JP5650044B2

JP5650044B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP5650044B2
Application number: JP2011095616A
Authority: JP
Inventors: 致知濱田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2011-04-22
Filing date: 2011-04-22
Publication date: 2015-01-07
Anticipated expiration: 2031-04-22
Also published as: JP2012223469A

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、MRIという。)装置及びその調整方法に係り、特に、高速スピンエコー法(以下、FSE法という。)を用いたMRI装置における画質改善技術に関する。

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、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR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。

MRIでは、近年では様々なパルスシーケンスが用いられているが、中でもFSE法と呼ばれるパルスシーケンスは、その撮像時間の短さと、撮像可能な画像種の多様さのため大変広く用いられ、MRI撮像の主要な部分を成すパルスシーケンスとなっている。

しかしながら、FSE法では、1回の90°励起RFパルスに引き続き、複数の180°反転RFパルスを印加してエコーを繰り返し反転し、複数のスピンエコーを得る手法であるため、実際のハードウェアによって発生させられるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる理想状態の波形に対する誤差の影響を受けやすい。すなわち、CPMGを保つことができなくなり、再構成画像にリンギングやブラーリングなどのアーチファクトが生じてしまう問題があった。

特許文献1及び非特許文献1では、この問題について、プリスキャンによって得られた2つのエコー信号を較正のためのエコーデータとして取得し、その結果を用いて実際のパルスシーケンスの実行の際に補正していた。

特開平7-163544号公報

R. Scott Hinks etc., "Fast Spin Echo Prescan for Artifact Reduction", Soc. Magn. Reson. Abstracts, 1995; 3: 634.

しかしながら、特許文献1及び非特許文献1に係る補正方法では、FSE法における全てのエコー信号に一様の設計誤差が生じているものと仮定し、補正計算を行っていたが、実際にはハードウェアの性能に依存して、90°RFパルス励起に引き続く複数の180パルスおよび傾斜磁場パルスが、それぞれに異なった誤差を含有して印加され続け、その結果、各エコー信号にまちまちの影響を与えることが考えられる。

言い換えれば、特許文献1及び非特許文献1記載の従来技術は、2番目のエコーまでにオフセット的に乗る誤差を補正できるが、3番目以降のエコーにもそれぞれ生じ、蓄積していく誤差は補償しきれない。

本発明の目的は、FSE法の更なる画質の改善をすることにあり、より具体的にはシーケンスの途中で逐次累積するRFパルスや傾斜磁場パルスの理想状態に対する誤差の影響を、正確に補正して、高画質化を図ることにある。

上記の課題を解決するために、本発明によれば、少なくとも3つ以上のエコー信号を取得する高速スピンエコー法におけるRFパルスあるいは傾斜磁場パルスをプリスキャンを用いて補正して画像を生成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記プリスキャンにおいて得られたエコー信号に基づいて、前記RFパルスの照射位相の誤差を計算する計算手段と、該計算手段で得られた計算結果に基づいて、前記RFパルスの照射位相の誤差を補正する補正手段と、前記エコー信号の数を少しずつ増やしながら、前記計算手段による計算と前記補正手段による補正を繰り返す繰り返し手段を備える。

少なくとも3つ以上のエコー信号を取得する高速スピンエコー法におけるRFパルスあるいは傾斜磁場パルスをプリスキャンを用いて補正して画像を生成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記プリスキャンにおいて得られたエコー信号に基づいて、前記傾斜磁場パルスの誤差を計算する計算手段と、該計算手段で得られた計算結果に基づいて、前記傾斜磁場パルスの誤差を補正する補正手段と、前記エコー信号の数を少しずつ増やしながら、前記計算手段による計算と前記補正手段による補正を繰り返す繰り返し手段を備える。

本発明によれば、FSE法の更なる画質の改善が可能になり、より具体的にはシーケンスの途中で逐次的に累積するRFパルスや傾斜磁場パルスの理想状態に対する誤差の影響を、正確に補正することが可能となる。

