以下、本発明の一実施形態について、図面� ��参照して記述する。
(第1の実施形態)

 まず、第1の実施形態の核磁気共鳴イメー ジング装置について説明する。図1は、本発� �が適用される核磁気共鳴イメージング装置� �典型的な構成を示すものである。このMRI装� �は、静磁場を発生するマグネット101と、傾� �磁場を発生する傾斜磁場コイル102と、被検� �(生体)103に高周波磁場パルス(以下、RFパルス )を照射するRFコイル107と、被検体103から発生 する核磁気共鳴信号(エコー)を検出するRFプ� �ーブ108を備えている。被検体(例えば、生体) 103は、マグネット101の発生する静磁場空間内 の寝台(テーブル)115に設置される。

 傾斜磁場コイル102は、傾斜磁場電源105に� ��続されている。RFコイル107は、高周波磁場� �生器106に接続されている。RFプローブ108は、 受信器109に接続されている。シーケンサ104は 傾斜磁場電源105と高周波磁場発生器106に命令 を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場 を発生させる。これによりRFパルスがRFコイ� �107を通じて被検体103に印加されるとともに� �スライス選択や位相エンコードなどの位置� �報をエコー信号に与えるための傾斜磁場パ� �スが傾斜磁場コイル102によって印加される� �被検体103から発生した信号はRFプローブ108に よって受波され、受信器109で検波が行われる 。検波の基準とする核磁気共鳴周波数は、シ ーケンサ104によりセットされる。検波された 信号は信号処理部110に送られ、ここで画像再 構成などの信号処理が行われる。その結果は 、ディスプレイ111に表示される。必要に応じ て、記憶媒体112に検波された信号や測定条件 、結果を記憶させることもできる。

 また、傾斜磁場コイル102とRFコイル107と� �間には、静磁場均一度を調節するためのシ� �コイル113が配置されている。シムコイル113� �、所定の静磁場均一度を達成するために必� �に応じて使われる。シムコイル113は複数の� �ャネルからなり、シム電源114により電流が� �給される。静磁場均一度調整時には各シム� �イルに流れる電流をシーケンサ104により制� �する。シーケンサ104は、シム電源114に命令� �送り、静磁場不均一を補正するような付加� �な磁場をコイル113により発生させる。

 シーケンサ104は、各装置の動作を制御す� ��手段であり、予めプログラムされたタイミ� ��グ、強度で各装置が動作するように制御を� ��う。上記プログラムのうち、特に、高周波� ��場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強� ��を記述したものはパルスシーケンスと呼ば� ��る。本実施の形態のMRIでは、GrE系のパルス� ��ーケンスが搭載され、画像再構成に必要な� ��コーを計測する撮影モードと、撮影モード� ��先立って核磁化を定常状態にするための非� ��影モードが実行される。非撮影モードでは� ��磁化を定常状態にするために磁化を繰り返� ��励起する。それぞれのモードにおけるフリ� ��プ角の制御の具体的な実施の形態について� ��後述する。

 GrE系のパルスシーケンスとして種々のも� ��が公知であるが、撮影の目的とする部位や� ��織に合わせて、任意のものを採用すること� ��できる。その具体例として、図2(a)に、位相 補償型SSFP(Steady State Free Precession)のパルス� �ーケンスを示す。このパルスシーケンスの� �作は以下の通りである。z方向のスライス傾� ��磁場パルス201の印加とともにプロトンの共� ��周波数f0の磁化励起用高周波磁場(RFパルス)2 02を印加し、被検体103内のあるスライスのプ� ��トンに核磁気共鳴現象を誘起する。次いで� ��化の位相に位相エンコード方向(y)の位置情� ��を付加するための位相エンコード傾斜磁場� ��ルス203、ディフェーズ用リードアウト傾斜� ��場パルス204を印加した後、リードアウト方� ��(x)の位置情報を付加するためのリードアウ� ��傾斜磁場パルス205を印加しながら核磁気共� ��信号(エコー)206を計測する。エコー計測後� �リフェーズ用位相エンコード傾斜磁場パル� �207およびリフェーズ用リードアウト傾斜磁� �パルス208を印加して磁化の位相を戻し、次� �励起に備える。このように、このパルスシ� �ケンスは各軸の時間積分値がゼロとなるよ� �に傾斜磁場パルスを印加する。

