JP3968352B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

本発明はＭＲイメージング方法およびＭＲＩ装置に関する。
本発明は特に、短時間で被検体の水と脂肪とを明瞭に分離して画像化するＭＲイメージング方法とＭＲＩ装置に関する。

ＭＲイメージング方法およびＭＲＩ装置において短時間で正確な画像を生成することが望まれている。
被検体内のスピンを定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ：Steady-state Free Precession) 状態にして撮像を行うと、短いスキャン時間で、強度が強く、コントラストの高い信号を得ることができるという利点がある反面、ＳＳＦＰ状態は結合アーチファクト（バンディング・アーチファクト（band artifact ))が発生するという問題、強い脂肪（fat)信号が発生して水と脂肪との分離が難しいなどの問題に遭遇する。

磁気共鳴（ＭＲ）信号の撮影にあたり脂肪信号を抑制する技法として、（１）脂肪抑制パルスを用いる方法（たとえば、クラウス・シェフラー他、マグネタイゼーション・プレパレーション・デュアリング・ザ・ステディ・ステート：ファットサチュレーテッド・スリーデー・トゥルー・エファイエスピー、「マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン」、2001年、第45巻、1075〜1080ページ、参照）と、（２）ＦＥＭＲ（FluctuatingEquibrium Magnetic Resonance)を用いる方法（たとえば、シュレヤス・エス・ヴァサナワラ他、フラクチュエーティング・イクイリブリウム・エムアールアイ、「マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン」、1999年、第42巻、876 〜883 ページ、参照）が知られている。
しかしながら、静磁場の強度分布が不均一な場合に、脂肪抑制パルスを用いた方法で撮影した画像、または、ＦＥＭＲによって撮影した画像にはバンディング・アーチファクトが生じる。さらに脂肪抑制パルスによる脂肪抑制は、磁場の定常状態を乱すためにＳＳＦＰ状態での撮影には不向きである。

特許第２，３９８，３２９号公報（特許文献１）は、撮影対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして磁気共鳴撮影を行い、位相が変化しないＲＦパルスを用いて収集したエコーデータ（ＭＲ信号）と、位相が０（ラジアン）とπ（ラジアン）とに交互に変化するＲＦパルスを用いて収集したエコーデータとの和または差に基づいて水画像または脂肪画像を生成する技術を開示している。
この方法は２種の位相のＲＦパルスを用いてエコー信号を収集するので、スキャン時間が長くなり、信号処理時間も長い。

ＭＲ信号の位相は静磁場強度の不均一の影響を受ける。そこで、設備的に静磁場強度の不均一さを改善する試みが行われているが、限界がある。したがって、ある程度の静磁場強度の不均一は認識しつつ、そのような静磁場強度の不均一に影響されず、水と脂肪を分離して画像化することが望まれる。

脂肪のＭＲ信号はケミカルシフトにより水のＭＲ信号とは周波数が異なる。そこで、周波数の相違に基づく位相差を利用して水と脂肪の分離を行う技術が提案されている。
ディクソン法は、水のＭＲ信号の位相と脂肪のＭＲ信号の位相が同相と逆相となる画像を２枚撮像（撮影）し、２枚の画像の和から水の画像を求め、２枚の画像の差から脂肪の画像を求める技法である。
しかしながら、ディクソン法は２枚分の画像を撮像する必要があるから撮像時間が長くかかるという問題に遭遇している。また、水に対する脂肪の位相の変化速度は静磁場強度が低くなるほど遅くなるので、グラディエントエコー（ＧＲＥ）法などを用いて水と脂肪とが同相（イン・フェーズ）状態になるＭＲ信号を得るには、長いエコー時間ＴＥが必要となり、信号減衰が大きくなり、低磁場ではディクソン法を活用できないという問題にも遭遇している。

上述した課題を克服するため、特開２００１−４１４号公報（特許第３，３５３，８２６号、特許文献２）は、位相サイクルＳＳＦＰで撮像したエコー信号についてシングル・クォドラチャ・ファット・ウォーター・イメージング（ＳＱＦＷＩ：Single Quadrature
Fat Water Imaging)）法を適用して水と脂肪を分離する技術を開示している。
その概要が論文１：M.Miyoshi,et.al., SSFP fat water separation by Fourier transfer phase cycling and the single quadrature Dixon method,Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.11(2003),pp981 に記載されている。

特開２００１−４１４号公報および論文１に記載されている技術は、ＳＳＦＰ状態において異なる位相のＲＦパルスで複数回スキャンしてエコー信号を収集し、それらのエコー信号について２次元フーリエ変換処理し、さらに２次元フーリエ逆変換処理し、その結果を、ＳＱＦＷＩ処理して静磁場不均一の影響を排除し、その結果から、水と脂肪とを分離する技術である。

論文２、B.A.Hargreaves,et.al,Fat Suppressed Steady-State Free Precession Imaging using Phase Detection,Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.11(2003),pp548 は、繰り返し時間ＴＲ＝イン・フェーズ時間、エコー時間ＴＥ＝（イン・フェーズ時間）／２＝（繰り返し時間ＴＲ）／２のＳＳＦＰで撮像すると、２／ＴＲの周期の共鳴周波数の矩形波関数の信号が得られ、単一位相を良好に近似することを記載している。
しかしながら、論文２に記載の方法は、水と脂肪との位相がπ（ラジアン）であり、同相状態であるから、水と脂肪との分離にある仮定が必要になる。
特許第２，３９８，３２９号 特開２００１−４１４号公報（特許第３，３５３，８２６号）