本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を示す図 FSE法のパルスシーケンス図パルスシーケンス実行の際に印加されるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる理想的な波形に対する誤差とその影響を説明した図位相エンコード傾斜磁場パルスを印加しないFSE法のパルスシーケンスを示す図位相エンコード傾斜磁場パルスを印加せずにエコー計測を行い、周波数エンコード方向にのみ大きさを有する1次元のデータがエコートレイン分計測した後、これらを各々周波数エンコード方向にフーリエ変換後に位相の傾き(1次成分) Φ₁と傾斜磁場中心における切片(0次成分) Φ₀を求める図 FSE法によるパルスシーケンスを計測されるエコーごとにグループに分割し、プリスキャンを行う図実施例に係るMRI装置のCPU8の内部構造を説明する図実施例による補正及び調整のフローチャートを示す図 RFパルスとともに発生するFIDを消去するためのクラッシャー傾斜磁場パルスが設置されている例を示す図

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。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、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、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、MRI装置は静磁場発生系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とを備えて構成される。

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。

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軸方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル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とから成り、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選択傾斜磁場パルス(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傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード傾斜磁場パルス(Gf)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。

シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある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、CPU8の制御で動作し、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。

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とから成る。高周波発振器11から出力されたRF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により振幅変調し、この振幅変調されたRF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高周波コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。

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) 14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル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NMR信号が被検体1に近接して配置された高周波コイル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。
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、CRT等からなるディスプレイ20とを有する。受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、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。

操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7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23、及び、キーボード24から成る。この操作部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装置の各種処理を制御する。

なお、図1において、送信側の高周波コイル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ている。また、受信側の高周波コイル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次元的に撮像する。

次に、本発明の対象とする少なくとも3つ以上のエコー信号を取得するFSE法のパルスシーケンスを説明する。図2は、FSE法のパルスシーケンス図200である。本図において、RF、Gs、Gp、Gf、Echoはそれぞれ、RFパルスの印加、スライス選択傾斜磁場パルスの印加、位相エンコード傾斜磁場パルスの印加、周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加、エコー信号の取得を示す軸を表す。また、ここでは、一例として、1回の90°励起RFパルス201について、3個のエコー信号209(1)〜(3)群を取得するFSEシーケンス200を示す。

FSEシーケンス200では、まず、撮影面内のスピンに高周波磁場を与える90°励起RFパルス201とともに、スライス選択傾斜磁場パルス202を印加する。スライス選択傾斜磁場パルス202の印加直後にスライス選択傾斜磁場パルス202により拡散したスピンの位相を戻すためのスライスリフェーズ傾斜磁場パルス203を印加するとともに、エコー信号を生成させるために、予めスピンの位相を分散させておくためにディフェーズ傾斜磁場パルス204を印加する。その後、スピンをスライス面内で反転するための180°反転RFパルス205(1)〜(3)を繰り返し印加するとともに、各180°反転RFパルス205(1) 〜(3)の印加毎に、スライスを選択するスライス選択傾斜磁場パルス206(1)〜(3)、位相エンコード傾斜磁場パルス及びそのリワインドパルス207(1)〜(5)、周波数エンコード傾斜磁場パルス208(1)〜(3)を印加し、サンプリングウインド(図示せず。)のタイミングで、エコー信号209(1)〜(3)を取得する。ここでは、上述のように、1回の90°励起RFパルス201について3個のエコー信号209(1)〜(3)群を取得するため、180°反転RFパルス205(1)〜(3)を3回印加する。

また、FSE法による撮影では、このFSEシーケンス200を、時間間隔(TR)毎に位相エンコード傾斜磁場パルス及びそのリワインドパルス207(1)〜(5)群の面積を変えながら繰り返し、時間間隔(TR)毎に画像に必要な全てのエコー信号209(1)〜(3)群を取得する。1回のFSEシーケンス200の実行を、ショットと呼ぶ。

図2において示したFSE法において、本発明において補正の対象とするシーケンスが、理想的なシーケンスに対して有する誤差は次のようなものである。その第1は、FSE法における180°反転RFパルスの照射位相が、理想状態である場合との間に持つ誤差である。180°反転RFパルスがシーケンスの最初に印加される90°励起RFパルスに対して理想通りの照射位相に印加されなければ、正常なエコー信号が取得できない。その第2は、傾斜磁場パルスの面積不整合である。例えば、FSE法では、周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加面積がディフェーズ傾斜磁場パルスの印加面積と一致した時に、振幅が最高となるようにエコー信号が発生するが、印加される傾斜磁場パルスの強度が理想的でないと、規定より早めにエコー信号が発生したり、遅めにエコー信号が発生して、エコ−ピークがずれる。また、印加される傾斜磁場パルスに起因して渦電流が発生すると、やはり傾斜磁場パルスの面積不整合の問題が生じるので、規定より早めにエコー信号が発生したり、遅めにエコー信号が発生したりして、エコ−ピークがずれる。

