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(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】特許公報(B2)
(11)【特許番号】
(24)【登録日】2022-01-05
(45)【発行日】2022-01-20
(54)【発明の名称】磁気共鳴イメージング装置
(51)【国際特許分類】
A61B 5/055 20060101AFI20220113BHJP
G01N 24/08 20060101ALI20220113BHJP
【ＦＩ】
A61B5/055 311
G01N24/08 510Y
【請求項の数】
7
(21)【出願番号】P 2017114619
(22)【出願日】2017-06-09
(65)【公開番号】P2017217488
(43)【公開日】2017-12-14
【審査請求日】2020-04-27
(31)【優先権主張番号】15/179,014
(32)【優先日】2016-06-10
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(73)【特許権者】
【識別番号】594164542
【氏名又は名称】キヤノンメディカルシステムズ株式会社
(74)【代理人】
【識別番号】110001771
【氏名又は名称】特許業務法人虎ノ門知的財産事務所
(72)【発明者】
【氏名】アンドリュー・ジェイ・ウィートン
【審査官】伊知地 和之
(56)【参考文献】
【文献】米国特許出願公開第２０１５／００９１５６７（ＵＳ，Ａ１）
【文献】国際公開第２０１１／１４８７８３（ＷＯ，Ａ１）
【文献】特開２００５－２８８０２５（ＪＰ，Ａ）
【文献】特開平０４－２０８１３４（ＪＰ，Ａ）
【文献】特開２００９－２９１４８４（ＪＰ，Ａ）
【文献】米国特許出願公開第２０１３／０１６９２７５（ＵＳ，Ａ１）
(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)
Ａ６１Ｂ ５／０５５
Ｇ０１Ｎ ２４／００ － ２４／１４
Ｇ０１Ｒ ３３／２８ － ３３／６４
ＣＳＤＢ（日本国特許庁）
ＰｕｂＭｅｄ
(57)【特許請求の範囲】
【請求項1】
磁気共鳴イメージング信号のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、
前記リードアウト傾斜磁場は、イメージングボリュームを選択するための傾斜磁場としての役割を含んで印加される、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項2】
磁気共鳴イメージング信号のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、
前記ＡＤＣ収集は、エコー時間（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）の前に開始される、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項3】
磁気共鳴イメージング信号のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、 前記シーケンス制御部は、ラジアル収集を用いて前記パルスシーケンスを実行し、前記リードアウト傾斜磁場は、更に、次のＴＲの前記ラジアル収集に係るプレワインダー傾斜磁場としての役割を担う、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項4】
磁気共鳴イメージング信号のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、 前記シーケンス制御部は、音響伝達関数が最小となるように最適化された振幅で、前記リードアウト傾斜磁場を印加する、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項5】
磁気共鳴イメージング信号のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、
前記ＡＤＣ収集の開始のタイミングは、ＲＦパルスの印加の後かつエコー生成の前であり、前記エコー生成の間、前記ＡＤＣ収集が継続される、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項6】
磁気共鳴イメージング信号のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、
前記パルスシーケンスは、ＳＳＦＰ（Ｓｔｅａｄｙ－Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）法のパルスシーケンスを含んだパルスシーケンスである、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項7】
ＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスを選択する役割を果たすとともに、ＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の読み出しを担う単一のリードアウト傾斜磁場を、１つのＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）あたり１個印加するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【0002】
磁気共鳴イメージングにおいて、撮像中に発生する音響ノイズは、患者の不快感などにつながるため、低減されるのが望ましい。これらの音響ノイズは、例えば、傾斜磁場コイルに供給される電流に起因して発生する。
【0003】
磁気共鳴イメージング装置に印加するパルスシーケンスを最適化することにより、音響ノイズを低下させる方法として、ゆっくりとした傾斜磁場振幅の変化（すなわち、スルーレート）を作り出す方法がある。
【0004】
しかし、この方法では、ＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ））当たりの傾斜磁場遷移の回数が変化しないので、音響ノイズの低下が部分的な低下にとどまる場合もある。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【0005】