特開２００１−４１４号公報および論文１に記載の技術は、繰り返し時間（ＴＲ）＝イン・フェーズ時間）×２／ｎ、エコー時間（ＴＥ）＝（イン・フェーズ時間）／ｎ（ｎは３以上の整数）にする必要があり、繰り返し時間（ＴＲ）が短すぎてそれを実現する装置構成が大規模で特殊な構成になるという問題がある。たとえば、ｎ＝３とした場合、０．７ＴではＴＲ＝６．５ｍｓ，１．５ＴではＴＲ＝３．１ｍｓとなり、装置を構成が大規模で特殊な構成になる。
さらに、少なくとも２回のスキャンを行う必要があり、スキャン時間が長くなる。

論文２に記載の方法では、ＰＳＤとして、繰り返し時間ＴＲ＝（イン・フェーズ時間）、エコー時間ＴＥ＝（イン・フェーズ時間）／２としている。たとえば、０．７ＴではＴＲ＝９．８ｍｓ、１．５ＴではＴＲ＝４．６ｍｓとなり、論文１について指摘したような大規模で特殊な装置構成にする必要はない。
しかしながら、論文２に記載の方法では、水と脂肪は符号が逆転した状態（位相がちょうどπ（ラジアン）ずれた状態）になっているため、符号による水と脂肪の位相の判定の際に何らかの仮定が必要である。そのため、たとえば、全体のヒストグラムから水と脂肪の位相を判定するなど複雑な処理が必要になる。この際、水と脂肪の位相を逆に判定する可能性があり、誤判断を招く可能性がある。
さらに、論文２の方法では、エコー時間が反対位相になることから、必然的に脂肪の信号の強度が落ちるという不具合がある。

上述したように、従来技術においては、処理時間の短縮、水と脂肪との正確かつ容易な分離などの観点において、改善する余地がある。

本発明は、撮像から画像化までの時間（スキャン時間）を短縮し、又、水と脂肪との分離が容易であり、水画像および／または脂肪画像を正確に提供可能なＭＲイメージング方法とＭＲＩ装置とを提供することを目的とする。

本発明の第１の観点によれば、被検体が発生するＭＲ信号を用いて前記被検体の断層画像を生成するＭＲイメージング方法であって、
前記被検体に含まれる水と脂肪の位相差を単一直交関係で撮像可能にするため、下記条件を有するパルスシーケンスを実行して前記被検体からエコー信号を収集し、
定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）状態において、
ＴＲ＝Ｔ_IP×ｍ
ＴＥ＝Ｔ_IP×（ｍ−１±１／ｎ）
ただし、ＴＲは繰り返し時間であり、
Ｔ_IPはイン・フェーズ（同相）時間であり、
ＴＥは、正の数のエコー時間であり、
ｍは自然数であり、
ｎは３以上の自然数である。
エコー時間ＴＥは正の数である。
前記収集したエコー信号に基づいて周波数変換処理して断層画像を生成し、
前記変換処理したデータについて静磁場不均一を補償し、
前記補償した結果について水分と脂肪分とを分離した画像を再構成する、
ＭＲイメージング方法が提供される。

本発明の第２観点によれば、被検体が発生するＭＲ信号を用いて前記被検体の断層画像を生成するＭＲＩ装置であって、
前記被検体に含まれる水と脂肪の位相差を単一直交関係で撮像可能にするため、下記条件を有するパルスシーケンスを実行する手段と、
定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）状態において、
ＴＲ＝Ｔ_IP×ｍ
ＴＥ＝Ｔ_IP×（ｍ−１±１／ｎ）
ただし、ＴＲは繰り返し時間であり、
Ｔ_IPはイン・フェーズ（同相）時間であり、
ＴＥは、正の数のエコー時間であり、
ｍは自然数であり、
ｎは３以上の自然数である。
エコー時間ＴＥは正の数である。
前記パルスシーケンスを実行することによって発生する前記被検体からエコー信号を収集する手段と、
前記収集して得られたエコー信号に基づいて周波数変換処理して断層画像を生成する変換処理手段と、
前記変換処理したデータについて静磁場不均一を補償する手段と、
前記補償した結果について水分と脂肪分とを分離した画像を再構成する手段と
を有する、ＭＲＩ装置が提供される。

本発明によれば、イン・フェーズ時間の短い高磁場システムでもＳＳＦＰにおいて水と脂肪とを分離した画像を実現できる。

さらに本発明によれば、ＳＳＦＰ状態で繰り返し時間ＴＲを（イン・フェーズ時間）×ｍ（ｍは自然数）にあわせることで、水も脂肪も同様な静磁場不均一の影響を受けるので、パンドアーチファクトの影響を受けにくい画像が得られるという利点がある。

さらに本発明によれば、エコー時間ＴＥを（イン・フェーズ時間）×（ｍ−１±１／ｎ）（ｍは自然数、ｎは３以上の自然数、ＴＥは正の数）に設定することで、シングル・クォドラチャ・ファット・ウォーター・イメージング法の適用が可能となる。換言すれば、本発明では、特開２００１−４１４号公報および論文１に例示した位相サイクル法を用いないので１ＮＥＸでスキャンでき、スキャン時間が短くなる。

さらに論文２における方法を用いた場合、”ｍ＝１，ｎ＝２”の方法では水と脂肪の位相差がπ（ラジアン）であるため何らかの予想が必要であるが、本発明では隣接する信号から水か脂肪かを明確に判定できるため、水か脂肪かについて明確かつ断定的な判定が可能となる。