 以上のスライス傾斜磁場パルス印加から� ��コー計測までの手順を、繰り返し時間TRで� �り返し、1枚の画像を得るのに必要なエコー� ��計測する。各エコーは、図2(b)のように位相 エンコード傾斜磁場パルス203の値をkx方向、� ��ードアウト傾斜磁場パルス205の値をky方向� �するk空間上209に配置され、2次元逆フーリエ 変換によって画像再構成される。このパルス シーケンスは、T2(横緩和時間)/T1(縦緩和時間) を反映したコントラストを示すため、組織と 血液のコントラストが良く、心臓の形態・機 能診断や腹部の形態診断に好適である。

 上記のパルスシーケンスではカーテジア� ��系の信号取得方法について述べたが、さら� ��2軸のリードアウトを組み合わせるラジアル スキャンやスライス軸にも位相エンコードを 用いる3D-GrEパルスシーケンスでも良い。

 撮影モードに先立って核磁化を定常状態� ��するための非撮影モードが実行される。非� ��影モードでは、磁化を定常状態にするため� ��磁化を繰り返し励起する。このため、非撮� ��モードでは、図2(a)に示した撮影モードのシ ーケンスと同様のシーケンスを所定の回数だ け繰り返し行う。ただし、非撮影モードでは 、エコー206を計測しない。非撮影モードにお けるRFパルスのフリップ角は、少ない実行回� ��で磁化を定常状態へ移行させるために、小� ��い角度から徐々に撮影モードの角度に近づ� ��る方法がとられる場合が多い。

 つぎに、撮影モードおよび非撮影モード� ��おけるRFパルス202のフリップ角制御につい� �説明する。

 図3(a)、(b)に、パルスシーケンス制御のた めのシーケンサ104の構成および手順を示す。 図3(a)に示すように、シーケンサ104は、上述� �たパルスシーケンスの各磁場パルスの印加� �よびエコー計測のタイミングを制御するタ� �ミング制御部301、非撮影モードと撮影モー� �を切り替えるモード制御部302、傾斜磁場パ� �スの強度を制御するGC制御部303、RFパルスの� ��波数および強度を制御するRFパルス制御部30 4などからなる。RFパルス制御部304は、フリッ プ角制御部304aを備えている。これらの各構� �は、シーケンサ104内蔵のメモリに予め格納� �れたプログラムをCPUが実行することによっ� �実現される。必要な条件やパラメータは、� �号処理部110に備えられた入力手段を介して� �作者が設定することができる。

 図3(b)に示すように、操作者が入力手段を 介して、撮影方法(パルスシーケンス)やその� ��ラメータを設定したならば、シーケンサ104� ��それを受け付け(ステップ311)、RF制御部304は 、設定された条件におけるSAR値を計算する(� �テップ312)。計算したSAR値が予め定めておい� ��安全基準値を超えている場合には、SAR値が� ��全基準範囲に入るように、パルスシーケン� ��の非撮影モードおよび撮影モードのフリッ� ��角の大きさをあらかじめ定めた変調パター� ��にしたがって低減する(ステップ313)。この� �き、フリップ角の最大値は、ステップ311で� �定されたフリップ角とする。なお、ステッ� �312におけるSAR値の計算方法としては、例え� �、あらかじめ一回のRF照射によるSAR値を実験 的に求め、照射されるRFの回数から撮影全体� ��のSAR値を算出する。フリップ角の変調パタ� ��ンについては後述する。

 なお、ステップ311およびステップ312を省� ��し、常に一定の割合でSARを低減するように� ��調パターンを定める構成でもよい。このと� ��、低減率はあらかじめ定数を設定してもよ� ��し、撮影パラメータとして操作者が設定で� ��るような構成でもよい。あるいは、外部デ� ��イスでSAR値をリアルタイムでモニタし、撮� ��中に安全基準を超えないようにフィードバ� ��ク制御で変調パターンを設定する構成でも� ��い。