本発明では、FSE法のパルスシーケンス実行の際に印加されるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる理想的な波形に対する誤差の画質への影響は、エコー信号の位相変化として捉えることが出来るため、位相変化及びその補正方法に絞って説明をする。

図3(a)及び(b)は、パルスシーケンス実行の際に印加されるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる理想的な波形に対する誤差とその影響を説明したものである。

図3(a)及び(b)において左側は、エコー信号をそのまま並べたk空間の計測データを表し、右側は、k空間の計測データを周波数エンコード方向に1次元フーリエ変換をしたハイブリッドデータである。また、図3(a)は、パルスシーケンス実行の際に印加されるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる理想的な波形に対する誤差がない場合の例(パルスシーケンスが理想的な場合)であるのに対して、図3(b)は、パルスシーケンス実行の際に印加されるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる理想的な波形に対する誤差がある場合の例である。

図3(a)左側の図で誤差がない場合には、エコー信号が周波数エンコード傾斜磁場パルスの時間的に中央となる位置で、強度が最大(ピーク)となるように制御され、中心にエコーピークが並ぶ。このようなk空間の計測データを周波数エンコード方向に1次元フーリエ変換をし、位相情報に変換すると、図3(a)右側の図のようにハイブリッド空間全体にわたって均一な位相になる。しかし、図3(b)左側のように、エコー信号によって、周波数エンコード傾斜磁場パルスに対するエコーピークの時間的位置が異なる場合、k空間の計測データの周波数エンコード方向の1次元フーリエ変換後の位相に傾きが生じ、位相エンコード方向にデータの不連続性が生じることとなり、更に位相エンコード方向にフーリエ変換した再構成後の画像にリンギングやブラーリングなどのアーチファクトが生じる。

特許文献1及び非特許文献1に記載の従来技術では、撮像に用いるパルスシーケンスを元にしたプリスキャンを行い、そこから得られる最初の2エコー分のデータから位相情報を得ることで、傾斜磁場パルスとRFパルスの誤差を計算し、パルスシーケンスに反映させる方法を提案している(特許文献1公開公報｛0016｝参照。)。しかしながら、全エコーに一定の誤差が生じていることを前提とし、一様に誤差を調整しているため、パルスシーケンスの各所で生じる予期しない不要磁場の発生には対応できない。

本発明では、以下に示す方法により、シーケンスの途中で逐次的に累積するRFパルスや傾斜磁場パルスの理想状態に対する誤差の影響を、正確に補正する。以下順に説明する。
そのために先ず、本実施例で取り扱うFSE法に生じる誤差について説明する。FSE法はスピンエコー法を基本とした撮像法であるが、複数の180°反転RFパルスを使用することで、1つの90°励起RFパルスに対して複数のスピンエコー(エコートレイン)を計測する撮像法である。計測されるエコーは、180°反転RFパルスによる反転や傾斜磁場パルスの印加を繰り返し経験するため、そこに蓄積される誤差の影響は計測エコー毎に異なっている。ただし、再構成後の画像にアーチファクトが生じる主な原因は、計測データの位相によるものの影響が大きいため位相について述べる。先ず、位相誤差は、
Φ =Φ₀+Φ₁r+Φ₂r² + … 式(1)
で表される。ただし、式(1)において、r : 傾斜磁場中心からの距離、Φ₀ : 距離に依存しない位相誤差(0次項)、Φ₁r : 距離に1次依存する位相誤差で、Φ₁はその係数、Φ₂r² : 距離に2次依存する位相誤差で、Φ₂はその係数である。ただし、エコートレイン中に蓄積する位相誤差は、(A)2番目までのエコーにオフセット的に乗る誤差、(B)3番目以降のエコーに生じ、蓄積していく誤差の2つがある。ここで、これらを補正するためには誤差成分の次数に対応し、且つ制御された磁場を印加する必要があるが、現在のMRI装置では全物理軸に対応する2次項以上のコイルを有していないのが一般的であるため、以降、0次項(Φ₀)と1次項(Φ₁r)についてのみ取り扱う。

