(57)【要約】【課題】ＳＡＲ低減した非直交系撮像法において、良好な画像コントラストを実現し、アーチファクトを低減する。【解決手段】非直交系計測内でフリップ角を変化させ、ＳＡＲを低減させる。また、取得したエコー信号の各サンプリングデータを直交系座標に再配置する際に、ｋ空間の低空間周波数領域の格子点にＳＮＲの良好なサンプリングデータが高い寄与率で配置されるよう重み係数を決定し作用させる。さらに、重み係数にはエコー信号取得時刻も加味し、低質なデータの寄与を低減させる。【選択図】  図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
高周波磁場パルスおよび傾斜磁場パルスを制御し、非直交系計測空間データとなるエコー信号を計測する撮影手段と、前記非直交系計測空間データを直交系計測空間データに再配置するグリッディング手段と、前記直交系計測空間データを再構成して画像化する画像形成手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記非直交系計測空間データの収集に用いる高周波磁場パルスに複数種のフリップ角を設定するフリップ角設定手段を備え、
前記グリッディング手段は、フリップ角の異なる非直交系計測空間データの重み付け加算を用いて前記再配置を行うこと
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、
前記グリッディング手段は、当該非直交系計測空間データの収集に用いた前記高周波磁場パルスのフリップ角に応じた重み係数を用いて前記重み付け加算を行うこと
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１または２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記エコー信号の計測を複数のセグメントに分けて実行し、
前記フリップ角設定手段は、前記フリップ角を、セグメント毎に変化させること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１または２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記フリップ角設定手段は、前記フリップ角を連続的に変化させること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１から４いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、さらに、前記エコー信号の計測時刻に応じた前記重み係数を用いること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項１から５いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、全計測を計測空間における回転角の異なる複数のブレードに分割し、前記ブレード内で位相エンコード量を変えた複数のエコー信号を取得する計測を行い、
前記フリップ角設定手段は、前記ブレード内でフリップ角を変更すること
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６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記フリップ角設定手段は、前記フリップ角を前記ブレードの中央で所望の値となるように単調に変化させること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記ブレード内で変更されるフリップ角が最大であるときに計測されたエコー信号が計測空間の原点を通るデータとなるように、前記ブレード内で計測するエコー信号の計測順序を制御すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記ブレード内で変更されるフリップ角が最大であるときに計測されたエコー信号が、計測空間の原点を通るデータとなるように、前記計測空間における前記ブレードの位置を制御すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項１から８いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、前記重み係数を作用させる前に、前記エコー信号の振幅補正を行うこと
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項１から１０いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、前記フリップ角に前記計測空間の原点からの距離を加味し、前記重み係数を設定すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
請求項１から１１いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、前記重み係数に、前記非直交系計測空間データと、当該非直交系計測空間データが再配置される直交系計測空間データとの間の距離をさらに加味すること
を特徴とす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】
本発明は、核磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置）において、アーチファクトおよび比吸収率を低減する技術に関する。特に、非直交系の走査における同技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