【文献】Ｈｅｎｎｅｌ等、 「‘Ｓｉｌｅｎｔ’ ＭＲＩ Ｓｏｆｔ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｐｕｌｓｅ」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、１９９９年、４２巻、ｐ６～１０
【文献】Ｓｅｇｂｅｒｓ等、「Ｓｈａｐｉｎｇ ａｎｄ Ｔｉｍｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｐｕｌｓｅｓ ｔｏ Ｒｅｄｕｃｅ ＭＲＩ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｎｏｉｓｅ」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、２０１０年、６４巻、ｐ５４６～５５３
【文献】Ｓｔｅｈｎｉｎｇ等、「Ｆａｓｔ Ｉｓｏｔｒｏｐｉｃ Ｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ Ｃｏｒｏｎａｒｙ ＭＲ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ Ｕｓｉｎｇ Ｆｒｅｅ－Ｂｒｅａｔｈｉｎｇ ３Ｄ Ｒａｄｉａｌ Ｂａｌａｎｃｅｄ ＦＦＥ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、２００４年、６２巻、ｐ１９７～２０３
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0006】
本発明が解決しようとする課題は、音響ノイズを低下させることである。
【課題を解決するための手段】
【0007】
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部を備える。シーケンス制御部は、磁気共鳴イメージング信号のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦパルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加するパルスシーケンスを実行する。
【図面の簡単な説明】
【0008】
【発明を実施するための形態】
【0009】
以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。
【0010】
図１に示すＭＲＩシステム（磁気共鳴イメージング装置）は、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種のＭＲＩシステム構成要素２０とを有する。少なくともガントリ１０は、通常はシールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸の円筒形に配置された静磁場Ｂ０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの傾斜磁場コイル１４のセットと、大型の全身用ＲＦコイル（Ｗｈｏｌｅ Ｂｏｄｙ ＲＦ Ｃｏｉｌ：ＷＢＣ）１６の集まりとを有する。この円筒形に配置される要素の横軸に沿って、患者用寝台１１によって支持された被検体９の関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）の解剖学的構造を実質的に取り囲むように、イメージングボリューム１８がある。
【0011】
いくつかの実施形態では、小型のアレイＲＦコイル（図示せず）は、イメージングボリューム１８が小型のアレイＲＦコイルに取り囲まれた領域を含むように、被検体９の一部分に取り付けられる。当業者には明らかなように、表面コイル等のように、全身用コイル（Ｗｈｏｌｅ Ｂｏｄｙ Ｃｏｉｌ：ＷＢＣ）と比較して小さいコイルやアレイコイルは、特定の身体部分（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、背骨等）に合わせて設計されることが多い。以下、そのような小型ＲＦコイルを、アレイコイル（Ａｒｒａｙ Ｃｏｉｌ：ＡＣ）またはフェーズドアレイコイル（Ｐｈａｓｅｄ Ａｒｒａｙ Ｃｏｉｌ：ＰＡＣ）と呼ぶ。これらは、イメージングボリューム内にＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号を送信するよう構成された少なくとも１つのコイルと、イメージングボリューム１８からＲＦ信号を受信するよう構成された１つまたは複数の受信コイルとを含んでもよい。
【0012】
ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）システム制御部２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６、およびプリンタ２８に接続された入出力ポートを有する。当然のことながら、ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものであってもよい。
【0013】
ＭＲＩシステム制御部２２またはＭＲＩシステム制御部２２に接続されたコンピュータを操作して、インストール済みのソフトウェアプログラムに従って、ＭＲＩシーケンス制御部３０（シーケンス制御部）にパルスシーケンスについての情報を提供し、かつ／またはシステム全体の操作を管理できる。ＭＲＩシステム制御部２２は、例えば、自動音声合成技術を使用して生成される音声メッセージによって息止め等のタスクを行うように患者に指示する構成要素としての役割を果たすこともできる。
【0014】
ＭＲＩシステム制御部２２はＭＲＩシーケンス制御部３０に接続され、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信部３４および送受信スイッチ（Ｔ／Ｒ）３６（同じＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合）を制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）イメージングとしても知られている）技術を実装するための適切なプログラムコード構造３８を含む。ＭＲＩイメージング技術は、例えば、パラレルイメージングや他のイメージングシーケンスを含みうる。
