

【図3】実施形態１の撮像の流れを示す図。

【図4】典型的なスピンエコー系シーケンスを示す図。

【図5】実施形態１のパルスシーケンスを図。

【図6】差分処理を説明する図。

【図7】（Ａ）、（Ｂ）は、それぞれ、実施形態２のスライス選択の例を示す図。

【発明を実施するための形態】

【0013】

以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を、図面を参照して説明する。

【0014】

ＭＲＩ装置１は、図１に示すように、主な構成として、静磁場発生部１１、高周波送信部１３、受信部１４及び傾斜磁場発生部１２を含む撮像部１０と、撮像部１０を所定のパルスシーケンスに従って制御する制御部３０と、撮像部１０が収集したエコー信号を用いて画像再構成する演算部２０とを備える。

【0015】

撮像部１０は、静磁場発生部１１と、傾斜磁場発生部１２と、送信部１３と、受信部１４と、信号処理部１５とを備えている。さらに図１には示していないが、これらを一定の手順（パルスシーケンス）で動作させるシーケンサを備えている。撮像部１０の詳細を、図２を用いて説明する。

【0016】

静磁場発生部１１は、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磁石（不図示）からなる。静磁場発生磁石が発生する静磁場の方向により垂直磁場方式と水平磁場方式など異なる方式があり、垂直磁場方式では、被検体２の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式では、体軸方向に均一な静磁場を発生させる。

【0017】

傾斜磁場発生部１２は、ＭＲＩ装置の座標系（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１２１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１２２とから成り、シ－ケンサ１６からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１２２を駆動することにより、静磁場に対し、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。

【0018】

送信部１３は、被検体２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２に高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射するもので、高周波発振器１３１、変調器１３２、高周波増幅器１３３及び送信側の高周波コイル（送信コイル）１３４を備えている。高周波発振器１３１から出力されたＲＦパルスをシーケンサ１６からの指令によるタイミングで変調器１３２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１３３で増幅した後に被検体２に近接して配置された送信コイル１３４に供給することにより、ＲＦパルスが被検体２に照射される。

【0019】

ＲＦパルスの強度と位相は、変調器１３２により制御され、強度の異なる９０度パルスや１８０度パルスを出力することができ、またそれら位相を制御することができる。

【0020】

受信部１４は、被検体２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）１４１、信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４を備えている。送信コイル１３４から照射された電磁波によって誘起された被検体２の応答のＮＭＲ信号が被検体２に近接して配置された受信コイル１４１で検出され、信号増幅器１４２で増幅された後、シーケンサ１６からの指令によるタイミングで直交位相検波器１４３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１４４でディジタル量に変換されて、信号処理部１５に送られる。受信コイル１４１として、複数のサブコイルを組み合わせたコイルを用いる場合は、サブコイルのそれぞれが信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４に接続されており、信号処理部１５は、サブコイル毎に信号を収集する。

【0021】

信号処理部１５は、ＲＯＭやＲＡＭなどの記憶装置１５０、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置１５１、ディスプレイ１５２、トラックボール、マウス、キーボード等の入力デバイスからなる操作部１５３を備えている。信号処理部１５は信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体２の断層画像をディスプレイ１５２に表示すると共に、外部記憶装置１５１の磁気ディスク等に記録する。操作部１５３はディスプレイ１５２に近接して配置され、操作者がディスプレイ１５２を見ながら操作部１５３を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

【0022】

図２に示す例では、ＭＲＩ装置は、さらに、ＣＰＵ及びメモリを備えた計算機５０を備え、計算機５０は、上述の信号処理部１５の機能の一部と、図１に示すように、演算部２０及び制御部３０の機能とを実現する。

【0023】

制御部３０は、装置全体の制御を行う機能に加えて、操作部１５３を介して入力された撮像条件などを受け付ける受付部３１、撮像に用いるパルスシーケンスをシーケンサ１６に設定し、シーケンサ１６を介して撮像を制御する撮像制御部３２、撮像を画像やＧＵＩをディスプレイに表示させる制御を行う表示制御部（不図示）などを含む。演算部２０は、受信部１４が収集した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する画像再構成部２１、及びデータ間の差分などの演算を行う差分算出部２２などを含む。これらの機能の詳細は後述する。

【0024】

演算部２０の機能の一部又は全部は信号処理部１５に含まれ、記憶装置に格納された所定のプログラムをＣＰＵが読み込むことで実行される。計算機５０が行う機能の一部はＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）などのハードウェアで実現することも可能である。

【0025】

シーケンサ１６は、上述したＲＦパルスと傾斜磁場パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、制御部３０の制御のもとで動作し、被検体２の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を高周波送信部１３、傾斜磁場発生部１２、および受信部１４に送る。