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、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコード、周波数エンコードが付与される。計測されたエコー信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
【０００３】
ＭＲＩ装置を用いた撮影では、スピンの励起に用いるＲＦパルスのエネルギーが人体に吸収される割合である比吸収率（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ  Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ  Ｒａｔｅ；ＳＡＲ）が高くなると、人体に対して発熱などの影響を与える。ＳＡＲと撮影パラメータとの間には以下の（式１）の関係がある。
【数１】
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ここでＢ０は静磁場強度［Ｔ］、αはフリップ角［ｒａｄ］、Ｄはデューティーサイクル（単位時間当たりのＲＦパルス照射時間）である。（式１）より、ＳＡＲは静磁場強度の２乗に比例するため、ＭＲＩ装置の高磁場化によりＳＡＲの影響はより顕著なものとなる。また、デューティーサイクルに比例するため、特に１８０度のリフォーカスＲＦパルスを高速に照射する高速スピンエコーシーケンスや、短い繰り返し時間（ＴＲ）で励起ＲＦパルスを照射するＳＳＦＰシーケンスなどでＳＡＲが大きくなる。
【０００４】
一般に、ＳＡＲを低減するためには、ＴＲを長くする（Ｄを小さくする）かフリップ角を小さくすればよい。しかし、ＴＲを長くすることにより撮影時間の延長やコントラストの変化、フリップ角を低くすることにより信号ノイズ比（Ｓｉｇｎａｌ  ｔｏ  Ｎｏｉｓｅ  Ｒａｔｉｏ；  ＳＮＲ）の低下、などの影響がある。
【０００５】
そこで、このような問題に対し、２次元または３次元ｋ空間の位相エンコード量に応じてフリップ角を変化させ、ＲＦパワーを低減することでＳＡＲを低減する技術が提案されている（非特許文献１、特許文献１）。非特許文献１には、高速スピンエコーシーケンスを構成するリフォーカスパルスのフリップ角（フロップ角）を、特許文献１には、ＳＳＦＰシーケンスの励起パルスのフリップ角を、それぞれ位相エンコード量に応じて変更し、撮影全体のＳＡＲを低減する技術が開示されている。ここでは、計測空間（いわゆるｋ空間と呼ばれる空間）の低空間周波領域に配置されるエコー信号は、再構成画像のＳＮＲに強く寄与するため、ＳＮＲの高い、高フリップ角の信号を低空間周波領域に配置し、再構成画像のＳＮＲの低下を防いでいる。
【０００６】
【非特許文献１】“Hyperechoes”、 Magnetic Resonance in Medicine 46: 6-12 (2001)
【特許文献１】特表２００５−５２４４５３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
前述したように、高磁場のＭＲＩ装置を用いる撮影ではｋ空間位置によってフリップ角を可変にし、ＲＦパワーを低減することでＳＡＲを低減させる。上記文献に開示の方法では、ＳＮＲの低下を防ぐため、ＳＮＲへの寄与が小さいｋ空間の高空間周波数領域に配置されるエコー信号を低いフリップ角のＲＦパルスで計測するよう、位相エンコード量の絶対値（３次元撮影の場合は、位相エンコード量とスライスエンコード量の合成量）に応じてフリップ角を制御する。これは、ｋ空間をｋｘ軸またはｋｙ軸に沿ってサンプリングする直交座標系の走査（直交系計測）では有効である。
【０００８】
直交系計測に対し、原点を中心に放射線状やラセン状にｋ空間を走査する非直交系の走査（非直交系計測）がある。非直交系計測では、１つのエコー信号でもｋｙ軸（位相エンコード方向）について異なる値をとるため、上述の方法でＳＮＲの低下を防ぐことができない。
【０００９】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、非直交系計測において、ＳＡＲを低減させつつ、良好なＳＮＲを持たせる技術を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明は、ＳＡＲ低減のため、非直交系計測内でフリップ角を変化させる。取得したエコー信号の各サンプリングデータの直交系座標（直交系グリッド）への再配置（グリッディング）において、ｋ空間の低空間周波数領域の格子点にＳＮＲの良好なサンプリングデータが高い寄与率で再配置されるようフリップ角に応じた重み係数を用いる。
【００１１】
具体的には、高周波磁場パルスおよび傾斜磁場パルスを制御し、非直交系計測空間データとなるエコー信号を計測する撮影手段と、前記非直交系計測空間データを直交系計測空間データに再配置するグリッディング手段と、前記直交系計測空間データを再構成して画像化する画像形成手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記撮影手段は、前記非直交系計測空間データの収集に用いる高周波磁場パルスに複数種のフリップ角を設定するフリップ角設定手段を備え、前記グリッディング手段は、当該非直交系計測空間データの収集に用いた前記高周波磁場パルスのフリップ角に応じた重み係数を用いて前記再配置を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、アーチファクトの少ない画像を再構成可能な非直交系計測において、ＳＡＲを低減させつつ、良好なＳＮＲを持たせることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、添付図面に従って本発明の実施形態について説明する。なお、本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、第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体概要を図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。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、図１に示すように、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備える。