次に、一般的なプリスキャンを用いたFSE法のパルスシーケンス調整について説明する。特許文献1及び非特許文献1で述べられているように、FSE法において生じている位相誤差は、位相エンコード傾斜磁場パルス及びそのリワインドパルス207を印加しないFSE法のパルスシーケンスを用いることで計測することができる(図4参照)。位相エンコード傾斜磁場パルスを印加せずにエコー計測を行うと、周波数エンコード方向に大きさを有する1次元のデータがエコートレイン分計測される。これらを各々周波数エンコード方向にフーリエ変換後に位相の傾き(1次成分) Φ₁と傾斜磁場中心における切片(0次成分) Φ₀を求める(図5参照)。それらを連続する2エコー(エコーA、エコーBとする)間で比較する。その結果、0次の位相誤差ΔΦ₀である。

ΔΦ₀ = (Φ_0B - Φ_0A) / 2 式(2)
を180°反転RFパルスの初期位相のオフセット、1次の位相誤差ΔΦ₁である
ΔΦ₁ = (Φ_1B - Φ_1A) / (2・γ) 式(3)
(ただし、γ：磁気回転比)を周波数エンコード傾斜磁場パルス208の前半部分のオフセットとして適正量を補正する。より具体的には、傾斜磁場中心における切片の値について、Φ_0BよりΦ_0Aが小さかった場合には、ΔΦ₀は正となるので、その分エコーAとエコーBの間に印加される180°反転RFパルスは、ΔΦ₀だけ照射位相を早め、Φ_0BよりΦ_0Aが大きかった場合には、ΔΦ₀は負となるので、その分エコーAとエコーBの間に印加される180°反転RFパルス205は、｜ΔΦ₀｜だけ照射位相を遅くする。また、位相の傾きについて、Φ_1B より Φ_1Aが小さかった場合には、ΔΦ₁は正となるので、その分周波数エンコード傾斜磁場パルス208の前半部分の強度を減らし、位相の傾きについて、Φ_1B より Φ_1Aが大きかった場合には、ΔΦ₁は負となるので、｜ΔΦ₁｜だけ周波数エンコード傾斜磁場パルス208の前半部分の強度を増やす。

次に本発明の実施例で行う補正値算出及び調整の方法について説明する。特許文献1及び非特許文献1記載の方法は、位相誤差がある誤差量のままエコートレイン全体に渡って影響を及ぼすことを前提としている。しかし、各エコー計測時に生じる不要磁場が不安定な場合には、依然として各エコー独自の誤差が残留することとなる。そこで本発明では、FSE法によるパルスシーケンスを計測されるエコーごとにグループに分割し、プリスキャンを行う(図6)。図6において、Group1は、ディフェーズ傾斜磁場パルス204と、180°反転RFパルス205(1)とスライス選択傾斜磁場パルス206(1)と周波数エンコード傾斜磁場パルス208(1)の1セットとし、Group2は、180°反転RFパルス205(2)とスライス選択傾斜磁場パルス206(2)と周波数エンコード傾斜磁場パルス208(2)の1セットとし、Group3は、180°反転RFパルス205(3)とスライス選択傾斜磁場パルス206(3)と周波数エンコード傾斜磁場パルス208(3)の1セットとする。

次に、図7を用い、実施例に係るMRI装置のCPU8の内部構造を説明する。本実施例に係るMRI装置のCPU8内は、少なくとも3つ以上のエコー信号を取得する高速スピンエコー法におけるパルスをプリスキャンを用いて補正して画像を生成する磁気共鳴イメージング装置において、前記プリスキャンにおいて得られた第1の数より少ない第2の数のエコー信号に基づいて、前記パルスの誤差を計算する計算手段と、該計算手段で得られた計算結果に基づいて、前記パルスの少なくとも一部を補正する補正手段と、前記第2の数を少しずつ増やしながら、前記計算手段による計算と前記補正手段による補正を繰り返す繰り返し手段を備えている。即ち、RFパルスと傾斜磁場パルスを制御するシーケンサ4に接続され、FSEシーケンスを実行するためのFSEシーケンス実行部8aと、シーケンサ4に接続され、プリスキャンを実行するためのプリスキャン実行部8bと、受信系6に接続され、受信系6で得られたエコー信号を記憶するためのエコー信号記憶部8cと、エコー信号記憶部8cに接続され、得られたエコー信号を互いに比較して、ハードウェアによって発生させられるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる若干の誤差を計算する誤差計算部8ｄと、誤差計算部8dに接続され、ハードウェアによって発生させられるRFパルスや傾斜磁場パルスに含まれる誤差を補正するRFパルス、傾斜磁場パルス補正部8eと、誤差計算部8dによる計算とRFパルス、傾斜磁場パルス補正部8eによる補正を繰り返すための繰り返し手段(図示せず。)より構成されている。RFパルス、傾斜磁場パルス補正部8eはまた、FSEシーケンス実行部8aとプリスキャン実行部8bに接続され、FSEシーケンス実行時及びプリスキャン実行時に、照射するRFパルスや印加する傾斜磁場パルスのタイミングや波形を補正できるようになっている。