【0015】
パルスシーケンス情報は、パルスシーケンスに従って、Ｇx、Ｇy、Ｇz傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信部３４および送信／受信スイッチ３６（送受信両方のために同じＲＦコイルを使用する場合）を操作するために必要とされる情報を含む。このような情報は、ｘコイル、ｙコイル、およびｚコイルに印加されるパルス電流の強度、持続期間、および印加タイミングを含む。デューティサイクルまたはＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）もまた、ＭＲＩシステム制御部２２および／またはＭＲＩシーケンス制御部３０により制御される。パルスシーケンスの送信、デューティサイクル等は、例えば、図２および図３に関連して記述される３Ｄ等方性収集等であるが、これに限定されない。例えば、放射状収集等の信号収集パターンのためのプログラムコードに基づいて、ＭＲＩシステム制御部２２、ＭＲＩシーケンス制御部３０、および／またはＭＲＩデータプロセッサ４２によって制御されてよい。
【0016】
ＭＲＩシステムは、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータプロセッサ４２に送るＲＦ受信部４０を有する。また、ＭＲＩデータプロセッサ４２は、システム設定パラメータ４６、プログラムコード構造４４およびプログラム／データ格納部５０にアクセスするように構成される。ＭＲＩプログラムコード構造４４および５０は、ＭＲＩ画像を再構成する制御論理に加えて、傾斜磁場コイル１４からの音響ノイズが低減されたＭＲデータを収集するための制御論理も含むことができる。例えば、図４および図５に関連して以下に記述されるプロセス４００および５００等のプロセスは、それぞれ、ＭＲＩシステム制御部２２、ＭＲＩシーケンス制御部３０、および／またはＭＲＩデータプロセッサ４２により実行可能である。
【0017】
ＲＦコイル１６から離れて位置するものとして図１に示すが、いくつかの実施形態では、ＲＦ送信部３４、送信／受信スイッチ３６、およびＲＦ受信部４０のいずれも、ＲＦコイル１６および／または他のＲＦコイルに極めて接近して、またはこれらの表面上に位置していてもよい。
【0018】
さらに図１には、ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０も一般化して図示されており、格納されたプログラムコード構造（例えば、放射状スキャン技術による音響ノイズが低減されたデータ収集を制御するため、放射状ｋ空間収集の改善された画像再構成のため、グラフィカルユーザインタフェース（Graphical User Interface：ＧＵＩ）を定義するため、操作者入力を受け取るため）および設定されたかまたは所定のデータ（例えば、プログラムの実行を制御するための特定の閾値設定、ノイズが低減されたＭＲデータ収集およびその後のＭＲ画像再構成を制御するためのパラメータ）は、ＭＲＩシステムの種々のデータ処理コンポーネントにアクセス可能な非一時的なコンピュータ可読記憶媒体に格納される。当業者には明らかなように、プログラム／データ格納部５０をセグメント化して、少なくとも一部分を、ＭＲＩシステム構成要素２０の処理コンピュータのうち、通常操作においてそのような格納されたプログラムコード構造を最優先で必要とする別のコンピュータに直接接続（すなわち、ＭＲＩシステム制御部２２に普通に格納したり直接接続したりするのではなく）してもよい。
【0019】
実際に、当業者には明らかなように、図１は、本明細書に記載される例示的実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩシステムの、非常に大まかな概略図を示したものである。システム構成要素は様々な論理集合の「ボックス」に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（例えば、高速ＡＤ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、クロックサイクル（または、所定数のクロックサイクル）毎に、ある物理状態から別の物理状態に移る。
【0020】
処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、操作過程であるクロックサイクルから別のクロックサイクルに徐々に変化するだけでなく、関連データ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの操作過程において、ある状態から別の状態に変換される。例えば、画像再構成処理や、時としてコイル感度マップ生成処理の終了時に、物理的記憶媒体内のコンピュータ可読でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、ある先行状態（例えば、すべて一様に「０」値、またはすべて「１」値）から新しい状態に変換され、そのような配列における物理的場所の物理状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的事象および物理的条件（例えば、イメージングボリューム空間内の患者の内部物理構造）を表す。当業者には明らかなように、命令レジスタに順次読み込まれＭＲＩシステム構成要素２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたときに、ＭＲＩシステム内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードと同様に、そのような格納データ値の配列は物理的構造を表し構成する。
【0021】