【００１４】
静磁場発生系２は、垂直磁場方式であれば、被検体１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１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ている。
【００１５】
傾斜磁場発生系３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９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とを備え、後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ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１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且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）とを印加して、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。
【００１６】
シーケンサ４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パルスシーケンスに従って繰り返し印加するよう各部を制御する。ＣＰＵ８の制御に従って動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。
【００１７】
送信系５は、被検体１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１にＲＦパルスを照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル（送信コイル）１４ａとを備える。送信系５は、高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２によって振幅変調し、振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された送信コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスを被検体１に照射する。
【００１８】
受信系６は、被検体１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ＮＭＲ信号（エコー信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂと信号増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを備える。送信コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のエコー信号が被検体１に近接して配置された受信コイル１４ｂで検出され、信号増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６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１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。
【００１９】
信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等とを行うもので、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＲＯＭ２１、ＲＡＭ２２等のメモリと、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを備える。受信系６から受け取ったデータに対してＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等を実行した結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。
【００２０】
操作部２５は、ＭＲＩ装置１００の各種制御情報や信号処理系７で行う処理の制御情報の入力インタフェースで、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４を備える。操作部２５はディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５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。
【００２１】
なお、送信コイル１４ａと傾斜磁場コイル９は、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種であって臨床で普及しているものは、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次元的に撮像する。
【００２２】