また、エコー信号記憶部8cは、画像再構成等を行なう表示信号処理部8fに接続され、表示信号処理部は、ディスプレイ20(外部メモリ)に接続されている。

図8に実施例による補正及び調整のフローチャートを示す。次に図8のフローチャートの各ステップを順に説明する。

(ステップ801)
先ず最初に、CPU8は、エコーナンバーを示すカウンターｎをゼロとする。

(ステップ802)
CPU8は、カウンターを1つ足してインクリメントする。

(ステップ803)
CPU8内のプリスキャン実行部8bは、最初の90°励起RFパルスから、Group nまでのプリスキャンシーケンスを実行し、得られたエコー信号をエコー信号記憶部8cに記憶する。

(ステップ804)
CPU8内の誤差計算部8dは、エコー209(n-1)とエコー209(n)を用いて、式(2)と式(3)に基づき、ΔΦ₀とΔΦ₁を計算する。ただし、n=1の場合は、エコー209(n-1)をゼロとする。

(ステップ805)
CPU8内のRFパルス、傾斜磁場パルス補正部8eは、180°反転RFパルス205(n)の照射位相及び、周波数エンコード傾斜磁場パルス208(n)によるエコー取得時の前半部分の傾斜磁場パルス印加量を補正する。

(ステップ806)
CPU8は、全エコー取得まで調整完了したかを判断する。全エコー取得まで調整した場合には、終了する。全エコー取得まで調整していない場合には、ステップ802へ移行する。

以上説明したフローに従う本実施例における実際の手順を次に説明する。

先ず、最初の90°励起RFパルス201から最初の180°反転RFパルス205(1)等を含むGroup1までを印加し、得られたエコー209(1)から位相誤差ΔΦ₀とΔΦ₁を求める。このとき、(式2)(式3)におけるエコーAのデータはゼロを用いることとする。そして、算出した位相誤差ΔΦ₀とΔΦ₁に基づいて、180°反転RFパルスの照射位相び、周波数エンコード傾斜磁場パルス208aによるエコーの前半分取得時の印加量を調整する。ただし、傾斜磁場パルスに適用する1次の位相誤差ΔΦ₁は、Group1における補正の際には、ディフェーズ傾斜磁場パルス(204)に適用しても構わない。また、周波数エンコード傾斜磁場パルス208(1)、・・・208(n)の時間的前後(両脇)に図9のようにRFパルスとともに発生するFIDを消去するためのクラッシャー傾斜磁場パルス901(1)が設置されている場合には、クラッシャー傾斜磁場パルス901(1)の印加量を補正することにより行なってもよい。

次に、Group1の調整が終了次第、Group2までのパルスシーケンスを印加し、同様に位相誤差を算出し、180°反転RFパルス205(2)と周波数エンコード傾斜磁場パルス208(2)に補正値を適用する。ここで、先にGroup1の調整が完了しており、180°反転RFパルス205(1)と周波数エンコード傾斜磁場パルス208(1)の変更が完了しているため、Group2で求める位相誤差はこの変化分による影響も考慮された結果となる。以下、エコートレインの全エコーの調整が完了するまで以上のプロセスを継続することで、好適な調整を行ったパルスシーケンスを得ることができる。

上記説明ではエコートレインの全エコーに対して調整を行ったが、撮像条件の設定によってはエコートレインが非常に長くなり、全エコーの調整を行うには非常に長い時間を要する場合も考えられる。このような場合を想定し、長いエコートレインにおいて、どの程度のエコーまで調整が必要なのか予め評価しておき、調整エコー数の上限を設定しておいてもよい。

上記実施例によれば、FSE法において、シーケンスの途中で逐次累積するRFパルスや傾斜磁場パルスの理想状態に対する誤差の影響を、正確に補正して、高画質化を図ることができる。