【0026】

パルスシーケンスは、撮像方法によって種々のパルスシーケンスがあり、予め記憶装置１５０（１５１）内に格納されており、ユーザが操作部１５３を介して所望のパルスシーケンスを選択するとともにエコー時間（ＴＥ）や繰り返し時間（ＴＲ）、撮像視野（ＦＯＶ）、パラレルイメージングの際の倍速率などの撮像パラメータを設定することにより撮像シーケンスが確定する。本実施形態ではシーケンサ１６は、スピンエコー系のパルスシーケンスを実行する。

【0027】

次に本実施形態のＭＲＩ装置の動作、主として制御部３０による撮像制御及び演算部２０による画像生成の実施形態を説明する。

【0028】

＜実施形態１＞
本実施形態では、通常のスピンエコー系のパルスシーケンスに変更を加えたパルスシーケンスを実行し、画像再構成時に反転ＲＦパルスに起因するＦＩＤ信号を除去する処理を行う。

【0029】

以下、図３を参照して、本実施形態のＭＲＩ装置の動作を説明する。

【0030】

まず制御部３０は、受付部３１がパルスシーケンスや撮像パラメータなどの撮像条件を受け付け（Ｓ301）、撮像がスピンエコー系のパルスシーケンスである場合には、撮像パラメータをもとにパルスシーケンスを計算し、シーケンサ１６に設定する（Ｓ302）。また撮像パラメータがパラレルイメージングの倍速率を含む場合には、倍速率に応じた計測マトリクスサイズが設定される。

【0031】

本実施形態で用いるパルスシーケンスは、２つの反転ＲＦパルスを用いること、反転ＲＦパルス後に収集するエコー信号に、それぞれ、位相エンコードが付与されることが特徴である。本実施形態のパルスシーケンスと従来のパルスシーケンスとの違いを説明するために、まず簡単に従来のスピンエコー系パルスシーケンスについて説明する。

【0032】

典型的なスピンエコー系パルスシーケンス400は、図４に示すように、被検体２の所定の断面を選択するためのスライス傾斜磁場421とともに励起ＲＦパルス（90度パルスともいう）411を印加し所定断面内のスピンを励起する。ついで位相エンコード傾斜磁場431を印加し、エコー時間の１／２（ＴＥ／２）で反転ＲＦパルス（180度パルスともいう）412をスライス傾斜磁場422とともに印加する（傾斜磁場420はスピンの位相を戻す傾斜磁場である）。これによりエコー時間においてピークとなるエコー信号（ＮＭＲ信号）451が発生する。このエコー信号を、周波数エンコード傾斜磁場441を印加しながら所定のサンプリング時間収集する。所定の繰り返し時間ＴＲ経過後、上述したスピンの励起からエコー信号の収集までを、位相エンコード傾斜磁場431の強度を変化させながら繰り返し、設定された位相エンコード数のエコー信号を収集する。この際、図中点線で示すように、反転ＲＦパルス412によりＦＩＤ信号461が発生し、スピンエコー451に混入する。これが画像にＦＩＤアーチファクトを生じさせる。

【0033】

本実施形態のスピンエコー系のパルスシーケンスは、このようなＦＩＤ信号461をスピンエコーとともに位相エコードされた信号として発生させて、画像再構成時に画像から除去可能にする。

【0034】

図５に本実施形態で採用するスピンエコー系のパルスシーケンス500の一例を示す。図４に示すパルスシーケンス400と同じ要素は同じ符号で示す。
図５に示すように、このパルスシーケンス500では、位相エンコード傾斜磁場531を反転ＲＦパルス412の後で印加する。つまり図４のパルスシーケンス400では、励起ＲＦ411印加後、反転ＲＦパルス412印加前に印加していた位相エンコード傾斜磁場431を、反転ＲＦパルス412の後に変更している。これにより、反転ＲＦパルス412によりＴＥ後に発生するスピンエコーと、反転ＲＦパルス412のＦＩＤとがともに位相エンコードされ、一つのエコー信号551として収集される。

【0035】

この位相エンコード傾斜磁場531の印加タイミングの変更に伴い、位相エンコード方向以外のスピンの回転の影響をなくすため、位相エンコード軸Ｇｐ以外の軸Ｇｓ、Ｇｒに一対のクラッシャ傾斜磁場523、543を追加する。その後、読み出し傾斜磁場441を印加してエコー信号551を収集することは図４のパルスシーケンス400と同様であるが、上述のとおり、このエコー信号551には、図４に示したＦＩＤ461が位相エンコードされて計測される。