〔第１実施の形態〕
添付図面を参照して本発明の第１実施の形態としてのＭＲイメージング方法とＭＲＩ装置について述べる。

〔装置構成および基本動作〕
図１は本発明の第１実施の形態のＭＲＩ装置の概略構成図である。
図１を参照して、本発明の第１実施の形態のＭＲＩ装置の構成およびその基本動作について述べる。
本発明の実施の形態のＭＲＩ装置は、マグネットシステム１００、データ収集部１５０、ＲＦコイル駆動部１４０、勾配コイル駆動部１３０、シーケンス制御部１６０、データ処理部１７０、表示部１８０、操作部１９０を有する。

マグネットシステム１００は、主磁場コイル部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有しており、これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、概ね円柱状の内部空間（ボア）に、互いに同軸状に配置されている。
磁気共鳴現象を用いた撮影の対象となる人体などの撮影対象（または撮像対象、または被検体）１がクレ一ドル５００に搭載されて図示しない搬送手段により、撮影部位に応じて、マグネットシステム１００内のボア内を移動する。

主磁場コイル部１０２は、マグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね撮影対象１の体軸の方向に平行であり水平磁場を形成する。
主磁場コイル部１０２は通常、超伝導コイルを用いて構成されるが、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。

勾配コイル部１０６は、互いに直交する３軸、すなわち、スライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ主磁場コイル部１０２によって形成された静磁場強度に勾配を持たせるための３種の勾配磁場を発生する。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。勾配コイル部１０６には勾配コイル駆動部１３０が接続されており、勾配コイル駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配コイル駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。

スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場と言い、位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場（またはフェーズエンコード勾配磁場）と言い、周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト勾配磁場（または、周波数エンコード勾配磁場）と言う。

３次元直交座標系において、静磁場空間における互いに直交する座標軸をＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸としたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。本実施の形態においては、スライス軸を撮影対象１の体軸の方向をＺ軸方向とし、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。
なお、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の直交性を保ったまま、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。

ＲＦコイル部１０８にはＲＦコイル駆動部１４０が接続されており、ＲＦコイル駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信する。ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に撮影対象１の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信といい、ＲＦ励起信号をＲＦパルスという。
励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴（ＭＲ）信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。ＲＦコイル部１０８にはデータ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信したエコー信号（またはＭＲ受信信号）をディジタルデータとして収集する。

ＲＦコイル部１０８で検出し、データ収集部１５０で収集したＭＲ信号は、周波数ドメイン（周波数領域）、たとえば、フーリエ空間の信号となる。
位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、ＭＲ信号のエンコードを２軸で行うので、ＭＲ信号は、たとえば、周波数空間をフーリエ空間を例示すると、２次元フーリエ空間における信号として得られる。２次元フーリエ空間をｋスペースともいう。
位相（フェーズ）エンコード勾配磁場および周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場は、２次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。

勾配コイル駆動部１３０、ＲＦコイル駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス制御部１６０が接続されている。
シーケンス制御部１６０は、第１信号演算制御処理手段、たとえば、第１コンピュータ等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０は図示しない第１メモリを有する。第１メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
シーケンス制御部１６０の各種機能は、第１コンピュータが第１メモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。

データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータはデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、シーケンス制御部１６０を構成する第１信号演算制御処理手段とは異なる第２の信号演算制御処理手段、たとえば、第２のコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しない第２メモリを有する。第２メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。

データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されており、データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってシーケンス制御部１６０における各種制御処理を統括する。その具体的な方法は、データ処理部１７０が第２メモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。

データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内には上述したｋスペースに対応するデータ空間が形成される。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを、周波数逆変換、たとえば、２次元逆フーリエ変換することにより撮像した画像を再構成する。

データ処理部１７０には表示部１８０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー等で構成されている。表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。
またデータ処理部１７０には操作部１９０が接続されている。操作部１９０はポインティングデバイスを備えたキーボード等で構成される。操作部１９０は、操作者（またはユーザ）によって操作され、パルスシーケンデータベース（ＰＳＤ）などの各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。
操作者（またはユーザ）は、データ処理部１７０の制御の元で動作する表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブに（対話形式で）ＭＲＩ装置を操作する。

〔ＭＲＩ装置の動作の概要〕
図２は本発明のＭＲＩ装置の動作の概要を示すフローチャートである。
ステップＳ１：新規ＰＳＤの設定
ＭＲＩ装置の操作者は、操作部１９０および表示部１８０を介して、図５（ａ）〜（ｄ）に例示する、本発明の１実施の形態に基づく新規なパルスシーケンス・データベース（ＰＳＤ）をデータ処理部１７０に設定する。設定されたＰＳＤはデータ処理部１７０のメモリに記憶される。
ＰＳＤを設定する処理自体は従来と同じであるが、図５（ａ）〜（ｄ）に例示するＰＳＤの内容が本発明の実施の形態に基づく新規なＰＳＤであり、本発明の特徴の１つである。
操作部１９０、表示部１８０およびデータ処理部１７０が本発明のパルスシーケンスの設定手段に相当する。