次に、一般的な非直交系計測におけるデータの再構成手順を説明する。ここでは、非直交系計測の中のラディアルサンプリング計測と呼ばれる、計測空間の略一点を回転中心として回転角を変えながら放射状にサンプリングを行い、１枚の画像再構成に必要なデータを得る計測を例にあげて説明する。また、ここでは、１枚の画像を構成するために必要な位相エンコードデータの取得を複数のセグメントに分割して行うものとする。以下、このような計測を非直交系セグメント計測と呼ぶ。
【００２３】
図２は、非直交系セグメント計測におけるデータの再構成の手順を説明するための図である。ここでは、説明を簡単にするために、セグメントの数を３とする。本図に示すように、非直交系セグメント計測においては、２軸方向、例えば、位相エンコード方向と周波数エンコード方向との傾斜磁場を組み合わせるとともに、両者の大きさの比率を変化させて計測を繰り返す。各セグメントにおいて取得したエコー信号は、ｋ空間原点を中心としてＧｘとＧｙとの比率で決まる傾斜を持つ走査線上にサンプリングされる（３１１、３１２、３１３）。セグメント単位で取得したデータ３１１、３１２、３１３をひとつの計測空間内に配置する（ステップ３０１）。そして、計測空間に配置されたデータに対してグリッディングと呼ばれる非直交系サンプリングデータを直交系サンプリングデータに変換する補間処理（以後、グリッディング処理と呼ぶ）を実施し、データを非直交座標系から直交座標系（直交系グリッド）に変換してｋ空間に再配置し（ステップ３０２）、再配置後のデータに対してフーリエ変換を行い（ステップ３０３）、画像化する（ステップ３０４）。
【００２４】
グリッディング処理では、直交座標系の１つの格子点について、その点から一定距離にある非直交座標のデータを用いて当該格子点のデータを作成する。このとき、各サンプリングデータについて、当該データの直交系グリッドからの距離ｒの関数を重み係数Ｗとして作用させる。
【００２５】
次に、本実施形態の、非直交系セグメント計測においてフリップ角を変化させて行う計測（可変フリップ角非直交系セグメント計測と呼ぶ。）について説明する。図３は、可変フリップ角非直交系セグメント計測において、セグメント単位でフリップ角ＦＡを変化させる計測を説明するための図である。本図において、（ａ）は、フリップ角ＦＡと時間ｔとの関係を、（ｂ）は、各フリップ角で取得するエコー信号と時間ｔとの関係を、（ｃ）は、取得したエコー信号を計測空間に配置したイメージを、それぞれ示す。以下、本実施形態では、説明を簡単にするために、セグメントを３つとする。
【００２６】
本実施形態では、撮影全体のＳＡＲを低減するため、セグメント毎にフリップ角を変化させて撮像を行う。ここでは、セグメント２１１におけるフリップ角をＦＡ１、セグメント２１２におけるフリップ角をＦＡ２、セグメント２１３におけるフリップ角をＦＡ３とすると、ＦＡ１＞ＦＡ２＞ＦＡ３となるよう変化させる。本実施形態では、各セグメントにおいてフリップ角ＦＡを変化させているため、それぞれのセグメント２１１、２１２、２１３で取得したエコー信号（計測空間データ）２２１、２２２、２２３は、異なるＳＮＲを持つ。異なるＳＮＲを持つエコー信号２２１、２２２、２２３から得られたサンプリングデータは、図３（ｃ）２３１、２３２、２３３に示すようにそれぞれ計測空間に配置される。なお、フリップ角の変化は上述のものに限られない。ただし、磁化の運動を安定に保つために、徐々に高く、もしくは低くしていくのが望ましい。
【００２７】
次に、本実施形態の可変フリップ角非直交系セグメント計測におけるデータの再構成手順を説明する。なお、以下の処理は、信号処理系７のＣＰＵ８が予めＲＯＭ２１またはＲＡＭ２２に記憶されたプログラム、または、操作部２５を介して入力されたユーザからの指示に従って、ＲＯＭ２１またはＲＡＭ２２に記憶されたデータ、または、操作部を介してユーザから入力されたデータを用いて実行する。図４は、可変フリップ角非直交系セグメント計測におけるデータの再構成の手順を説明するための図である。データ再構成の手順は、上述の一般的な非直交系計測における手順と基本的に同様である。
【００２８】
本実施形態では、セグメント毎にフリップ角を変化させているため、各セグメントで得られるエコー信号の信号強度は異なる。異なる信号強度のエコー信号から得られたサンプリングデータ１１１１、１１１２、１１１３を、ひとつの計測空間内に配置する（ステップ１１０１）。そして、グリッディング処理を行ってｋ空間に再配置し（ステップ１１０２）、再配置後のデータに対してフーリエ変換を行い（ステップ１１０３）、画像化する（ステップ１１０４）。
【００２９】
上述のように本実施形態ではセグメント毎にフリップ角を変化させているため、全セグメントの信号を配置した計測空間には、フリップ角の異なるＲＦパルスによるエコー信号から得られたデータが混在する。従って、ＳＮＲに差があるエコー信号が計測空間の同じ空間周波数領域に配置される。この計測空間を従来の方法で再構成すると、再構成画像のＳＮＲに大きく寄与する低空間周波数領域にも低いフリップ角のＲＦパルスによるエコー信号も配置され、画像のＳＮＲが低下するとともに、信号強度差により画像にアーチファクトが生じる。
【００３０】
そこで、本実施形態では、グリッディングする際に、再構成画像にアーチファクトの発生を低減させるように、距離ｒに加え、信号のフリップ角ＦＡに応じた重みをデータに付けて再配置する。各データに作用させる重みを重み関数Ｗと呼ぶ。本実施形態では、重み関数Ｗは、各サンプリングデータ（計測点）の直交系グリッドからの距離ｒの関数ｗ（ｒ）と、フリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）からなる。
【００３１】
距離ｒの関数ｗ（ｒ）は、直交系グリッドからの距離が大きくなるにつれて値が小さくなるものを採用する。例えば、以下の（式２）を用いる。
【数２】