図２は、実施形態によるＭＲデータ収集パターン２００を示す。ディスプレイウインドウ２０４に示す傾斜磁場波形２１１は、例示的実施形態による３Ｄ放射状パターンを収集するプロセスの間の３つの連続するＴＲ間隔にわたるＧｘ傾斜磁場（リードアウト傾斜磁場）を概略的に示す。各ウインドウ２０２および２０４において、垂直軸の中間を通る水平線は０値の大きさまたは振幅を表し、水平軸は時間を表す。ウインドウ２０２は、傾斜磁場波形２１１に関連するＲＦ励起パルス２０６ａ～２０６ｃ（まとめて２０６）を示す。対応するＴＥ（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）２０８ａ～２０８ｃ（まとめて２０８）およびＭＲＩデータ読出しアナログ－デジタル変換（Analog to Digital Conversion：ＡＤＣ）サンプリング間隔２１０ａ～２１０ｃ（まとめて２１０）もまた、ウインドウ２０４に示す。
【0022】
ウインドウ２０４で明らかなように、各ＴＲ間隔に対して、傾斜磁場波形２１１は１回の遷移しか有しない。各ＲＦ励起パルス２０６は、ＲＦ励起パルス２０６の後かつ対応するＭＲデータ収集の前に逆の極性への傾斜磁場波形２１１の遷移が起こるように位置決めされる。例えば、第２のＴＲのＲＦ励起パルス２０６ｂは、第１のＴＲ間隔のデータ収集ＡＤＣ間隔２１０ａの後かつ傾斜磁場波形２１１が２１２において遷移し始める前に発生する。ＲＦ励起パルス２０６ｂに対応して、ＴＥ２０８ｂは、２１２から開始される遷移が２１４で完了し、それにより傾斜磁場波形２１１は正極性の振幅から負極性の振幅へと変化した後に発生する。当業者が理解するように、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場振幅のわずかなゆっくりとした変化は、次のＴＲ間隔中にｋ空間内でわずかに異なる放射状軌跡を描くように達成される。しかし、あるＴＲ間隔から次のＴＲ間隔までの大きさの変化は、音響ノイズを生じさせる力に関する限りごくわずかである。データ収集２１０ｂは、２１４における傾斜磁場遷移の完了後から始まるものとして図２に示されているが、データ収集２１０ｂは、ＲＦ励起後かつＴＥ２０８ｂ前の任意の時点で開始されてよい。データ収集には、ＡＤＣが含まれ、図２において単にＡＤＣと表される。
【0023】
ウインドウ２０４に示す第３のＴＲでは、ＲＦ励起パルス２０６ｃは、第２のＴＲ間隔のデータ収集間隔２１０ｂの後かつ傾斜磁場波形２１１の２１６における遷移の前に送信される（すなわち、照射される）。次いで、依然として第３のＴＲ内で、逆の極性への（わずかに異なる大きさの）傾斜磁場遷移は２１８で完了する。ＴＥ２０８ｃおよびデータ収集間隔２１０ｃは、傾斜磁場波形２１１が負の振幅からほんのわずかに変化した正の振幅までのその遷移を完了したときに発生する。
【0024】
ＲＦ励起パルス後かつ対応するＴＥの前に傾斜磁場極性を遷移させることによって、実施形態は、ＭＲＩデータ収集が、ゼロ（すなわち、ｋ空間中心部）の片側から始まって、ゼロ点を通る軌跡に沿ってデータを収集し続け、ゼロのデータ収集が開始された側とは反対側の点へと進むように、ｋ空間データの放射状収集において線（すなわち、軌跡）をたどることを可能にするプレワインダ傾斜磁場を自動で提供する。このことにより、例示的実施形態は、ＴＲごとに１回しか遷移しないものの、放射状収集シーケンス中にｋ空間中心部およびｋ空間中心部の両側の点のデータを収集することもできるようになる。したがって、多くの従来技術とは対照的に、例示的実施形態では、ＴＲごとの２回以上の遷移により引き起こされる音響ノイズを除去し、その一方で、ｋ空間データの放射状収集において、線に沿ったゼロの両側のデータを収集するのに必要とされる別々のプレワインダ傾斜磁場パルスにより生じる音響ノイズも除去する。
【0025】
例示的実施形態のプレワインダを図２に関連して記述できる。例えば、ＲＦ励起パルス２０６ａが照射されると、傾斜磁場波形２１１はそのとき命令された負極性の振幅において既にアクティブである。したがって、図示される例示的実施形態では、プレワインダは、イメージングボリューム１８が逆極性のｋ空間モーメントを有するスピンを発生させ始めるため、ＲＦ励起パルスの直後に始まる。ＴＥ（例えば、ＲＦ励起パルス２０６ａに対する２０８ａ）前の任意の時点でのデータ収集は、負のｋ空間モーメントを有するこれらのスピンからの信号をもたらすため、現在収集されている線（例えば、ｋ空間中心部、すなわちゼロ点を通って進む軌跡）にｋ空間の片側のデータ点を提供する。ＴＥ発生時に、進行中のデータ収集プロセスは、ｋ空間中心部およびこのときデータが収集されている放射状線に沿った反対側に対するデータ点を生じさせる。ＴＥ後に収集されるデータは、グラジエントリコールドエコー（Gradient Recalled Echo：ＧＲＥ）データと呼ぶことができる。
【0026】
傾斜磁場振幅は、第１のＴＲのＡＤＣ時間および次のＴＲのＲＦ励起パルスで同じかまたは実質的に同じである。これは交互傾斜磁場に近いが、ｋ空間内の３Ｄ放射状パターンの軌跡を収集するために、あるＴＲ間隔から次のＴＲ間隔までに投影角度がわずかに回転する。しかし、３Ｄ放射状パターンに従ってｋ空間の異なる点をサンプリングするために、振幅の値はわずかに変化する。典型的には、このわずかな変化は、読出し収集が完了した後かつ次の励起が行われる前に起こる。３Ｄ放射状パターンにおいて、Ｇｘ傾斜磁場、Ｇｙ傾斜磁場、およびＧｚ傾斜磁場はそれぞれ、回転角度のわずかな変化を生むためにＴＲごとの１次遷移とより小さな２次遷移とを有するそれぞれに特有のパターンに従う。連続するＴＲ間隔の間で必要なわずかな傾斜磁場変化を決定する技術を以下で論じる。
【0027】
ここでの説明は、非選択的ＲＦ励起パルス幅を仮定するため、比較的大きな領域が励起される。この例におけるＭＲＩデータ収集およびその後の画像再構成は、ＲＦ励起が選択傾斜磁場ありで行われるか、または選択傾斜磁場なしで行われるかによっては大きく影響を受けない。有効な選択が非選択であるため、ＲＦパルスによる選択の空間方向は重要ではない。
【0028】
例示的実施形態において、１次傾斜磁場遷移はさらに、スルーレートが小さくなるように比較的長い持続時間となるように構成されてよい。さらに、例示的実施形態において、ＭＲＩデータが放射状ｋ空間パターンで収集されるとき、スルーレートはどの遷移についても同じ均一なレベルで留まりうる。このことにより、高スルーレートの結果として生じるノイズを低減でき、さらに、任意の特定のスルーレートで起こる変化により生じるノイズの突然でばらつきのある高まり（例えば、ピーク）を回避できる。