ステップＳ２：調整作業
下記に述べる調整作業は本発明に必須ではない（オプションである）が、下記理由により、この調整作業を行うことが望ましい。
ＳＳＦＰ状態におけるエコーは、ＦＩＤ（Free Induction Decay）成分（グラディエントエコー）と、スピンエコー（ＳＥ）ないしＳＴＥ（STimilated Echo)成分の２成分からなる。ＳＥないしＳＴＥ成分は単にスピンエコーとも呼ばれる。ＦＩＤ成分とスピンエコーとの両成分に対する磁場不均一の影響は互いに対称的となるので、磁場不均一による位相ずれとエコー時間ずれが生じやすい。
両成分の間に位相ずれと時間ずれがあると適正なエコーを得ることができないので、正規な撮影前に２成分の位相および時間を一致させることが望ましい。

位相および時問合わせを行うにあたり、まず、ＦＩＤ成分およびＳＥ・ＳＴＥ成分について位相ずれおよび時間ずれをそれぞれ測定する。そのパルスシーケンスは、図５を参照して下記に述べるＳＳＦＰ状態での撮影用のシーケンスにおいて、位相エンコード軸に、位相エンコード勾配磁場に代えてクラッシャ（crusher ）勾配磁場を印加したものに相当する。クラッシャ磁場はＲＦパルスの直前で印加される。
これによってＳＥ・ＳＴＥ成分に対する位相リセットが行われ、ＦＩＤ成分のみからなるエコーが得られる。次に、ＲＦパルスの直後にクラッシャ磁場を印加することで同様に、ＳＥ・ＳＴＥ成分のみからなるエコーが得られる。
そこで、このエコーの位相ずれおよび時間ずれをエコー時間ＴＥに基づいて測定することにより、ＦＩＤとＳＥ・ＳＴＥとの位相ずれおよび時間ずれを求めることができる。

ステップＳ３：撮像・データ収集
上記調整作業後、データ処理部１７０、シーケンス制御部１６０、ＲＦコイル駆動部１４０、勾配コイル駆動部１３０は、ステップＳ１においてデータ処理部１７０のメモリに記憶されたＰＳＤに従って、マグネットシステム１００を構成している、主磁場コイル部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を駆動する。
データ収集部１５０は、撮影対象１に適用された各種磁場に応じた撮影対象１のＭＲ信号をＲＦコイル部１０８から入力する。
データ処理部１７０は、データ収集部１５０で収集したＭＲ信号を入力してメモリに記憶する。メモリは図６に例示したｋスペースに対応するデータ空間が規定されている。
データ処理部１７０、シーケンス制御部１６０、ＲＦコイル駆動部１４０、勾配コイル駆動部１３０自体がＰＳＤに従って動作すること自体は従来と同じであるが、動作の元であるＰＳＤが上述したように従来とは異なるので、結果として、これらの動作の結果得られるＭＲ信号は異なる。

データ処理部１７０、シーケンス制御部１６０、ＲＦコイル駆動部１４０、勾配コイル駆動部１３０、主磁場コイル部１０２、ＲＦコイル部１０８およびＲＦコイル部１０８の基本的な動作は上述したとおりである。
データ処理部１７０、シーケンス制御部１６０、ＲＦコイル駆動部１４０、勾配コイル駆動部１３０、主磁場コイル部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８は本発明の撮像手段に相当する。ＲＦコイル部１０８、データ収集部１５０は本発明のデータ収集手段に相当する。

ステップＳ４：画像再構成処理
図３はデータ処理部１７０が行うステップＳ３の処理の概要を図解したフローチャートである。その処理内容の概要を下記に述べる。

ステップＳ３１において、データ処理部１７０は、図６に例示するｋスペースのデータを２次元フーリエ変換する。

ステップＳ３２において、データ処理部１７０は、図４に図解するシングル・クォドラチャ・ファット・ウォーター・イメージング（ＳＱＦＷＩ）法により１次以上の位相補正を行い、静磁場不均一を補償する。

ステップＳ３３において、データ処理部１７０は、位相差が９０度、すなわち、直交関係の水と脂肪の座標軸調整のための位相補償（第２位相補償）、すなわち、たとえば、実軸上に水の信号、虚軸上に脂肪の信号が来るように０次の位相補正を行う。これにより、水と脂肪とが容易かつ明確に分割できる。

ステップＳ３４において、データ処理部１７０は、実軸のみのデータを表示することで水画像を生成することができる。または、ステップＳ３５において、データ処理部１７０は、虚軸のみのデータを表示することで脂肪画像を得ることができる。水画像を希望するか、脂肪画像が希望するかはユーザの希望による。もちろん、両者の画像を順次、生成することもできる。

図４は、たとえば、特開２００１−４１４号公報に開示されているシングル・クォドラチャ・ファット・ウォーター・イメージング（ＳＱＦＷＩ）法の概要を示すフローチャートである。本発明の実施の形態においても図３のステップＳ３２においてＳＱＦＷＩ法を適用する。その処理方法を特開２００１−４１４号公報の方法と対比しながら述べる。

ステップＳ４１において、たとえば、ＲＦコイル部１０８およびデータ収集部１５０を介して、静磁場空間中の撮影対象について磁気共鳴現象を利用して、水のピクセルデータと脂肪のピクセルデータとが、任意の２π／ｎ（ｎ≧２）（ラジアン）の位相差を持つ断層像を撮像する。
ステップＳ４１の処理は、本発明の実施の形態における図２を参照して上述したステップＳ２の処理に該当するが、特開２００１−４１４号公報の方法と本発明の実施の形態とでは、図５を参照して後述するように、水と脂肪との位相差の条件が異なる。
本実施の形態においては、上記ステップＳ４１に対応する工程において、図５を参照して述べるように、ＰＳＤにおいて、繰り返し時間ＴＲを（イン・フェーズ時間）×ｍとし、エコー時間ＴＥを（イン・フェーズ時間）／ｎ（ｎは３以上）にして水と脂肪とを同相状態にする。
水と脂肪とが同相状態になれば、静磁場不均一の影響を同じに受けるから、静磁場不均一の影響の排除が完全になる。