以上、本発明の実施例を述べたが、本発明はこれらに限定されるものではない。例えば、プリスキャンは少なくとも2回以上行なわれ、回数が増える度に、取得するエコー信号の数を増やしていけば良い。ここで、該回数を増やす度に増えて取得されるエコー信号の数に応じて、前記計算手段で計算のために用いるエコー信号の数を増やしていけば良い。あるいは、プリスキャンは1回のみ行なう方法も可能である。また、繰り返し手段は、エコー信号の数を1つずつ増やされながら繰り返しても良い。あるいは、繰り返し手段は、エコー信号の数を2つずつ増やされながら繰り返しても良い。また、誤差計算手段は、数が増やされたエコー信号と、その一つ前のエコー信号を比較して、前記誤差を計算しても良い。また、誤差計算手段は、数が増やされた2つのエコー信号と、その一つ前のエコー信号を比較して、前記誤差を計算しても良い。また、補正手段は、数が増やされたエコー信号と、その一つ前のエコー信号の間に挟まれた時間的タイミングに印加されるRFパルスの照射位相や傾斜磁場パルスの印加量を変更することにより、前記誤差を補正すれば良い。例えば、エコー信号を2つずつ増やしながら、調整を行う場合には、次のような計算をすれば良い。例えば、エコー信号を2つずつ増やしながら、調整を行う場合には、次のような計算をすれば良い。すなわち、エコー信号Aとエコー信号Bとエコー信号Cに基づいて誤差の計算及び補正をする場合には、先ずエコー信号A、エコー信号B、エコー信号Cの0次と1次の位相Φ₀ ^A、Φ₁ ^A、Φ₀ ^B、Φ₁ ^B、Φ₀ ^C、Φ₁ ^Cを求める。次に、Φ₀ ^A、Φ₁ ^A、Φ₀ ^B、Φ₁ ^Bを用いて1つ目の調整値を算出する。これによりエコー信号Bは完全に調整されると仮定して、Φ₀ ^C、Φ₁ ^CからΦ₀ ^B、Φ₁ ^Bを差分し、これからつ目の調整値を算出すれば良い。

本発明は、磁気共鳴イメージング装置及び方法に利用することができる。

200 FSEシーケンス、201 90°励起RFパルス、202 スライス選択傾斜磁場パルス、203 スライスリフェーズ傾斜磁場パルス、204 ディフェーズ傾斜磁場パルス、205 180°反転RFパルス、206 スライス選択傾斜磁場パルス、208 周波数エンコード傾斜磁場パルス、209 エコー信号

Claims

少なくとも３つ以上のエコー信号を取得する高速スピンエコー法におけるＲＦパルスを、プリスキャンを用いて補正して画像を生成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記プリスキャンにおいて得られたエコー信号に基づいて、前記ＲＦパルスの照射位相の誤差を計算する計算手段と、該計算手段で得られた計算結果に基づいて、前記ＲＦパルスの照射位相の誤差を補正する補正手段と、前記エコー信号を少しずつ増やしながら、前記計算手段による計算と前記補正手段による補正を繰り返す繰り返し手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記補正手段は、数が増やされたエコー信号と、その一つ前のエコー信号との間に印加される反転ＲＦパルスの照射位相を変えることにより、前記誤差を補正することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
少なくとも３つ以上のエコー信号を取得する高速スピンエコー法における傾斜磁場パルスを、プリスキャンを用いて補正して画像を生成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記プリスキャンにおいて得られたエコー信号に基づいて、前記傾斜磁場パルスの誤差を計算する計算手段と、該計算手段で得られた計算結果に基づいて、前記傾斜磁場パルスの誤差を補正する補正手段と、前記エコー信号を少しずつ増やしながら、前記計算手段による計算と前記補正手段による補正を繰り返す繰り返し手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
前記補正手段は、数が増やされたエコー信号と、その一つ前のエコー信号との間に印加される傾斜磁場パルスの印加量を変更することにより、前記誤差を補正することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記繰り返し手段は、エコー信号の数を１つずつ増やしながら繰り返すことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記繰り返し手段は、エコー信号の数を２つずつ増やしながら繰り返すことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記エコー信号の数を、最大でいくつとするかを設定する設定手段を備えたことを特徴とする請求項１乃至６のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記補正手段は、クラッシャー傾斜磁場パルスの印加量を変更することにより、前記誤差を補正することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。