2008295925.tif 000004
ここで、ｒｍａｘは、グリッディング最大半径である。
【００３２】
図５に本実施形態の重み係数Ｗに用いる各関数を示す。図５（ａ）は、（式２）で示される関数ｗ（ｒ）のグラフ５０１である。このような関数Ｗ（ｒ）を用いると、グリッディング時に直交系グリッドに近い計測点ほど重視される。なお、ｋ空間原点から直交系グリッドまでの距離Ｒが大きくなると計測点の密度が低くなり、半径ｒの円内の計測点数が減少する。従って、原点からの距離Ｒに応じて重み係数Ｗ（ｒ）を変化させてもよい。
【００３３】
また、フリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）は、高いフリップ角のＲＦパルスによるエコー信号に対しては大きく、低いフリップ角のそれに対しては小さく作用するものを採用する。これは、フリップ角の高いＲＦパルスによるエコー信号からの寄与を高め、画像ＳＮＲを向上させるためである。例えば、関数ｗ（ＦＡ）として、例えば、以下の（式３）を用いる。
【数３】
2008295925.tif 000005
ここで、ＦＡｍａｘは、フリップ角ＦＡの最大値である。
【００３４】
図５（ｂ）は、（式３）で示されるフリップ角ＦＡの関数ｗ(ＦＡ)のグラフ５０２である。ここで、ｗｍｉｎはフリップ角ＦＡが０のときの重み係数を示す。ｗｍｉｎはＦＡｍａｘ時のｗ（ＦＡ）の値（ここでは１）より小さい値をとり、０としても良い。本図に示すｗ（ＦＡ）は、ＳＮＲの高い高フリップ角のＲＦパルスによるエコー信号に対して大きく、低フリップ角のエコー信号に関しては小さい。従って、フリップ角が大きい（高い）サンプリングデータほど重視される。
【００３５】
次に、本実施形態の重み係数Ｗを用いたグリッディング処理について説明する。図６は、本実施形態のグリッディング処理の模式図である。図６（ａ）は、非直交系セグメント計測における計測空間のデータ配置の一部を表した図である。黒丸（４０１）は非直交系セグメント計測で取得したサンプリングデータ（計測点群）、白丸（４０２）は再配置する直交系グリッドである。また、Ｒ４０４は、原点からの距離である。本図においても、３つの異なるフリップ角（ＦＡ１＞ＦＡ２＞ＦＡ３）を用いて、エコー信号を取得したものとする。
【００３６】
本実施形態では、グリッディング処理時に用いる重み係数Ｗ＝ＷＦＡを、直交系グリッドからの距離ｒ（４０３）の関数ｗ（ｒ）とフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）との関数Ｗ（ｗ（ｒ）、ｗ（ＦＡ））＝ＷＦＡ（ｒ、ＦＡ）（４０５）として定義する。図６（ｂ）に示すように、グリッディング処理前の各計測点（４０６）に、距離ｒおよびフリップ角ＦＡにより変化する重み係数ＷＦＡ（４０７）を作用させ、直交系グリッド４０８に再配置する。
【００３７】
以上説明したように、本実施形態では、非直交系計測により得られたサンプリングデータをグリッディングする際に、各サンプリングデータに、距離ｒの要素にフリップ角ＦＡの要素を加味した重み係数Ｗを作用させる。フリップ角ＦＡの要素として、フリップ角ＦＡが大きくなるにつれて値が大きくなる関数を採用する。従って、グリッディング時に、高いフリップ角ＦＡのＲＦパルスにより得られたエコー信号、つまり、ＳＮＲの良好なエコー信号の寄与が高まる。これにより、体動などの影響を受けにくい非直交系計測において、フリップ角を変化させてＳＡＲを低減させながら、画像ＳＮＲを向上させることができる。
【００３８】
なお、上述のように、本実施形態では、セグメント毎にフリップ角を変化させているため、各セグメントで得られるエコー信号の信号強度は異なる。このフリップ角の異なるエコー信号間の信号強度差を補正するため、グリッディング処理の前に振幅補正を行うよう構成してもよい。すなわち、異なるフリップ角の振幅同士を規格化する。ここでは、異なる信号強度ｉ番目のエコー信号に補正係数Ｃｉ＝Ａｓｔ／Ａｉ（ここで、Ａｉはｉ番目エコー信号の最大振幅、Ａｓｔは基準とするエコー信号の最大振幅とする。）を乗算することで、全エコー信号を基準とする振幅に揃える。
【００３９】
振幅補正を含む場合のデータ再構成の手順を図７に示す。ここでは、異なる信号強度のエコー信号から得られたサンプリングデータ１２１１、１２１２、１２１３を、ひとつの計測空間内に配置する（ステップ１２０１）。全セグメントの信号を配置した計測空間には、フリップ角の異なるＲＦパルスによるエコー信号から得られたデータが混在する。上述の手法で振幅補正（ステップ１２０２）を行った後、グリッディング処理を行い（ステップ１２０３）、再配置後のデータに対してフーリエ変換を行い（ステップ１２０４）、画像化する（ステップ１２０５）。
【００４０】
なお、振幅補正と同様の効果を得られるように、重み係数を変更してもよい。この場合の重み係数Ｗ’は以下のとおりである。各エコー信号の振幅Ａｉは、磁化のｘｙ平面成分（横磁化：Ｍｘｙ＝Ｍｚ×ｓｉｎ（ＦＡ））の関数になることから、振幅補正係数Ｃｉは、以下の（式４）で表すことができる。
【数４】
2008295925.tif 000006
すなわち、振幅補正係数Ｃｉは、フリップ角の関数Ｃ（ＦＡ）と表すことができる。従って、重み係数のフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）にフリップ角の関数で表される振幅補正係数を乗算することにより、振幅補正と同様の効果が得られる。ただし、（式４）は、フリップ角ＦＡが０に近づくと発散するため、（式５）で表される発散防止の係数ｃを導入する。
【数５】
2008295925.tif 000007
上記発散係数を用い、フリップ角の関数として表される振幅補正係数Ｃ（ＦＡ）は、以下の（式６）で表される。
【数６】
2008295925.tif 000008