たとえば、ｎ＝４とすれば、水のピクセルデータと脂肪のピクセルデータとの位相差は２π／４＝π／２（ラジアン）となり、水のピクセルデータと脂肪のピクセルデータとは、位相差が９０度ある直交（ Quadrature （クォドラチャ））関係になる。

ステップＳ４２において、データ処理部１７０は、ピクセルデータの位相をｎ倍にして水と脂肪の位相を同相状態（イン・フェーズ状態）にして±π（ラジアン）を越える成分の折り返しを補正して１／ｎにして静磁場不均一に対する位相分布を求め、求めた位相分布でピクセルデータの位相を補正して静磁場不均一の影響を排除する。
たとえば、ピクセルデータの位相をｎ＝４倍にすると、位相差は２π（ラジアン）となり、水と脂肪の位相は同相になる。そこで、±π（ラジアン）を越える分の折り返しを補正して１／ｎ（ｎ＝４）にして静磁場不均一に対する位相分布を求め、求めた位相分布でピクセルデータの位相を補正して静磁場不均一の影響を排除する。

ステップＳ４３において、データ処理部１７０は静磁場不均一の影響を排除したピクセルデータから位相差を利用して水画像と脂肪画像とを分離する。
以上のとおり、静磁場不均一の影響を排除したπ／２（ラジアン）の位相差、すなわち、直交関係にある水のピクセルデータと脂肪のピクセルデータを分離することが容易になる。

このように、水と脂肪との位相差をπ／２（ラジアン）にして水と脂肪とを分離する画像化技術を、本明細書において、「単一直交・脂肪・水分離画像化技術（シングル・クォドラチャ・ファット・ウォーター・イメージング（ＳＱＦＷＩ））方法と呼ぶ。

このように、本発明の実施の形態において、ＳＱＦＷＩ法を適用して静磁場不均一を補償して（第１位相補償して）直交関係にある水と脂肪とを取り出し、画像化を容易かつ正確な画像を再構成するために０次の位相補償（第２位相補償）を行い実軸上に水の信号、虚軸上に脂肪の信号が来るようにする。
すなわち、水と脂肪とを明確に分離した画像を再構成し、必要に応じて、水画像または脂肪画像を得る。

ＰＳＤ（パルスシーケンスデータベース）
図５（ａ）〜（ｄ）に、本実施の形態の１例としての、水と脂肪の位相関係を単一直交関係（シングル・クォドラチャ形式）にする、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）状態でのスキャンするために用いるＰＳＤの１例を示す。
ＳＳＦＰ状態とは、短い間隔（ＴＲ＜Ｔ２）で励起パルスを照射し続けると、磁気モーメントの位相が揃い、磁化がＳＳＦＰ状態になることをいう。ＳＳＦＰ状態は、短いスキャン時間で、強度が強く、コントラストの高い信号を得ることができるという利点がある。反面、ＳＳＦＰ状態それ自体では、バンディング・アーチファクトが発生するという問題、強い脂肪信号が発生し、水と脂肪との分離が難しいという問題などを孕んでいる。本発明はかかる問題を解決している。

図５（ａ）はＲＦ信号のパルスシーケンスであり、図５（ｂ）はスライス勾配磁場発生用のパルスシーケンスであり、図５（ｃ）は位相エンコード勾配磁場（ワープ、warp) 発生用のパルスシーケンスであり、図５（ｄ）は周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場発生用のパルスシーケンスである。

図５（ｅ）は、図５（ｄ）に例示した本発明の１実施の形態の周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場発生用のパルスシーケンスの比較例として例示した、特開２００１−４１４号公報および一般的な周波数エンコード勾配磁場発生用のパルスシーケンスである。

〔本実施の形態のＰＳＤの特徴〕
（１）第１の特徴
本実施の形態のＰＳＤの第１の特徴は、単位繰り返し時間ＴＲ（１ＴＲ）はイン・フェーズ時間と同じに設定されていることである。なお、従来の繰り返し時間ＴＲには上述した制限はなく、任意に設定できた。
本実施の形態のように繰り返し時間ＴＲを制限する理由は、水と脂肪を同位相（同相）にするためである。水と脂肪とを同相にすれば、水と脂肪とが同じ静磁場不均一の影響を受け、ＳＱＦＷＩ処理により、静磁場不均一の影響を完全に排除することが可能となり、１回のスキャンで水と脂肪とを分離するエコー信号を収集可能となる。

（２）第２の特徴
本実施の形態のＰＳＤの第２の特徴は、水と脂肪との位相差をシングル・クォドラチャ（single quadrature type、単一直交関係）形式にするため、エコー時間ＴＥが、従来のＴＥ＝ＴＲ／２とは異なることである。
特開２００１−４１４号公報に記載の方法および一般的方法では、図５（ｅ）に図解したように、エコー信号は１ＴＲの間の中心信号で表現し（ＴＥ＝ＴＲ／２）、隣接する２つのＲＦパルスの中心からエコー信号の中心までの時間がエコー時間ＴＥである。他方、図５（ｄ）に図解した本発明の実施の形態の例示は、ＴＥ＝ＴＲ／３であり、隣接する２つのＲＦパルスの中心からエコー中心までの時間より短い。
このように、周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場発生用のパルスシーケンスについての本発明の実施の形態のエコー時間ＴＥと繰り返し時間ＴＲとの関係は、特開２００１−４１４号公報などに記載されている一般的なエコー時間ＴＥと繰り返し時間ＴＲとの関係と異なる。その理由は、画像再構成において、水と脂肪との位相差を９０度の単一直交関係、すなわち、シングル・クォドラチャ形式にするためである。