 撮影が開始されると、シーケンサ104から� ��タイミング制御部301およびRF制御部304を受� �て、高周波磁場発生器106は高周波磁場の振� �を制御し、RFコイル107より所定のフリップ角 の高周波磁場パルスを発生させる(ステップ31 4)。被検体103から発生した信号はRFプローブ10 8によって受波し、受信器109で検波が行われ� �。その後、計算機110にて必要に応じてエコ� �強度の補正を行った後、画像再構成を行う(� ��テップ315)。

 補正方法は、エコーの強度を、照射する� ��リップ角に応じて補正することが可能であ� ��。また、信号処理部は、例えばフリップ角� ��最大値より小さい高周波磁場パルスにて検� ��したエコー強度を、フリップ角が最大値の� ��周波磁場パルスにて検出したエコー強度に� ��わせて補正することを可能である。

 以下、心電図同期法としてゲート法を用� ��た場合のシネ撮影とフリップ角制御につい� ��説明する。図4には、シネ撮影の一例として 、128x128の画像を1心拍当たり10フレーム、TR =  4 msで撮影する場合の心電図401と計測403の� �係について示している。はじめに、非撮影� �ード407にて最初のR波の検出に備える。次に� ��R波の時刻R1から設定した遅れ時間δT406経過� ��に位相エンコード量405を16ずつ変化させな� �ら位相エンコード量-64から48まで計測(フレ� �ム404)する。これを10フレーム分、計10計測繰 り返す(撮像モード408)。その後、再び非撮影� ��ード407にて次のR波検出に備える。R波の時� �R2からδT経過後に位相エンコードを同じく16� ��つ変化させながら位相エンコード量-63から4 9まで計測する。これを10フレーム分、計10回� ��り返す(撮像モード408)。以上の計測をR16ま� �連続して実施したあと、図4(b)のように同時� ��のフレーム404についてエコー206を位相エン� ��ード順に並び変えてk空間209に配置し、再構 成する。

 つぎに、上記に説明したシネ撮像におけ� ��フリップ角の制御について図5を参照しなが ら説明する。

 ここでは、入力手段を介してユーザーが� ��定したフリップ角を最大のフリップ角αmax� �する。本実施形態では、R波の検出に備える� ��撮影モードとR波検出後にエコーを計測する 撮影モードを一つの計測セット409(図4(a)参照) とし、この計測セット409を単位として、計測 セット409ごとにフリップ角を設定する制御を 行う。まず、シーケンサ104のフリップ角制御 部304aは、すべての計測セット409のうち、絶� �値が最小の位相エンコード量を印加する計� �セット409(以下計測セット(i)501と呼ぶ)と、そ れ以外の計測セット409(以下計測セット(ii)502� ��呼ぶ)とを判別する。

 図5には、それぞれの計測セット409とフリ ップ角の関係の一例を示す。絶対値が最小の 位相エンコード量を印加する計測セット(i)501 については、フリップ角制御部304aは、当該� �測セットにおけるフリップ角として最大値(� �max)を実質的に一定に設定する。ここでいう� ��質的に一定とは、誤差10%以内であることを� ��う。ただし、非撮影モード407のフリップ角� ��関しては、定常状態を早期に作り出すため� ��徐々に増加させるような変調を行うことも� ��能である。非撮影モード407のフリップ角変� ��としては、早い段階で最大のフリップ角(αm ax)とほぼ同一となるように設定することが好 ましい。これにより、画像のコントラストを 維持する効果が高くなる。また、変調は線形 、または非線形でも良いが、ほぼ連続的であ ることが好ましい。これにより、画像再構成 時のアーチファクトを低減できる。

 絶対値が最小の位相エンコード量を印加し� ��い計測セット(ii)502については、図5のよう� �0以上、αmax以下の範囲でフリップ角α _Ri を設定する。これにより、SARの低減を行う。 ここで設定するフリップ角は、その計測セッ トにおける最大フリップ角α _Ri とする。計測セット(ii)502における撮影モー� �408では、実質的にα _Ri の一定であることが好ましい。これにより、 画像コントラストを維持する効果が高くなる からである。ただし、撮影モード408において 変調を行うことも可能であり、この場合は、 撮影モード408内の各フレーム404において同様 の変調を繰り返すことが好ましい。これによ り、画像再構成に各フレームごとのコントラ ストのばらつきを抑制できるからである。一 方、非撮影モード407においては、どのような 変調を行ってもよいが、撮影モード408への移 行する際のフリップ角の値がほぼ連続的であ ることが好ましい。これにより画像再構成時 のアーチファクトの低減が可能である。