【0029】
音響ノイズは特定の例示的実施形態では劇的に低減されるが、いくらかのノイズは依然として存在するという点に留意すべきである。しかし、このノイズは、従来技術で起こるノイズよりも一貫した低レベルのノイズである。いくらか残るノイズのばらつきは、さまざまな傾斜磁場コイルのわずかに異なる音響学的特徴によるものでありうる。例えば、シーケンスがＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚ電流の振幅の大小により変化するとき、ノイズレベルは、これらのさまざまなコイルの異なる物理的構造、位置、および／またはその他の機械的な環境上の側面のために変化しうる。
【0030】
図３は、多数のＴＲ間隔にわたる容積測定ＭＲ画像の完全な収集用のＧｘ傾斜磁場、Ｇｙ傾斜磁場、およびＧｚ傾斜磁場のための波形を含む３Ｄ等方性放射状パターンのスキャンシーケンスを示す。図３は、スクリーン３００で、放射状ｋ空間パターンの連続した軌跡に沿ってｋ空間をサンプリングするために、あるＴＲ間隔から次のＴＲ間隔まで傾斜磁場振幅がわずかに異なるように構成された交互傾斜磁場を示す。図３は、ｋ空間内の３Ｄ等方性放射状投影パターンに対するＭＲＩデータの収集中に使用される、ＲＦ励起、Ｇｘ傾斜磁場パルス、Ｇｙ傾斜磁場パルス、およびＧｚ傾斜磁場パルスを示す。図３に示す収集は、８０１８ｍｓの収集時間を示す。ウインドウ３０２は、ＲＦ励起パルス、例えば、ＲＦ励起パルス２０６ａ～２０６ｃ等のパターンを示す。ウインドウ３０４、３０６、および３０８は、それぞれ、収集時間中のＧｘ傾斜磁場、Ｇｙ傾斜磁場、およびＧｚ傾斜磁場を示す。図２における拡大形態で示すものは、図３に示すＭＲデータ収集シーケンスのごく一部である。
【0031】
スクリーン３００のウインドウ３０２に示す実施形態では、ＲＦ励起パルスはＴＲ間隔当たり１回送信される。ウインドウ３０４、３０６、および３０８は、収集時間中のＧｘ傾斜磁場、Ｇｙ傾斜磁場、およびＧｚ傾斜磁場の変化を示す。図示されているように、Ｇｘ傾斜磁場、Ｇｙ傾斜磁場、およびＧｚ傾斜磁場は、上述したように、さらに図５に関連して以下で記述されるように、あるＴＲ間隔から次のＴＲ間隔までの最大傾斜磁場振幅が徐々に少しずつ変化しながら、正の方向および負の方向へと繰返し変化する。任意の特定のＴＲ間隔におけるＧｘ傾斜磁場、Ｇｙ傾斜磁場、およびＧｚ傾斜磁場は、それぞれが対応するｋ空間の規定軌跡に沿ってＭＲＩデータを収集する。この例では、軌跡は放射状に導かれ、ｋ空間の中心部を通る。
【0032】
図４は、ＭＲＩデータの静音式収集およびＭＲ画像の再構成のためのプロセス４００のフローチャートを示す。実施形態において、ステップ４０２～４０８は、図示される順序または異なる順序で行ってよい。１つまたは複数のステップ４０２～４０８は、いくつかの実施形態では行われなくてもよく、１つまたは複数の新規のステップをいくつかの他の実施形態で行ってもよい。
【0033】
プロセス４００に入った後、ステップ４０２では、１つまたは複数の実施形態に従って、ＭＲＩシステムは静音式スキャンおよび再構成のための設定パラメータを取得する。設定パラメータとしては、傾斜磁場遷移の長さ（例えば、１５００～２０００マイクロ秒）、ＴＥ（例えば、２～４ｍｓ）およびＴＲ（例えば、５～９ｍｓ）、スルーレート（例えば、５～１０ｍＴ／ｍ／ｍｓ（ミリテスラ毎メートル毎ミリ秒））を挙げることができる。例えば、２５ｃｍの妥当な撮像視野（Field Of View：ＦＯＶ）は、５～１０ｍＴ／ｍ／ｍｓに限定されたスルーで達成可能である。約５～１０ｍＴ／ｍ／ｍｓのスルーレートにおいて、スキャンは、ほとんどの従来技術よりも静かであるが、それでもなおいくらかの音響ノイズが生じる。
【0034】
別の設定パラメータは放射状投影の数（例えば、ｋ空間中心部、すなわちゼロを通って進む放射状線）であってよく、これは、連続したデータ点がスキャンされるときに、傾斜磁場の振幅および／または投影角度になされるわずかな変化を決定するのに必要となりうる。放射状投影、すなわち、ｋ空間のゼロ点を通る軌跡の数は、いくつかの例示的実施形態において、約１，０００～１００，０００の範囲であってよい。いくつかの例示的実施形態では、３０，０００の放射状投影が、診断品質のＭＲ画像を提供するのに十分である。
【0035】
例示的実施形態では、１次傾斜磁場遷移の周波数応答は、ＭＲＩシステムの音響周波数のヌル点（音響周波数が最小となる点）に合致（例えば、近似）するように合わせることができる。ここで、音響周波数のヌル点とは、具体的には、音響的な応答が最小となるような点を言う。磁気共鳴イメージング装置の音響的な応答は、例えば、音響伝達関数（ａｃｏｕｓｉｔｃ ｔｒａｓｎｆｅｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）で特徴づけられる。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、音響伝達関数が最小となるように最適化された振幅等で、リードアウト傾斜磁場を印加する。例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、音響伝達関数が最小となるように最適化されたスリューレートで、リードアウト傾斜磁場を印加する。このように合致させることは、パルスシーケンス設計の一部であると考えてもよく、また操作４０２の設定プロセスの一部であってもよい。いくつかの実施形態では、繰返しのＴＲ間隔の持続時間は、ＭＲＩシステムの音響ヌルに合致するように制御できる。例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、音響伝達関数が最小となるように最適化された、リードアウト傾斜磁場の印加時間で、リードアウト傾斜磁場を印加する。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、音響伝達関数が大きくなるような所定の周波数などを避けて、リードアウト傾斜磁場を印加する。
【0036】