このような位相関係にすれば、たとえば、水を実軸にとり、脂肪を虚軸にとることができ、水と脂肪とが明確に分離できる。たとえば、実軸の水成分を表示させれば、撮影対象１の水成分のみの画像を得ることが出来、他方、虚軸の脂肪成分を表示させれば、撮影対象１の脂肪成分のみの画像を得ることが出来るという利点がある。

図５（ａ）〜（ｄ）、（ｅ）に例示したＰＳＤによるＭＲＩ装置の動作を述べる。パルスシーケンスは左から右に進行する。
〔磁場の形成とエコー信号の収集〕
図２のステップＳ３において、図５（ａ）に示すように、ＲＦパルスによるスピン励起が行われる。スピン励起は、図５（ｂ）に図解したスライス勾配磁場Ｇ−ｓｌｉｃｅの下での選択励起である。スピン励起は繰り返し時間ＴＲで周期的に繰り返し行われる。１ＴＲが１ビューに相当する。
図２のステップＳ３において、図５（ｄ）、（ｅ）に図解したように、１ＴＲの間に印加される周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場Ｇ−ｆｒｅｑによってＲＦコイル部１０８を介してエコー信号が読み出される。

図２のステップＳ３において、１ＴＲの間に、スピン励起の直後と次のスピン励起の直前にそれぞれ、図５（ｃ）に図解したように、位相エンコード勾配磁場Ｇ−ｐｈａｓｅが印加される。これら１対の位相エンコード勾配磁場Ｇ−ｐｈａｓｅは、大きさおよび極性が互いに対称である。この対称性により、前側の位相エンコード勾配磁場Ｇ−ｐｈａｓｅによって位相エンコードの巻き上げが行われ、後ろ側の位相エンコード勾配磁場Ｇ−ｐｈａｓｅによって位相エンコードの巻き戻しが行われる。位相エンコード量は１ＴＲごとに変更される。

〔ｋスペースへのデータ記憶〕
図２のステップＳ３において、ＲＦコイル部１０８およびデータ収集部１５０を介してエコー信号を読み出すことにより、ｋスペースのデータがサンプリングされる。
図６にｋスペース概念図を示す。ｋスペースの横軸ｋｘは周波数軸であり、縦軸ｋｙは位相軸である。複数の横長の長方形がそれぞれ位相軸上のデータサンプリング位置を表す。長方形内に記入された数字は位相エンコード量を表す。位相エンコード量はπ／Ｎで正規化してある。Ｎは位相方向のサンプリング数である。位相方向のサンプリング数はビュー数とも呼ばれる。

特開２００１−４１４号公報に記載した図５（ｅ）の場合、ＴＥ＝ＴＲ／２であり、位相エンコード量は位相軸ｋｙの中心で０である。中心から両端にかけて位相エンコード量が次第に増加する。増加の極性は互いに逆である。サンプリング間隔すなわち位相エンコード量の階差はπ／Ｎである。なお、ｍ＝４であるから水と脂肪との位相差はπ／２（ラジアン）である。
他方、本実施の形態の図５（ｄ）の場合は、ＴＥ＝ＴＲ／３であり、位相エンコード量は位相軸ｋｙの中心で０である。なお、ｍ＝３であるから、水と脂肪との位相差は２π／３（ラジアン）である。

〔フェーズサイクル法〕
特開２００１−４１４号公報に記載のフェーズサイクル法では、このようなデータ収集を、フリップ角度を複数回、少なくとも２回異ならせて、すなわち、ＲＦパルスの位相を１ＴＲごとに２π・ｋ／Ｍずつ、少なくとも２回変更しながら行った。Ｍは２以上の整数であり、ｋ＝０，１，・・・，Ｍ−１である。２π・ｋ／Ｍは、ＲＦパルスの１ＴＲごとの位相の階差となる。少なくとも２回ＲＦパルスの位相を異ならせてスキャンした場合はｋ＝０，１である。

（１）ｋ＝０のとき位相階差は０である。したがって、ＲＦパルスの位相変更はなく、毎回同じ位相でスピン励起が行われる。このような励起の下でｋスペースについての１つの群のデータが収集される。この群のデータ（エコー信号）をｆ（０）で表す。
（２）ｋ＝１のとき、位相階差は２π／Ｍである。したがって、１ＴＲごとにＲＦパルスの位相を２π／Ｍずつ変更しながらスピン励起が行われる。このような励起の下でｋスペースについての他の群のデータが収集される。この群のデータ（エコー信号）をｆ（１）で表す。

本発明は、スキャンは１回のみであるから、上記フェーズサイクル法において、Ｍ＝１、ｋ＝Ｍ／２の特例として考えることができる。
特開２００１−４１４号公報の方法は、少なくとも２回、フリップ角度を異ならせてスキャンを行うので、時間がかかり、メモリに記憶するデータの量も多く、データ処理時間も長くなった。
これに対して、本発明の実施の形態は、Ｍ＝１、ｋ＝０であり、スキャンは位相階差π（ラジアン）についてのみ、すなわち、ＲＦパルスの位相変更はπ（ラジアン）であり、ビューごとの励起回数は１回（１ＮＥＸ）であり、反対位相でスピン励起が行われる。このような励起の下でｋスペースについての１つの群のデータｆを収集する。本発明の実施の形態においては、スキャン時間が半分に短縮でき、メモリの容量も半分になり、後述するデータ処理時間も半分に短縮できる。