 図6(b)~(d)に、本実施形態の図4の計測シー� ��ンスにおいて図3(b)のステップ313でフリップ 角制御部304aが行うフリップ角の変調の例を� �す。図6(a)は従来例である。図6(a)~(d)の各図� �おいて、上段は計測全体のフリップ角の変� �を示しており、下段は一部の計測セットの� �リップ角の変化を示している。図6(a)~(d)の各 図において、先頭の計測セット409は絶対値が 最小の位相エンコード量を含む計測セット(i) 501であり、他の計測セットは絶対値が最小の 位相エンコード量を含まない計測セット(ii)50 2である。最大フリップ角αmaxは60度である。

 図6(a)の従来の撮影方法は、非撮影モード 407における立ち上がりの変調を除いて、すべ ての計測セット501,502においてフリップ角は� �定に保たれる。

 本実施形態のフリップ角制御を適用した� ��6(b)のシーケンスは、エコーの強度がフリッ プ角に依存することを考慮し、計測したエコ ーをk空間209に配置したときフリップ角が滑� �かに変化するように、各計測セット409ごと� �フリップ角を時系列に順次滑らかに変化さ� �るように設定している。すなわち、フリッ� �角制御部403aは、先頭の絶対値が最小の位相� ��ンコード量を含む計測セット(i)501に対して� ��大フリップ角αmaxを設定し、撮像パルスシ� �ケンス全体のSARが所定の安全基準範囲内に� �るように、計測セット409ごとに時系列に順� �にフリップ角を低減し、再び増加させて最� �計測セット409のフリップ角をαmaxに設定する 。低減量601は、設定された安全基準範囲に応 じて演算により決定する。各計測セット409内 の撮影モード408においてはフリップ角は一定 である。非撮影モード407においては立ち上が り部分のみフリップ角は小さく、速やかに増 加され、撮影モード408と同じフリップ角に設 定される。図6(b)のシーケンスのようにフリ� �プ角を計測セット409を時系列に滑らかに変� �させることにより、再構成画像でのアーチ� �ァクト発生を抑制できる効果が期待できる� �

 図6(c)のシーケンスでは、計測セット409毎 に大きいフリップ角と小さいフリップ角を交 互に設定している。フリップ角制御部403aは� �先頭の絶対値が最小の位相エンコード量を� �む計測セット(i)501に対して最大フリップ角α maxを設定し、それ以降の絶対値が最小の位相 エンコード量を含まない計測セット(ii)502に� �いては、交互にフリップ角を低減し、撮像� �ルスシーケンス全体のSARが所定の安全基準� �囲内に入るように設定している。フリップ� �を低減する計測セット409の低減量601につい� �は、設定された安全基準範囲に応じて演算� �より決定する。これによって、計測セット40 9の2個分の時間というごく短時間で、SARが安� ��基準範囲に入るため、被検体103への負担低� ��の効果が得られる。

 図6(d)のシーケンスは、絶対値が最小の位 相エンコード量を印加しない計測セット(ii)50 2において、撮影モード408のフリップ角をフ� �ーム404ごとに変調させる例である。これに� �って、計測したエコーをk空間に配置した場� ��、図6(b)のシーケンスよりもフリップ角の変 化が滑らかとなり、再構成画像でのアーチフ ァクト発生を抑制できる効果が期待できる。 ただし、絶対値が最小の位相エンコード量を 印加する計測セット(i)501においては最大フリ ップ角αmaxを設定し、フレーム404ごとに変調� ��せない。また、変調させる計測セット(ii)502 は、変調により極大値のフリップ角を印加す るエコーは、当該計測セット409の中でも位相 エンコード量の絶対値が相対的に小さい低周 波領域のエコーに対応させ、極小値のフリッ プ角を印加するエコーは、位相エンコード量 の絶対値が相対的に大きい高周波領域のエコ ーに対応させることが好ましい。さらに、当 該計測セット409の中で同じ位相エンコード量 を印加するエコーは、同じフリップ角を設定 することが好ましい。これによって、フレー ムごとのコントラストのばらつきを抑制でき る効果が期待できる。