他の箇所で記述されるように、特定の実施形態のある特徴は、同じまたは実質的に同じ傾斜磁場遷移が全体を通して適用されることである。したがって、異なるように傾斜磁場遷移を形成している多くの従来技術と比較して、上述の合致させることは、例示的実施形態に用いられる単一の１次遷移タイプを使用して、より都合良く達成できる。合致させることは、多くの既知の技術、例えば、非特許文献２によって達成されうる。
【0037】
励起パルスの形状、幅、位相、フリップ角、周波数等、データ収集シーケンス等は、いくつかの実施形態で設定可能なその他のパラメータである。
【0038】
ステップ４０４では、回路を静音式スキャン用に設定する。回路を設定することは、予め設定したパラメータおよび／またはユーザにより提供された入力の一方または両方に従って設定することを含んでもよく、ＭＲＩシーケンス制御部３０、ＭＲＩシステム制御部２２、および／またはＭＲＩデータプロセッサ４２の１つまたは複数を設定することを含んでもよい。このような設定は好適に実行可能なコンピュータプログラム命令をＭＲＩシーケンス制御部３０に提供することによって行うことができ、このような命令の実行時に、ＭＲＩシーケンス制御部３０は傾斜磁場コイルドライバ３２およびＲＦ送信部３４を制御し、場合によっては、送信／受信スイッチ３６も制御する。
【0039】
ステップ４０６では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、あるＴＲ間隔の間ＭＲＩデータを収集するのに使用される第１の極性のリードアウト傾斜磁場を、連続的なＴＲの間、実質的に同じ振幅およびベクトル方向に持続させることによってＭＲＩデータを収集する。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、磁気共鳴イメージング信号(ＭＲ信号)のＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）収集の実行から、次のＴＲ（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）に係るＲＦパルスの印加まで、同一の極性かつ略同一の振幅で、リードアウト傾斜磁場を印加する。ＡＤＣ収集の開始のタイミングは、ＲＦパルスの印加の後かつエコー生成の前であり、エコー生成の間、ＡＤＣ収集が継続されてもよい。第１の極性のリードアウト傾斜磁場は、リードアウト傾斜磁場が逆の極性へと遷移する前に次のＴＲ間隔を開始させるＲＦ励起パルスが送信される間、画像ボリューム選択傾斜磁場として使用される。すなわち、リードアウト傾斜磁場は、イメージングボリュームを選択するための傾斜磁場としての役割を含んでＭＲＩシーケンス制御部３０により印加される。例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＲＦパルスを選択する役割を果たすとともに、ＡＤＣ収集の読み出しを担う単一のリードアウト傾斜磁場を、例えば１つのＴＲあたり１個印加する。
【0040】
ところで、傾斜磁場の遷移（遷移の数、勾配の大きさ及び期間）は、パルスシーケンスの音響ノイズを最適化をするという目的にとって、最も興味深い特徴である。本願においては、図２に示されているように、傾斜磁場は存在しない。この傾斜磁場は、ＲＦ選択、ＡＤＣリードアウト及びスポイラーとして用いられる。すなわち、一つの同じ傾斜磁場が、これらすべての機能として用いられる。このことにより、一つのＴＲあたりの傾斜磁場の遷移の回数を、１にまで減らすことができる。そして、設計されるべき傾斜磁場の遷移が一つしかないため、シーケンス設計者は、音響ノイズを、より簡単に、「チューニング」または最適化することができる。ステップ４０６における処理を、図５に関連して以下でさらに記述する。
【0041】
ステップ４０８では、ＭＲＩ画像を、収集したｋ空間データから再構成する。いくつかの実施形態によると、画像再構成は操作４０６で収集したデータから直接実行されてよい。所望により、いくつかの実施形態において、放射状パターンで収集したｋ空間データのデカルト格子への再グリッディングは、再構成前に実行できる。再グリッディングは、カイザー－ベッセル核等の有限補間核を用いた畳み込み積分等であるがこれに限定されない既知の技術を使用して実行できる。加えて、また所望により、いくつかの実施形態では、密度補償を画像再構成の前に行ってもよい。例えば、密度補償を実行して、ｋ空間中心部領域のより多くの点、またはｋ空間中心部からさらに外の領域におけるより多くのＭＲデータ点を収集できる。分析重み付け解除（ｄｅ－ｗｅｉｇｈｔｉｎｇ）関数または反復数値重み付け解除解法を用いた乗法等であるがこれらに限定されない技術を、密度補償のために使用可能である。次に、所望により、再グリッディングおよび／または密度補償により処理されても処理されていなくてもよいｋ空間データを使用して、高速フーリエ変換（Fast Fourier Transform：ＦＦＴ）を実行することによりＭＲ画像を生成できる。いくつかの実施形態では、再グリッディング、密度補償、およびＦＦＴ処理は、超短ＴＥ（Ultra Short TE：ＵＴＥ、例えば、ＴＥ＜１ｍｓ）に使用される技術または投影再構成（Projection Reconstruction：ＰＲ）技術を使用して処理できる。再構成ＭＲ画像は、診断目的のディスプレイに出力され、ネットワーク上に送信され、かつ／またはデジタルストレージデバイスに格納されてよい。
【0042】
当業者が理解するように、収集したＭＲＩデータはまた、後の画像再構成のために格納されても（ローカルまたは遠隔で）よい。
【0043】
図５は、ＭＲＩデータの静音式収集のためのプロセス５００のフローチャートを示す。いくつかの実施形態では、プロセス５００を実行して、プロセス４００のステップ４０６中にｋ空間をサンプリングできる。いくつかの実施形態では、ステップ５０２～５１６は、図示される順序または異なる順序で行ってよい。１つまたは複数のステップ５０２～５１６は、いくつかの実施形態では行われなくてもよく、１つまたは複数の新規の操作をいくつかの他の実施形態で行ってもよい。
【0044】
プロセス５００に入った後、ステップ５０２では、初期傾斜磁場をＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚ（例えば、リードアウト傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、および選択傾斜磁場）のために設定する。傾斜磁場は、例えば図２および図３に示すように、かつ／または任意の所望のユーザ設定に基づいて、設定できる。