【0036】

さらにパルスシーケンス500は、エコー信号451計測後に２回目の反転ＲＦパルス512を印加する。２回目のＲＦパルス512の印加位相は、１回目のＲＦパルス412の印加位相と同じとする。また、２回目の反転ＲＦパルス印加に際しても、１回目と同様に位相エンコード軸Ｇｐ以外の軸Ｇｓ、Ｇｒに一対のクラッシャ傾斜磁場524、544を追加し、これによりスピンエコーが発生しないようにする。次いで、位相エンコード傾斜磁場532を印加した後、読み出し傾斜磁場542を印加し、エコー信号552を収集する。このエコー信号は、ＲＦ励起パルス411により励起されたスピンからのスピンエコーは含まず、2回目の反転ＲＦパルス512によりスピンが発生するＦＩＤであり、且つ位相エンコードされた信号である。最後にクラッシャ傾斜磁場525、535を印加し、スピンを元の状態に戻す。なお図５では、スライス軸Ｇｓと位相エンコード軸Ｇｐにクラッシャ傾斜磁場を印加しているが、３軸に印加してもよい。

【0037】

以上のシーケンスをＴＲで繰り返し、予め設定された計測マトリクスに相当する数の信号551、552を収集する。ＴＲの繰り返し毎に、２つのＲＦ反転パルスの位相を０、πと交互に変化させてもよいことは、従来のスピンエコー系パルスシーケンスと同様である。

【0038】

このパルスシーケンス500は、２回目の反転ＲＦパルスでは発生するエコー信号552がスピンエコーとして発生するものではない点、反転ＲＦパルスにより発生するＦＩＤ信号が位相エンコードされる点、及び反転ＲＦパルスは２回に限られる点で、従来の、複数の反転ＲＦパルスを連続して繰り返し印加し複数のスピンエコーを計測する高速スピンＦＳＥとは全く異なるパルスシーケンスである。

【0039】

なお図５では位相エンコード傾斜磁場531、532を一軸方向（Ｇｐ）に印加する２次元撮像シーケンスを示したが、二軸方向に印加する３次元撮像シーケンスでもよい。

【0040】

シーケンサ１６は、このようなパルスシーケンス500に従って撮像部１０を制御し、それにより受信部１４が２組の信号551、552を収集し、それぞれｋ空間データとする（図３：S303）。受信コイルが複数チャンネルの受信コイルの場合にはチャンネル毎に２組のｋ空間データが得られる。演算部２０は、各ｋ空間データを用いて画像再構成を行う（S304）。

【0041】

演算部２０における処理は、画像再構成処理（画像再構成部２１の処理）と差分処理（差分算出部２２の処理）とを含む。差分処理は計測空間での処理すなわち画像再構成前の処理、画像空間での処理（画像再構成後の差分）のいずれでもよく、それによって順番が異なる。

【0042】

計測空間で差分を行う場合には、図３にS3041、S3042で示すように、２組のｋ空間データ（複素データ）即ち１回目の反転ＲＦパルス後に収集した信号451のｋ空間データから、２回目の反転ＲＦパルス後に収集した信号452のｋ空間データを差し引く（S3041）。

【0043】

パラレルイメージングの場合、各ｋ空間データは空間的に分離されていない信号を含んでいるが、スピンエコーと同様に位相エンコードされたＦＩＤ信号は、２組のデータにおいて同様の分布で配置されているので、両者を差分することでＦＩＤ信号の成分を除去したデータ、即ちスピンエコーのみのｋ空間データが得られる。

【0044】

差分後のｋ空間データは、通常の画像再構成方法と同様に、例えば高速フーリエ変換を行って画像を生成する。またPI法の場合には、予め求めて置いた各受信コイル（受信コイルを構成するチャンネルに相当）の感度分布情報を用いて、パラレルイメージング演算により折り返しのない画像を得る（S3042）。パラレルイメージング演算は、SENSE法、GRAPPA法などの手法が知られておりここでは説明を省略する。また圧縮センシング等のL1ノルム最小化を含む画像再構成方法を適用してもよい。

【0045】

一方、差分を画像空間で行う場合には、図３にS3043、S3044で示すように、まず２組のｋ空間データを、それぞれ、再構成し画像データとする（S3043）。画像再構成の手法は、ステップS3042と同様である。得られた画像データを複素差分する。すなわち、１回目の信号551を用いて再構成した画像から、２回目の信号552を用いて再構成した画像を引き、ＦＩＤ信号によって生じるアーチファクトを除去した画像を得る（S3044）。

【0046】

図６に、S3043、S3044の手法で得た画像を示す。図６中、左側が１回目の信号から作成した画像（スピンエコーとＦＩＤを含む）、中央が２回目の信号から作成した画像、左側が差分した画像である。中央の画像は両側の画像よりも信号強度がかなり低いものの、わずかながらＦＩＤの画像が認められ、この画像を差し引くことでスピンエコーのみの画像が得られることがわかる。