従って、重み係数Ｗ’は以下の（式７）で表される。
【数７】
2008295925.tif 000009
【００４１】
また、距離rの関数ｗ（ｒ）と同様に、ｋ空間原点からの距離Ｒ４０４によってフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）を変化させてもよい。図５（ｃ）、（ｄ）は、原点からの距離Ｒと、フリップ角ＦＡとを変数とするｗ（ＦＡ）５０３、５０４の一例を示す図である。ｗ（ＦＡ）５０３（または５０４）に示すように重み係数Ｗの中のフリップ角ＦＡの関数部分ｗ（ＦＡ）がフリップ角ＦＡと原点からの距離Ｒとの関数になる（ｗ（ＦＡ）＝（ｗ（ＦＡ）、ｗ（Ｒ））。ここでＲｍａｘはグリッディング最大半径である。ｗ（ＦＡ）５０３は、Ｒ方向にはＲ−２の関数になっている。これは非直交系セグメント撮像の計測点密度がＲ方向にＲ−２に比例して減少していくためである。ｗ（Ｒ）は、例えば、以下の（式８）で表される。
【数８】
2008295925.tif 000010
【００４２】
重み関数に用いるフリップ角の関数に、原点からの距離Ｒをさらに加味することにより、ｋ空間の低空間周波数領域では、各エコー信号はフリップ角に応じて重み付けされるとともに、高空間周波数領域に向かうに従って重み係数がフリップ角に関して一定になり、すべての信号を同等にグリッディングに用いることができる。
【００４３】
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、非直交系計測の中でも、１枚の画像を構成するために必要なデータの取得を複数のセグメントに分割して行い、セグメント内ではフリップ角ＦＡを一定としている。しかし、本実施形態では、フリップ角ＦＡは連続的に変化する。以下、非直交系の時間分解血管造影法を例にあげて説明する。また、本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
【００４４】
時間分解血管造影法は、ガドリニウム（Ｇｄ）などの造影剤の静脈注入と並行して高速撮影を連続的に行い、血管造影の様子を撮影する手法であり、高速撮影が可能なＳＳＦＰシーケンスが用いられる。本実施形態では、この時間分解血管造影法において、ＳＡＲを低減するために、連続撮影間のフリップ角を連続的に変化させる。
【００４５】
本実施形態のフリップ角ＦＡの連続変化を、フリップ角の変化関数ＦＡ（ｔ）として定義する。変化関数ＦＡ（ｔ）は、連続性、規則性を有する、例えば、正弦波形状のように規則的な形状とするのが望ましい。これは、フリップ角が急激に変化すると磁化の定常状態に影響し、画像にアーチファクトを招くためである。例えば、フリップ角ＦＡの変域をＦＡｍｉｎ〜ＦＡｍａｘとする正弦波形状とすると、変化関数ＦＡ（ｔ）は、以下の（式９）のように定義する。
【数９】
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ここで角周波数ωはＴＲ（繰り返し時間）や位相エンコード数などの撮影パラメータ、または、心拍や呼吸周期などの生体情報から決定してもよい。図８は、本実施形態の計測を説明するための図である。図８（ａ）は、（式９）で定義されるフリップ角ＦＡの変化関数のグラフ７０１である。また、図８（ｂ）は、各フリップ角で取得するエコー信号と時間ｔとの関係を示す。
【００４６】
本実施形態においても、第一の実施形態と同様に、フリップ角ＦＡを変化させて取得したエコー信号のサンプリングデータのグリッディング処理時に、重み係数Ｗを作用させる。重み係数Ｗは、距離ｒの関数ｗ（ｒ）にフリップ角ＦＡの要素を加味する。フリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）は、たとえば、第一の実施形態の（式３）を用いる。本実施形態では、（式３）のＦＡに（式９）のＦＡ（ｔ）を代入する。
【００４７】
このようにして、本実施形態においても、グリッディング時に、高いフリップ角ＦＡのＲＦパルスにより得られたエコー信号の寄与が高まり、ＳＮＲの良好なエコー信号の寄与が高まる。これにより、体動などの影響を受けにくい非直交系計測において、フリップ角を変化させてＳＡＲを低減させながら、画像ＳＮＲを向上させることができる。
【００４８】
＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明の第三の実施形態を説明する。第一および第二の実施形態では、各計測点を直交座標にグリッディングする際、重み係数として、直交系グリッドからの距離ｒの関数に、フリップ角ＦＡの関数を加味している。本実施形態では、さらに、各計測点のデータを取得する時刻も加味する。以下、非直交系ＳＳＦＰシーケンスのセグメント計測を例にあげて説明する。なお、本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
【００４９】
図９は、本実施形態の計測を説明するための図であり、脂肪抑制パルス（ＣＨＥｍｉｃａｌ  Ｓｈｉｆｔ  Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ；ＣＨＥＳＳ）を併用した可変フリップ角ＳＳＦＰシーケンスの模式図である。ＣＨＥＳＳなどのプリパルス（６０１）を用いる計測の場合、その効果を保持するために計測を複数のセグメント（６０２〜６０４）に分割する。この他にもセグメント計測は、撮影を心電図などの生体信号に同期させる場合などに用いられる。図９（ａ）は、セグメント毎の取得したエコー信号と時刻ｔとの関係を示す。図９（ｂ）は、１つのセグメントにおけるＲＦパルスの照射シーケンスを示す。図９（ｃ）は、図９（ｂ）に示す照射シーケンスにおけるフリップ角ＦＡの変化を示す。図９（ｄ）は、図９（ｂ）に示す照射シーケンスにおける重み係数の時間の要素の変化を示す。
【００５０】