【0045】
ステップ５０４では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＲＦ励起パルスを送信する。励起パルスの幅、包絡線形状、位相等は、例えば、先の設定により予め決められてよい。第１のＴＲ間隔は、ＲＦ励起パルスが送信されるとすぐ始まる。
【0046】
ステップ５０６～５１６は、例えば図３に図示する収集のような３Ｄ等方性放射状収集において収集される各データ点に対して繰り返される。実際には、その他の収集パターンも実施形態として考えられる。
【0047】
ステップ５０６では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、依然として直前のＲＦ励起パルスにより開始されたのと同じＴＲ間隔において、データ収集（アナログ－デジタル変換を含む）を始める。このＴＲ間隔内のＭＲＩデータの収集は、ＴＥ５０８の前に始まる。ｋ空間ＭＲＩデータは、５１０においてｋ空間の放射状に導かれる軌跡に沿って収集され、５１４において送信される次のＲＦ励起パルスが発生した後の次のＴＲ間隔において、当該次のＴＲ間隔中に収集されるｋ空間のＭＲＩデータの軌跡がゼロの片側で始まって、進み続けてゼロを通り、ｋ空間内のゼロの他方の側まで進むことを保証するのに十分なプレワインダ傾斜磁場としてのリードアウト傾斜磁場を持続させる。ｋ空間データの収集される放射状に導かれる線は、ｋ空間の３Ｄボリューム全体に分布している。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、放射状の収集（ラジアル収集）を用いてパルスシーケンスを実行するが、このとき印加されるリードアウト傾斜磁場は、次のＴＲに係るプレワインダ傾斜磁場としての役割を担う。
【0048】
当該次のＴＲ間隔内のＭＲＩデータの収集（ＡＤＣ収集）は、ＲＦ励起パルス送信直後であるが、当該ＭＲ信号のいずれかの傾斜磁場エコーが発生する前に開始されることができ、前のＲＦ励起パルスにより開始された継続中のＭＲ信号が後に発生している間も持続可能である。
【0049】
ステップ５０６におけるデータ収集の開始後、ステップ５０８において、直前のＲＦ励起パルスに対応するＴＥが発生し、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、エコーデータを収集し続けることができる。
【0050】
ステップ５１０において、直前のＲＦ励起パルスにより開始されるＭＲ信号のデータ収集を完了する。
【0051】
現在のＡＤＣデータ収集完了後、ステップ５１２において、ｋ空間について十分なｋ空間データが既に収集されたかどうか判断する。この判断は、収集データにより充填されるｋ空間の閾値に基づいてよい。十分にｋ空間データが収集されていれば、プロセス５００は完了する。
【0052】
十分なｋ空間データがまだ収集されていないと判断された場合、ステップ５１４において、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、別のＲＦ励起パルスを送信して次のＴＲ間隔を開始する。ＲＦ励起パルスは、前のＲＦ励起パルスと同じまたは実質的に同じであってよい。上記のように、ＲＦ励起パルスは非選択的パルスであってよい。
【0053】
いくつかの実施形態では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＡＤＣデータ収集完了後かつ次のＲＦ励起パルス送信前の任意の時点でスポイラ傾斜磁場を印加することができる。このようなスポイラ傾斜磁場は例えば、それよりも前の励起によって引き起こされる擬似エコー信号を減らすことができる。いくつかの実施形態では、ＲＦ位相サイクリング（ｐｈａｓｅ ｃｙｃｌｉｎｇ）を使用して、このような擬似エコー信号を除去できる。例えば、同一周波数でＲＦ励起パルスを送信する一方で、位相角は、実質的に、または部分的に擬似エコー信号を除去するために、あるＴＲ間隔から次のＴＲ間隔にかけて変化させてよい（例えば、１１７°の間隔）。
【0054】
ステップ５１６において、傾斜磁場は逆極性へと遷移する。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御回路３０は、リードアウト傾斜磁場を、ＴＲごとに極性を反転しながら、例えば１ＴＲあたり１個印加する。傾斜磁場の振幅は、連続するＴＲ間隔の間、ｋ空間において放射状に導かれる異なる軌跡に沿ってＭＲＩデータを収集するためのＴＲ間隔のデータ収集部分間で、ある閾値未満、例えば、５％未満ずつ、漸増的に調節される。実際に、多くの実施形態では、あるＴＲ間隔から次のＴＲ間隔までの傾斜磁場振幅の漸増的調節は、１％よりもはるかに小さくてもよい。いくつかの実施形態によれば、連続的な遷移それぞれの各傾斜磁場の振幅は、非特許文献３の記載に基づく式等であるがこれに限定されない既知の技術に従って決定できる。非特許文献３は、「３Ｄでの放射状サンプリングを用いたほぼ等方性のｋ空間範囲は、球上を一方の極から赤道へと進む螺旋に沿って投影すべての端点を分布させることにより得られる」と記述している。一実施形態によると、非特許文献３に基づいて、新しい傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚは、３Ｄ等方性投影再構成エンコーディングパターンのｎ番目の投影について、式（１）～（３）を用いたｚ（ｎ）、ｘ（ｎ）、およびｙ（ｎ）として決定される。
【数1】
【数2】
【数3】
【0055】
（１）～（３）において、Ｎは収集される投影の総数であり、ｎは現在の、すなわち「ｎ番目」のシーケンス数である。ある収集「ショット」（例えば、あるＴＲ間隔）と次の収集ショットとの違いは、通常非常にわずかであり、すなわち、わずかな回転角度のみである。しかし、数千回または数万回の回転後、３Ｄボリューム全体がカバーされる。さらに、交互傾斜磁場の極性遷移は、１０ｍＴ／ｍ／ｍｓ未満のスルーレートに制限されうる。
【0056】
ステップ５１６後、プロセス５００がステップ５０６に戻って繰り返し、次の投影を処理する。