 次に、図6(a)および(b)に示した撮像シーケン スで撮影を行った結果を示す。パルスシーケ ンスとしては図2に示す位相補償型の2次元GrE� ��ルスシーケンスを用い、撮影パラメータは� ��4に従い、TR=4ms,TE=2ms,マトリックスサイズ=128 x128,フレーム数10枚、各フレームが一心拍内� �取得するエコー数8とした。ここでは、R-R間� ��は常に一定とし、非撮影モードにおけるRF� �射回数を50回に固定した。図7に撮影対象を� �す。4種類のT ₁ 、T ₂ の組み合わせから成る701~704を用いた。T1,T2は それぞれ701:800,160、702:800,80、703:400,160、704:400 ,80msである。

 図8に、1フレームと10フレームにおける再 構成画像とライン705におけるプロファイルを 示す。(a)は、図6(a)の結果であり、(b)は本発� �を適用した図6(b)の結果である。これらを比� ��すると、SN比および画像コントラストはほ� �同等であることがわかる。一方、SARについ� �は(a)の撮影に対し、(b)の撮影では約41%低減� �れている。このSAR低減効果により、高磁場� �置において画質を維持したまま安全基準を� �たした撮影が実現可能となる。

 画像再構成の際には信号処理部110は、撮� ��モード408で計測されたエコーを用いてフー� ��エ変換等の演算を行い、画像を再構成する� ��このとき、計測セット409ごとに異なるフリ� ��プ角が設定されているため、異なるフリッ� ��角で取得されたエコーには強度の変化が生� ��る。信号処理部110は、計測したエコーの強� ��をフリップ角に応じて補正することも可能� ��ある。これにより、再構成画像に生じる画� ��ボケやゴーストを低減することが可能であ� ��。

 上記の図4に示した撮像方法では、計測し たエコーをk空間に配置したとき、隣り合う� �コーの計測時間のばらつきが滑らかになる� �うに、計測セット409ごとの位相エンコード� �405の割り振りを考慮している。位相エンコ� �ド量405の別の割り振り方法として、図4の最� ��の計測セット409のフレーム404では位相エン� ��ードを1ずつ変化させながら-64から-57まで計 測し、次のR波時刻の計測セット409では位相� �ンコードは-56から-49まで計測するように位� �エンコードを分割する方法がある。これに� �って、図6(b)のようなフリップ角の制御を行� ��たときに、k空間に配置したエコーのフリッ プ角のばらつきを抑制することができる。こ れにより、再構成画像のアーチファクトを抑 制する効果がある。また、計測セットの計測 順序はどのように並び変えてもよい。上記実 施形態では、位相エンコードの絶対値が最小 となるエコーを含む計測セットを最初に計測 したが、磁化の定常化を考慮した場合は、最 後に計測した方が好ましい。

 (第2の実施形態)
 第2の実施形態として、トリガー法による心 電同期において本発明を適用した例を示す。 イメージング装置としては図1と同様のもの� �使用する。撮影シーケンスとしては図2と同� ��のものを用いる。トリガー法について図9を 用いて説明する。まず、R波R1の時刻402から設 定した遅れ時間δT406内で非撮影モード407によ る磁化の定常化を行い、δT406経過後に位相エ ンコード405を16ずつ変化させながら-64から48� �で計測する(撮影モード408)。その後、時間間 隔δI901後に次のフレーム404の計測を行う。こ れを10フレーム分、計10計測繰り返す。次のR� ��R2の心周期では同様に位相エンコードを-63� �ら49まで計測する。以上の計測をR16まで連続 して実施する。この同期法は、非撮影モード の直前に脂肪抑制などのプリパルスの照射が 可能であるというメリットがある。