ＳＳＦＰシーケンスでは磁化を定常化するため、計測開始前に複数のダミーパルス（６０５）を印加し、その後本計測（６０６）を開始する。ここでは計測セグメント内のフリップ角ＦＡ（６０７）は線形変化とする。なお、フリップ角ＦＡの変化は、磁化を安定にできるものであれば線形変化に限られない。
【００５１】
セグメント計測には、セグメント毎にダミーパルスを照射する移行期間がある。一般に、移行期間中は信号を取得しないため、非セグメント計測に比べ撮影時間は延長し、ＳＡＲも増大する。そこで、本実施形態では、撮影時間を短縮して撮影全体のＳＡＲを低減するために、ダミーパルス（６０５）によるエコー信号も読み出し、再構成に使用する。
【００５２】
しかし、ダミーパルス照射期間は磁化が安定していないため、収集したエコー信号（データ）をそのまま計測空間に配置すると画質低下につながる。そこでこの間のデータを使用はするが、重視しないようにするため、グリッディングの重み係数Ｗに時間の要素を加える（６０８）。
【００５３】
具体的には、ＣＨＥＳＳのプリパルス６０１のＲＦ強度が最大となる時刻（６０９）をｔ＝０、本計測が開始される時刻（６１０）をｔ＝ｔｓｔａｒｔとし、この間をダミーパルス期間（移行期間）とする。図９（ｄ）に示すグラフ６０８のように、重み係数Ｗの時間の要素として、磁化の運動が安定でないダミーパルス期間の信号に対しては小さくし、定常状態の磁化からの信号に対しては大きくなるような関数Ｗ（ｔ）を採用する。Ｗ（ｔ）としては、例えば、以下の（式１０）などが考えられる。
【数１０】
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【００５４】
さらに、本実施形態においても、第一の実施形態同様、各計測点について、直交系グリッドからの距離ｒの関数ｗ（ｒ）およびフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）を作用させる。
【００５５】
以上説明したように、本実施形態によれば、磁化が安定していないダミーパルスによるエコー信号も画質を低下させる（アーチファクトを招く）ことなく画像の再構成に用いることができる。従って、上記各実施形態で得られる効果に加え、信号取得効率が向上し、全体の撮影時間を短縮することができるるため、さらにＳＡＲを低減することができる。
【００５６】
＜＜第四の実施形態＞＞
次に、本発明の第四の実施形態を説明する。本実施形態は、非直交系撮像の中でも、ハイブリッドラディアル走査（プロペラスキャン）に本発明を適用するものである。なお、本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
【００５７】
プロペラスキャンは、全計測を複数のブロック（ブレード）に分割し、各ブレードが計測空間上で異なる回転角となるよう計測する。各ブレード内では、１つの回転角に対して、通常計測の場合と同様に位相エンコードパルスを付加して複数のエコー信号を取得し、これを回転角毎に、すなわち、ブレード毎に繰り返して一枚の画像再構成に必要な全てのエコー信号を取得する。
【００５８】
本実施形態では、１つのブレード内で取得されるエコー信号毎にフリップ角を変化させてＳＡＲの低減を図る。プロペラスキャンにおいても上述のようにフリップ角（および信号取得時刻）に応じた重み係数Ｗを設定することは、前述の各実施形態と同様である。しかし、プロペラスキャンの場合、ブレード内のエコー信号を取得する順番（走査順）の関係でフリップ角ＦＡの変化関数はいくつかの態様を取り得る。
【００５９】
図１０は、本実施形態のエコー信号の配置とフリップ角ＦＡの変化関数との関係を説明するための図である。ここでは、ブレード内のエコー信号数が５つの場合を例にあげて説明する。図１０（ａ）は、プロペラスキャンの１つのブレードにおけるフリップ角ＦＡの変化関数の一例である。本図に示すように、フリップ角の変化関数ＦＡ（ｔ）が８０１のような形状を有し、ブレード内の５つのエコー信号をシーケンシャルに取得する場合を考える。図１０（ｂ）は、取得したエコー信号をｋ空間に配置したものである。ここで、最も高いＳＮＲを持つエコー信号（８０３）が５番目のエコー信号であるとすると、本図に示すように、これはｋ空間においてブレードの端に配置され、ｋ空間中心（ｋ空間原点）には配置されない。
【００６０】
従って、所望の（最もＳＮＲの高い）エコー信号をｋ空間原点に配置するためには、ブレード内走査順とフリップ角ＦＡの変化関数とのうち、いずれか一方を変更する。以下、所望の信号をｋ空間原点に配置する処理について説明する。
【００６１】
図１０（ｃ）はフリップ角ＦＡの変化関数を変更する例である。本図に示すように、ｋ空間中心に最もフリップ角の大きなＲＦパルスによるエコー信号が配置されるよう、フリップ角ＦＡの変化関数８０２の形状を変更する。ここでは、シーケンシャルに取得するエコー信号の中の中央のエコー信号（ここでは、３番目のエコー信号）のフリップ角が最も大きくなるような変化関数とする。フリップ角ＦＡの変化関数の形状は、データがｋ空間に配置された際、ｋ空間原点を通るエコー信号ほどフリップ角ＦＡが大きくなるように定める。
【００６２】
図１０（ｄ）はブレード内のエコー配置順を変更する例である。この場合、フリップ角ＦＡの変化関数は図１０（ａ）のものを用いる。本図に示すように、ｋ空間中心に最もフリップ角ＦＡの大きなＲＦパルスの照射により得られるエコー信号が配置されるよう変更する。ここで、８０５は図１０（ａ）の走査順に従って各エコー信号に付与された番号（エコー番号）である。ここでは、最も大きいフリップ角ＦＡにより得られるエコー信号（ここでは、５番のエコー信号）がｋ空間の原点を通るよう走査順を変更する。なお、エコー信号の配置順は、データがｋ空間に配置された際、ｋ空間原点近くを通るエコー信号ほどフリップ角ＦＡが大きくなるよう定める。