【0057】
実施形態で使用されるＲＦ励起パルスによる大きな非選択ボリューム励起のため、放射状軌跡のサンプリングがｋ空間中心部の片側で始まりｋ空間中心部を通ってもう一方の側まで進む３Ｄ投影エンコーディングパターンは、効率的なｋ空間サンプリングパターンである。しかし、当業者は、その他の実施形態において他のサンプルパターンの使用が考慮されることを理解するであろう。
【0058】
例えば、いくつかの実施形態では、平衡定常状態自由歳差運動（balanced Steady-State Free Precession：ｂＳＳＦＰ）タイプのシーケンスをｋ空間のサンプリングに使用できる。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０が実行するパルスシーケンスは、ＳＳＦＰ法のパルスシーケンスを含んだパルスシーケンスであってもよい。当技術分野において既知のｂＳＳＦＰ技法は、互いに等間隔のＲＦパルスおよび互いに等間隔のエコーを使用する。ｂＳＳＦＰタイプの技法は、少なくともほぼ実現可能であり、タイミングに関してＲＦパルスおよびエコーを平衡させることにより、実施形態において使用できる。傾斜磁場イベント、ＲＦ送信イベント、およびＲＦ受信イベントは、実質的なｂＳＳＦＰのＭＲＩ信号を収集するために調整される。このような技法は、ＳＳＦＰタイプの技法に特徴的な信号対雑音比（Signal-to-Noise Ratio：ＳＮＲ）が高いという利点をもたらすが、Ｂ０感受性のためアーチファクトにもつながりうる。
【0059】
別の例示的実施形態によれば、データ収集は、ＲＦ励起パルスが送信されたらすぐに、または直後（例えば、ＲＦ送信部をオフにしＲＦ受信部をオンにするための最小限の時間であるわずかなデッドタイム間隔後）に開始される。このことにより、励起パルスの送信直後にボリューム内で発生する自由誘導減衰（Free Induction Decay：ＦＩＤ）データの収集が可能となる。このＦＩＤデータは、収集されるその後に生じるＧＲＥデータと一緒に使用可能である。
【0060】
本明細書に記載される実施形態は、ＭＲＩスキャンにおける音響ノイズ低減のための従来技術に優る多くの利点を提供する。これらの利点には、より高いサンプリング効率、ｋ空間中心部領域外の領域の捕捉と同じＡＤＣ収集間隔でのｋ空間中心部領域の捕捉、データが複数回の収集または代数的推定ではなく、１回の収集で得られることによるデータの整合性故のより効率的な画像再構成、従来のパルスシーケンスにＴＥおよびＴＲが類似していることによるより普通の画像コントラスト、ならびにより安定したレベルのノイズを維持する能力がある。
【0061】
より高いサンプリング効率は、実施形態において、同一のデータ収集ＴＲ間隔における１本の放射状軌跡線に沿ったｋ空間中心部およびｋ空間中心部両側の点を収集する能力によって達成される。上で述べたように、前のリードアウト傾斜磁場と実質的に同じ傾斜磁場が依然としてアクティブであるときに励起パルスを送信することにより、実施形態は自動でプレワインダ傾斜磁場を得て、ｋ空間中心部の次の読出しがデータを収集する側とは反対の側からデータ収集を開始する。このことにより、実施形態は、各ＴＲにおいてより多くのデータ点、例えば、放射状パターンのスポーク線軌跡のゼロから正負両側を収集するために２回のＴＲ間隔を必要とした従来のハーフエコー収集手法によって収集される点の５０％超を収集できる。実際に、一部のデータ収集をＴＥよりも前の時点に適宜ずらすことによって、いくつかの実施形態は、ｋ空間中心部を通る各放射状線について必要とされるサンプリング点を最大１００％収集できる。
【0062】
同一の収集間隔内でｋ空間中心部領域およびこの中心部領域外の領域を捕捉する能力によって、フルエコー技法または部分エコー技法を使用する能力を提供する。ｋ空間中心部のサンプル点が利用可能であることによって、さらに、より正確な体動補正のための能力も提供する。ＭＲ画像再構成技法によっては、放射状収集パターンのサンプル点のちょうど５０％を用いて機能しうるが、さらなるサンプル点を使用して、データ整合性を改善することができる。
【0063】
例示的実施形態は、ＦＦＥ等の従来技術と類似のＴＲおよびＴＥを有するため、実施形態から得られる画像は、一般的な従来のパルスシーケンスから使用者が期待するものと類似する特定の性質（例えば、見える内容、コントラスト等）を有しうる。例えば、ＦＦＥは骨等から得られる追加の信号を示さず、本発明の少なくとも一部の実施形態は同様に、骨、腱等からの追加の信号を捕捉しない。これは、骨等を見えるようにするＵＴＥ様信号を収集しない例示的実施形態のためである。ＵＴＥ様信号を必要とする骨、腱等のためのＭＲＩの適用は、臨床的影響が限定されていることに留意されたい。
【0064】
多くの従来技術と比較すると、本明細書における実施形態は、実質的に音響ノイズを低減しながらも、除去されないノイズの量がどの程度であれ、実質的に均一なノイズパターン（ことによると、傾斜磁場コイル間の物理的な差異によるわずかなピッチ変化を伴う）を維持する。これは、スキャン全体におけるある遷移から次の遷移まで実質的に同レベルの傾斜磁場振幅を使用することによって達成される。
【0065】
いくつかの実施形態は、より位相分散しやすく、いくつかの従来技術よりも傾斜磁場の欠陥への感度に影響を受けやすい場合がある。例えば、より長いＴＥによって、例えば乱流等によって引き起こされる信号欠如による位相分散が起こるのに対し、フィールドエコーベースのパルスシーケンスはＵＴＥによる位相分散の損失が少なくなりうる。しかし、このような位相分散はＦＦＥのようなシーケンスではよくあることである。少なくとも部分的に傾斜磁場遷移が励起の後かつデータ収集前に起こることによる傾斜磁場の欠陥に対する感度は、このような傾斜遅延および非均一性をすべて特徴づけることによって、対応できる。傾斜遅延および非均一性は、分析モデルまたは反復数値解法を使用してｋ空間データを調整することによって、再構成の一部として補正できる。
【0066】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【0067】
３０ ＭＲＩシーケンス制御部
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】