 トリガー法による同期撮影でのフリップ� ��の制御方法を図10を用いて説明する。ここ� �は、1フレーム分の計測の非撮影モード407と� ��影モード408を計測セット409(図9参照)とし、� ��測セット409の単位でフリップ角の大きさを� ��御する。フリップ角制御部403aは、エコー計 測において位相エンコードの絶対値が最小と なるエコーの計測を含む計測セット(i)と、そ れ以外の計測セット(ii)とに判別する。

 位相エンコードの絶対値が最小となるエ� ��ーの計測を含む計測セット(i)については、� ��撮影モード407の立ち上がりのフリップ角を� ��いて、照射するRFパルスのフリップ角を最� �αmaxかつ実質的に一定に設定する。最大のフ リップ角αmaxは、少なくとも絶対値が最小の� ��相エンコード(図10の場合は位相エンコード� ��0)を印加してエコーを計測する時点までは� �続させる。その後は、図10のようにフリップ 角を低減させることも可能である。

 これにより、絶対値が最小の位相エンコ� ��ドを印加して得られるエコーは、その直前� ��照射したRFパルスのみならず、その時点ま� �の非撮影モード407(立ち上がり時を除く)およ び撮影モード408において最大のフリップ角αm axのRFパルスを印加し続けて十分に定常状態� �なった磁化から発生したものである。よっ� �、十分な強度のエコー信号を得ることがで� �るため、画像コントラストとSN比を維持する ことが可能となる。

 絶対値が最小の位相エンコードを含まな� ��計測セット(ii)の場合は、第1の実施形態で� �明したゲート法の場合と同様に図6(b)~(d)等の ようにフリップ角を低減させる設定を行う。 これにより、SARを安全基準範囲にすることが できる。

 なお、図10のように、絶対値が最小の位� �エンコード(図10の場合は位相エンコード量0) を印加した後は、フリップ角を最大値αmax以� ��に減少させることも可能であるし、最大値� �maxを維持させることも可能である。減少さ� �る場合は、単調減少や、単調減少と単調増� �の組み合わせなど、どのような変調を行っ� �もよい。このように最大値αmaxから減少させ ることにより、さらにSARの低減を行うことが できる。なお、後半の低減は行わず、最大値 αmaxを維持した場合には、画像コントラスト� ��維持する効果が高くなることが期待できる� ��

 (第3の実施形態)
 第3の実施形態として、レトロスペクティブ な心電同期法において本発明を適用した例を 示す。イメージング装置としては図1と同様� �ものを使用する。撮影シーケンスとしては� �2と同様のものを用いる。上記の実施形態で� ��、予め被験者の平均的な心拍数から撮影開� ��前に、フレーム数や1フレームあたりの撮影 時間などを決定するプロスペクティブな心電 同期法について説明した。一方、撮影と並行 して心電図を記録し、その情報に基づき後処 理で信号を並び替えるレトロスペクティブな 心電同期法がある。この方法は、心拍数の変 化の影響を受けにくいといったメリットがあ る。

 レトロスペクティブの心電同期法による� ��影方法について図11を用いて説明する。は� �めに、非撮影モード407にて最初のR波の検出� ��備える。次に、R波R1時刻402直後から位相エ� ��コード量405を1ずつ変化させながら-64から-57 まで計測する。これを次のR波を検出する時� �まで繰り返し行う(撮影モード408)。このとき 、エコーを計測した時間も同様に計測する。 次に、R波R2時刻の直後から位相エンコードを 1ずつ変化させながら-56から-49まで計測する� �これを次のR波を検出するまで繰り返し行う( 撮影モード408)。以上の計測をR16まで連続し� �実施する。その後、各時相において画像再� �成に必要なエコーを計測した時間に基づき� �集する。

 レトロスペクティブな心電同期法におけ� ��本発明のフリップ角制御を、図12を用いて� �明する。ここでは、R波の時刻ごとの撮影モ� ��ド408を計測セット409(図11参照)として、フリ ップ角を制御する。フリップ角制御部304は、 計測セット409をエコー計測において位相エン コードの絶対値が最小となるエコーの計測を 含む計測セット(i)501とそれ以外の計測セット (ii)502とに判別する。図12には、計測セット(i) 501と計測セット(ii)502におけるフリップ角の� �を示す。計測セット(i)501におけるフリップ� �は最大αmaxとし、実質的に一定に制御する。 これにより、画像コントラストとSN比の維持� ��行う。