【００６３】
なお、変更を加える対象は、撮影の特性によって決定または選択する。連続計測の場合はフリップ角ＦＡの変化関数を、セグメント計測の場合はブレード内走査順を変更するのが望ましい。
【００６４】
また、フリップ角ＦＡの変化関数またはブレード内走査順の変更以外に計測開始位置のシフトによっても所望のエコー信号をｋ空間原点に配置できる。図１１は計測開始位置のシフトによって所望のエコー信号がｋ空間原点を通るように配置する手順を説明するための図である。ここでは、全計測を８ｂｌａｄｅに分割するものとする。また、フリップ角ＦＡの変化関数は図１０（ａ）に示すような時間軸に沿って漸増する関数であり、ブレード内をシーケンシャルに計測するものとする。
【００６５】
図１１（ａ）は、計測開始位置をシフトさせない場合を示し、ここでは、エコー信号９０１を計測開始点とすると、最もＳＮＲの高い（所望の）エコー信号９０２の配置位置がｋ空間原点から外れた位置となる。このとき、全８ブレードについてｋ空間走査を表すと９０３のようになる。図１１（ｂ）は、計測開始位置をシフトさせる場合を示す。計測開始位置（９０４）をブレード内の走査方向に直交する方向にシフトさせると、所望のエコー信号９０５は、ｋ空間中心に配置される。このとき、全８ブレードについてｋ空間走査を表すと９０６のようになる。
【００６６】
本実施形態では、以上のように、所望のエコー信号をｋ空間の原点に配置するよう計測条件を設定して計測を行った後、サンプリングデータと直交系グリッドとの距離ｒ、フリップ角ＦＡ、時間ｔに応じた重み係数Ｗを作用させてグリッディング処理を行い、フーリエ変換し、画像を再構成する。
【００６７】
以上説明したように、本実施形態では、プロペラスキャンの場合であっても、グリッディング時に、高いフリップ角ＦＡのＲＦパルスにより得られたエコー信号の寄与が高まり、ＳＮＲの良好なエコー信号の寄与が高まる。これにより、体動などの影響を受けにくい非直交系計測において、フリップ角を変化させてＳＡＲを低減させながら、画像ＳＮＲを向上させることができる。
【００６８】
上記各実施形態によれば、フリップ角を変化させる非直交系計測において、良好なＳＮＲを得ることができる。従って、ＳＡＲを低減させつつ良好なＳＮＲを有し、かつ、アーチファクトの少ない画像を再構成できる。
【００６９】
なお、本発明は、パラレルイメージングにも適用することができる。パラレルイメージングではマルチプルコイルを用いる。本計測でエコー信号を間引いて取得し、マルチプルコイルの感度差を用いて折り返しを展開する。そのためパラレルイメージングでは、マルチプルコイルを構成する各コイルの感度分布を計測する必要があり、低いフリップ角を用いたシーケンスで各コイルの感度分布を本計測に先立って計測する。
【００７０】
図１２は、本発明をパラレルイメージングに適用する場合の処理を説明するための図である。フリップ角を変更して取得した計測データ（１００１〜１００３）を合成して本計測データ（１００４）とする。また、本計測データの中で低いフリップ角で取得したセグメントデータ（１００１）を各コイルの感度データとして用い、パラレル再構成（１００５）を行い、展開画像（１００６）を得る。このとき、感度データにアーチファクトが生じないように、ｋ空間にローパスフィルタを適用し、低域データのみを用いる。この手法によれば、パラレルイメージングにおいても、本計測の画像コントラストとは無関係に、常に低いフリップ角を用いたコイル感度に近いデータを取得できる。
【００７１】
また、上記第一の実施形態で説明した振幅補正については、第二〜第四のいずれの実施形態においても適用できる。また、フリップ角ＦＡの関数をｋ空間原点からの距離Ｒに応じて変化させる構成についても同様である。
【図面の簡単な説明】
【００７２】
【図１】第一の実施形態のＭＲＩ装置のブロック図である。
【図２】非直交系計測のデータ再構成の手順を説明するための図である。
【図３】第一の実施形態の計測を説明するための図である。
【図４】第一の実施形態のデータ再構成の手順を説明するための図である。
【図５】第一の実施形態の重み係数のグラフである。
【図６】第一の実施形態のグリッディング処理の模式図である。
【図７】第一の実施形態の振幅補正を含む場合のデータ再構成の手順を説明するための図である。
【図８】第二の実施形態の計測を説明するための図である。
【図９】第三の実施形態の計測を説明するための図である。
【図１０】第四の実施形態のエコー信号の配置を変換する処理を説明するための図である。
【図１１】第四の実施形態のエコー信号の配置を変換する処理の別の例を説明するための図である。
【図１２】パラレルイメージングに適用した実施形態のデータ再構成の手順を説明するための図である。
【符号の説明】
【００７３】
１…被検体、２…静磁場発生系、３…傾斜磁場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、７…信号処理系、８…中央処理装置（ＣＰＵ）、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発振器、１２…変調器、１３…高周波増幅器、１４ａ…高周波コイル（送信コイル）、１４ｂ…高周波コイル（受信コイル）、１５…信号増幅器、１６…直交位相検波器、１７…Ａ／Ｄ変換器、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ、２１…ＲＯＭ、２２…ＲＡＭ、２３…トラックボール又はマウス、２４…キーボード、５１…ガントリ、５２…テーブル、５３…筐体、５４…処理装置
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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