上記方法によって得られるエコー信号ｆは式１で与えられる。

ここで、ξはスピンの位相を表す。スピンの位相ξにはＲＦパルスの位相φ、磁場不均一や磁化率等による位相誤差θ、および、ケミカルシフトによる位相θ_chemi が含まれる。Ｍ０は初期磁化を表す。

本発明の実施の形態においては、φ＝π（ラジアン）となる。よって、スピンの位相ξ＝π−θ−θ_chemi となる。
さらに、ＴＲが同位相であるので、θ_chemi ＝２π（ラジアン）となり、水、脂肪に係わらず、ξ＝π−θとなる。

図３のステップＳ３１において、データ処理部１７０において撮影結果の画像を生成するにあたって、エコー信号ｆについて２次元フーリエ変換を行う。

断層像は、図２のステップＳ３１において、データ処理部１７０においてｋスペースデータを２次元フーリエ逆変換する、好ましくは、２次元高速逆フーリエ変換（ＩＦＦＴ）することにより再構成される。
データにおける位相誤差θの影響が小さいことにより、２次元逆フーリエ変換により得られた断層画像は、水と脂肪の両方の領域において、静磁場不均一にかかわらずバンディングアーチファクトを含みにくいものとなる。

ＲＦ信号を送信した時点で同位相であった水と脂肪の信号は、磁気回転比の差（ケミカルシフト）により時刻ＴＥでは、２π／ｎ（ラジアン）の位相差を持つ。

このような位相差を利用して水と脂肪の分離を行う処理は、図４を参照して上述したＳＱＦＷＩ法を適用する。すなわち、
（１）図４のステップＳ４２に示したように、エコーデータの位相をｎ倍して水と脂肪を同相にし、
（２）図４のステップＳ４２に示したように、±π（ラジアン）の範囲を超える分の折り返しを補正した上で、（１／ｎ）にした位相分布によってエコーデータの位相誤差を補正し、
（３）図４のステップＳ４３に示したように、水データと脂肪データの位相差、すなわち、９０度の位相差に基づいて水と脂肪を分離する。
このようなＳＱＦＷＩ法を適用すると、水と脂肪の分離を正確に行う点で好ましい。

２次元フーリエ変換結果についてＳＱＦＷＩを利用して静磁場不均一補償をし、位相差が２π／ｎ（ラジアン）の水と脂肪を分離することにより、水データと脂肪データが得られる。

〔第１実施の形態の第１の変形態様〕
上記第１実施の形態においては、繰り返し時間ＴＲをイン・フェーズ時間に限定しているが、繰り返し時間ＴＲはイン・フェーズ時間の任意の自然数（ｍ）倍に設定可能である。
たとえば、１．５Ｔとすると、イン・フェーズ時間は、最も短い時間（ｍ＝１）で４．６ｍｓ（ミリ秒）、２番目に短い時間（ｍ＝１）で９．２ｍｓとなる。
本発明においては、短いイン・フェーズ（同相）時間の高い磁場システムにおいてもＳＳＦＰ状態において水と脂肪とを分離できる。

上記実施の形態においては、エコー時間ＴＥを（イン・フェーズ時間）／ｎに設定することに限定しているが、イン・フェーズ時間に対して正の方向にずれても負の方向にずれても同じである。
たとえば、１．５Ｔとすると、最短のイン・フェーズ時間は４．６ｍｓであるが、エコー時間ＴＥは（イン・フェーズ時間）／３＝１．５３ｍｓであっても、（イン・フェーズ時間）−（イン・フェーズ時間）／３＝３．０６７ｍｓであっても良い。
また２番目に短いイン・フェーズ時間を採用した場合は、繰り返し時間ＴＲ＝（イン・フェーズ時間）×２＝９．２ｍｓであるが、エコー時間ＴＥは（イン・フェーズ時間）＋（イン・フェーズ時間）／３＝６．１３ｍｓであっても、（イン・フェーズ時間）−）イン・フェーズ時間）／３＝３．０６７ｍｓであっても良い。
また、ｎ＝４として、（イン・フェーズ時間）−（イン・フェーズ時間）／４＝３．４５ｍｓとしても、（イン・フェーズ時間）＋（イン・フェーズ時間）／４＝５．７５ｍｓとしても良い。

以上を整理すると、本発明においては、繰り返し時間ＴＲとエコー時間ＴＥについて下記条件式１で規定することができる。

ＳＳＦＰ状態での一般的なＰＳＤ
（１）繰り返し時間ＴＲ＝Ｔ_IP×ｍ
（２）エコー時間ＴＥ＝Ｔ_IP×（ｍ−１±１／ｎ）
ただし、Ｔ_IPは同相時間（イン・フェーズ時間）であり、
ｍは自然数であり、
ｎは３以上の自然数であり、
エコー時間ＴＥは正の数である。
（条件式１）