【0047】

以上、説明したように、本実施形態によれば、スピンエコー系のパルスシーケンスとして、ＦＩＤ信号をエコー信号と共に位相エンコードするとともに、２回目の反転ＲＦパルスを追加することによって、同様に位相エンコードしたＦＩＤ信号のみを発生させるパルスシーケンスを用いることにより、ＦＩＤ信号の影響を排除した信号、即ちエコー信号（スピンエコー）のみからなる画像を生成することができる。

【0048】

＜実施形態２＞
実施形態１では、１回目及び２回目の反転ＲＦパルス印加後に収集した２組のデータ間の演算により、これらＲＦパルスで選択された領域の画像を得たが、本実施形態では、２回目の反転ＲＦパルスで選択するスライスを、励起ＲＦパルス及び１回目の反転ＲＦパルスの印加時に選択したスライスとは、異ならせて、異なるスライスからエコー信号を収集する。このシーケンスを、選択するスライス位置を変更しながら繰り返し、複数スライスのデータを収集する。

【0049】

本実施形態のパルスシーケンスの形状は、図５に示すものとほぼ同様であるので、図５を参照して、違いを説明する。本実施形態でも、反転ＲＦパルス412によって発生するＦＩＤ信号にも位相エンコードを加えるとともに、スピンエコー551収集後に、反転ＲＦパルス512を印加して、反転ＲＦパルス512のＦＩＤ信号を位相エンコードしてエコー信号552を収集することは実施形態１と同じである。本実施形態では、反転ＲＦパルス512と同時に印加されるスライス選択傾斜磁場522の印加量を、スライス選択傾斜磁場422と異ならせて、スピンエコー551を得た断面とは異なる断面の信号552を得る。

【0050】

１回目の反転ＲＦパルス412と２回目の反転ＲＦパルス512とでは選択するスライスが異なるため、原理的には１回目で選択したスライスからの核磁気共鳴信号が2回目のエコー信号552に入り込むことはないので、反転ＲＦパルスの前後のクラッシャ傾斜磁場524、544は省略できるが、ここでは１回目のエコーの影響を確実に遮断するため、クラッシャー傾斜磁場524、544を用いる。

【0051】

最初のスピンエコー551と次のエコー信号552とで異ならせるスライスの順番は特に限定されないが、例えば、図７（Ａ）に示すように、最初にスライスＳ１、次にスライスＳ２を選択する撮像１と、最初にスライスＳ２、次にスライスＳ１を選択する撮像２とを１セットとして、２つのスライスＳ１、Ｓ２の撮像２とを、１ないし複数セット分繰り返し、マルチスライス撮像を行ってもよいし、図７（Ｂ）に示すように、最初にスライスＳ（ｎ）、次にスライスＳ（ｍ）（ｎ、ｍはスライス番号、但しｎ≠ｍ）を１セットとする撮像を、スライス位置を変えながら順次行ってもよい。いずれの場合にも最初に選択するスライスと次に選択するスライスは、隣接するスライスでもよいし、離れていてもよい。

【0052】

画像再構成においては、同じスライス同士のデータを用いて、実施形態１と同様に、差分演算を含む画像再構成を行う。即ち図７（Ａ）の例でいえば、撮像１で得たスピンエコー251のデータ（スライスＳ１のデータ）と、撮像２で得たエコー信号252のデータ（スライスＳ１のデータ）とを用いて、計測空間における複素差分後に画像再構成する或いは画像再構成後の画像を複素差分し、スライスＳ１についてスピンエコーのみの画像を得る。スライスＳ２についても同様に当該スライスのデータ同士を用いて画像を得る。

【0053】

本実施形態では、１回目の反転ＲＦパルスで選択するスライスと２回目の反転ＲＦパルスで選択するスライスを異ならせることで、２回目の反転ＲＦパルス後に収集されるエコーから１回目の信号の影響を確実に除くことができる。その結果、精度のよい差分画像を得ることができる。

【0054】

以上、本発明のＭＲＩ装置の２つの実施形態を説明したが、これらは、撮像条件を設定する際に、マルチスライス撮像か否かに応じて自動的に実施形態１又は実施形態２のいずれかを選択するようにしてもよいし、操作部（入力装置）１５３を介してユーザが選択してもよい。

【符号の説明】

【0055】

１１：静磁場発生部、１２：傾斜磁場発生部、１３：送信部（高周波送信部）、１４：受信部、１５：信号処理部、１６：シーケンサ、２０：演算部、２１：画像再構成部、２２：差分算出部、３０：制御部、３１：受付部、３２：撮像制御部、５０：計算機

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】