 また、この計測セット501の一つ前に計測� ��れる計測セット409、あるいは非撮影モード4 07におけるRFパルスのフリップ角も最大αmaxと し、実質的に一定にすることが好ましい。こ れにより、画像コントラストを維持する効果 が高くなる。計測セット(ii)502におけるフリ� �プ角は、最大値αmaxよりも低減する。低減方 法は、どのようにしても良いが、前後に計測 される計測セット409のフリップ角とほぼ連続 的に変化することが好ましい。これにより、 画像再構成時のアーチファクトの発生を抑制 できる。

 なお、上記の実施形態は心臓のシネ撮影� ��ついて説明したが、撮影部位は心臓に限定� ��れない。また心周期をモニタする方法とし� ��心電図を用いたが、脈波など、心周期に関� ��る他の信号などに代替可能である。

 (第4の実施形態)
 上記の実施形態では、複数の時相を撮影す� ��ことを前提としているが、ある特定の時相� ��みの撮影に関しても応用可能である。第4の 実施形態として、シングルフェーズの同期撮 影に本発明を適用した例を示す。イメージン グ装置としては図1と同様のものを使用する� �撮影シーケンスとしては図2と同様のものを� ��いる。適用例としては、例えば、遅延造影� ��ダイナミックMRIなどがある。一般に、遅延� ��影は、造影剤投与約15後にT1強調画像を撮影 し、心筋の梗塞領域または線維化領域を高信 号に抽出する方法である。この方法は、正常 心筋と異常心筋の強い画像コントラストを得 ることができるように、IR(inversion recovery)パ� ��スを付加した撮影を行う。このとき、正常� ��筋のTI(inversion time)の経時的な変化を把握す るためのテストスキャンが必要となる。テス トスキャンのみマルチフェーズで撮影される 。また、ダイナミックMRIとは、MRI造影剤投与 後の組織の経時的変化を観察する方法である 。これを利用した診断法として、例えば、心 筋パーフュージョンがある。一般に、心筋パ ーフュージョンは、MRI造影剤をボーラス投与 した後の心筋のファーストパスの動態を観察 することによって虚血領域を評価する。脂肪 抑制を併用することが必要なため、サチレー ションパルスが付加される。また、マルチス ライスでの撮像が一般的である。

 これらの撮影では、プリパルスが必要な� ��め、同期法としてはトリガー法が用いられ� ��。図13に心電同期と計測の関係を示す。図13 の心周期中において遅延造影の場合は同位置 スライスについて複数回撮影を行い、心筋パ ーフュージョンの場合は、異なるスライスの 撮影を行う(シーケンスグループ1302)。それぞ れの計測では、IRパルスや脂肪抑制などのプ� ��パルス1301が付加される。本実施形態では、 プリパルス後の非撮影モードと撮影モードを 計測セット409(図13参照)とし、フリップ角の� �御を行う。制御の方法は、上記の実施形態� �説明したトリガー法の制御方法と同様であ� �(図5参照)。

 上記の実施形態は、動静脈を分離するた� ��にある時相のみで撮影するMRA(MR angiography)� �も応用可能である。

 また、上記の実施形態において、呼吸に� ��る体動に影響を受ける撮影部位では、一般� ��、息止め中に撮影される。本発明は、自由� ��吸下で呼吸同期法を用いた場合でも応用可� ��である。

 (第5の実施形態)
 腹部領域の撮像では、必ずしも心周期や拍� ��の同期が必要ではない。ただし、撮影時間� ��長い撮影では、呼吸停止下において一度に� ��影ができないため、呼吸同期が必要となる� ��第5の実施形態として、自由呼吸下における 呼吸同期の撮影について本発明を適用した例 を示す。イメージング装置としては図1と同� �のものを使用する。撮影シーケンスとして� �図2と同様のものを用いる。応用例としては� ��例えば、胆道膵疾患の診断に用いられる3D� �MRCPA(MR cholangiopancreatoangiography)などがある。� ��14に呼吸による体動と計測の関係を示す。� �由呼吸下による呼吸同期法では、腹部の動� �1401を呼吸モニタにより観察する。呼吸周期� ��は吸気1402と呼気1403がある。撮影は、呼吸� �深さによる形態の変化の影響を受けにくい� �気時に行う。MRCPAでは脂肪抑制が併用される 場合があるため、一般にはトリガー法による 撮影を行う。フリップ角の制御については、 呼吸の1サイクルにおける非撮影モードと撮� �モードを計測セット409(図14参照)とし、制御� ��行う。制御の方法としては、トリガー法に� ��るシネ撮像の制御と同様である。

 呼吸同期の撮影においては、呼吸周期中� ��シネ撮影にも応用可能である。これは、横� ��膜の動きを観察する撮影などに有効である� ��

 (第6の実施形態)
 上記の実施形態では、同期撮影が必要な場� ��について説明した。第6の実施形態として、 本発明を非同期でのマルチスライス撮影に適 用した例を示す。イメージング装置としては 図1と同様のものを使用する。撮影シーケン� �としては図2と同様のものを用いる。応用例� ��しては、例えば、2DMRCPAやMRAなどがある。非 同期でのマルチスライス撮影では、一枚のス ライスを計測セットとする。マルチスライス の場合、すべての計測セットに、位相エンコ ード量の絶対値が最小となるエコーの計測が 含まれる。したがって、計測セットはすべて 上記各実施形態の計測セット(i)に該当する。 そこで本実施形態では、最小の位相エンコー ド量を印加したエコーを計測する時点前の所 定の時間は、最大のフリップ角αmaxを設定す� ��。これにより、最小の位相エンコード量を� ��加したエコーの強度を低減させることなく� ��SARを低減する。

 図15(a)~(c)に位相エンコードの計測順番に� ��じてフリップ角を低減させる制御例を示す� ��図15(a)は位相エンコードを1ずつ変化させな� ��ら-64から63まで計測する場合を、(b)は0、-1� �1と位相エンコード量の絶対値の小さい順に� ��測する場合を、(c)は-64、63、-63と位相エン� �ード量の大きい順に計測する場合をそれぞ� �示している。なお、上記の例は一般的に使� �される位相エンコードの計測順番を示して� �り、位相エンコードの付加の順番はこれに� �ったものではない。

 図15(a)~(c)いずれの場合においてもフリッ� ��角の制御としては、位相エンコード量の絶� ��値が最小となるエコーを計測するRFパルス15 01と、それ以前に照射する少なくとも1つ以上 の所定数のRFパルスのフリップ角を最大αmax� �し、それ以外のRFパルスのフリップ角を最大 より小さい値に設定する。これは、撮影モー ド408と非撮影モード407あるいは位相エンコー ドの量に依らず、位相エンコード量の絶対値 が最小となるエコーを計測するRFパルスとそ� ��以外のRFパルスの照射順序のみに関係する� �位相エンコード量の絶対値が最小となるRFパ ルスの以前に照射するRFパルスについては、� ��きるだけ多くのRFパルスのフリップ角を連� �的に最大とすることが好ましい。これによ� �て、フリップ角を一定として計測した場合� �同様に十分に定常状態となった磁化からエ� �ーを得ることができるため、SN比と画像コン トラストを維持したままSARを低減することが 可能となる。

 図15(a)~(c)においてフリップ角の変化は連� ��的である方が好ましい。これにより画像ア� ��チファクトの発生を抑制する効果があるた� ��である。また、最大αmax以下に設定するフ� �ップ角に関しては、撮影モード408の最初と� �後のフリップ角が滑らかに変化するように� �定する方が好ましい。これは、フルオロス� �ピックイメージのように連続的に同じ部位� �撮影を繰り返す場合に、画像アーチファク� �の発生を抑制する効果があるためである。

 以上、フリップ角の制御の実施の形態に� ��いて、よりSAR条件の厳しい位相補償型GrEパ� ��スシーケンスを撮影法に用いた場合につい� ��説明したが、上記フリップ角の制御は、位� ��補償型GrEパルスシーケンスに限定されるも� ��ではなく、GrE系のパルスシーケンスに共通� ��ある。