比較例とのスキャン時間の対比
特開２００１−４１４号公報に記載の位相サイクルＳＳＦＰにＳＱＦＷＩを適用することで水と脂肪を分離する方法では、ＰＳＤをＴＲ＝Ｔ_IP×２／ｎ，ＴＥ＝Ｔ_IP／ｎ，（ｎは３以上の整数）とする必要があるため、ｎ＝３とした場合、０．７ＴではＴＲ＝６．５ｍｓ，１．５ＴではＴＲ＝３．１ｍｓとなり、短い。このような高磁場システムを構成すると価格が高騰する。
また、特開２００１−４１４号公報の方法では、２回以上のデータ収集が必要であった。

論文２に記載の方法では、ＰＳＤとして、ＴＲ＝Ｔ_IP、ＴＥ＝Ｔ_IP／２としているが、この方法では０．７ＴではＴＲ＝９．８ｍｓ、１．５ＴではＴＲ＝４．６ｍｓとなり、磁場システムの構築上の問題はない。ただし、水と脂肪との識別の問題がある。

〔第１実施の形態の第２の変形態様〕
以上述べた実施の形態において、エコー信号を周波数分析する方法として、２次元フーリエ変換を行う場合を例示したが、他の周波数分析方法を採用することもできる。
なお、２次元フーリエ変換を行う場合、演算処理の高速化を図るため、２次元高速フーリエ変換処理（２次元ＦＦＴ処理）を行うことが望ましい。

〔第１実施の形態の第３の変形態様〕
上述したデータ収集部１５０におけるデータ収集の対象はフルエコー信号であるとした。しかし、本実施の形態においては、繰り返し時間ＴＲに対しエコー時間ＴＥが中点に来ないため、データ収集の対象は、フラクショナル（部分）エコー信号でもフルエコー信号でも良い。したがって、本発明の方法はデータ収集に自由度がある。
フラクショナルエコー信号をデータ収集した場合、データ処理部１７０において、２次元フーリエ変換および２次元フーリエ逆変換を行うとき、フラクショナルエコー処理をしても良いし、エコー信号の不足分を単純に０内挿（０フィル）するだけでも良い。

〔第１実施の形態の効果〕
上記ＰＳＤを用いて得られるＳＳＦＰ信号にＳＱＦＷＩ法を適用することで、ＳＳＦＰの水と脂肪とを分離した画像が得られる。
本実施の形態のＰＳＤを適用すると、ＳＳＦＰで繰り返し時間ＴＲをイン・フェーズ時間×ｍ（ｍは自然数）にあわせることで、水も脂肪も同様な静磁場不均一の影響を受けるので、静磁場不均一の影響を低減できる。
また、本実施の形態においては、特開２００１−４１４号公報に記載された方法である「位相サイクル、ＳＳＦＰファット・ウォーター画像化法」のように、複数回、ＲＦパルスの位相を変更して複数回スキャンする必要がないので、スキャン時間を短縮できる。また、データ記憶量も少なくてすみ、メモリ容量が少なくてよい。さらにデータ処理部１７０における信号処理時間も短縮できる。

論文２に記載の方法では、水と脂肪は位相がちょうどπ（ラジアン）ずれる。この方法では正確には水か脂肪か判定できず、予想を入れない限り判定できない。これに対して、本発明の実施の形態の方法では、水と脂肪は、シングル・クォドラチャ（単一直交位相差）、すなわち、２π／ｎ（ラジアン）の位相差を持つので、水を実軸とすると、脂肪を虚軸にとることができ、隣接する脂肪と水の位相差から水と脂肪の位相を正確かつ断定的に判断できるという利点がある。

〔第２実施の形態〕
図７に本発明の第２実施の形態のＭＲＩ装置の構成図を示す。
図７に図解したＭＲＩ装置は、マグネットシステム１００’以外は、図１に図解したＭＲＩ装置と同じ構成している。以下、マグネットシステム１００’を中心に述べる。

マグネットシステム１００’は主磁場マグネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコイル部１０８’を有する。
これら主磁場マグネット部１０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の形状を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム１００’のボアに撮影対象１がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段により移動される。

主磁場マグネット部１０２’はマグネットシステム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成してもよい。

勾配コイル部１０６’は、互いに垂直な３軸すなわちスライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６’は図示しない３系統の勾配コイルを有する。

静磁場空間における互いに直交する座標軸をＸ，Ｙ，Ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の直交性を保ったままＸ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本実施の形態の装置でも対象１の体軸の方向をＺ軸方向とする。

ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に対象１の体内のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信する励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８’によって受信される。ＲＦコイル部１０８’の受信信号がデータ収集部１５０に入力される。

図７に図解したＭＲＩ装置においても、図１に図解したＭＲＩ装置と同様に、上記処理を行うことが出来る。

以上述べたように、本発明の実施の形態によれば、ＳＳＦＰ状態でバンディングアーチファクトがない画像を撮影する磁気共鳴撮影装置を実現することができる。また、ＳＳＦＰ状態で水と脂肪を分離して撮影する磁気共鳴撮影装置を実現することができる。

以上、好ましい実施の形態を例示したが、本発明は上述した例示に限定されるものではない。したがって、本発明の技術的範囲には、特許請求の範囲に記載の内容およびその均等物にも及ぶことは当業者にとって自明である。

図１は本発明の実施の形態の一例のＭＲＩ装置のブロック図である。 図２は本発明の実施の形態の一例の全体処理方法を示すフローチャートである。 図３は図２に図解したデータ処理部の処理を一例を示すフローチャートである。 図４は本発明において実施するシングル・クォドラチャ・ファット・ウォーター・イメージング（ＳＱＦＷＩ）法の処理を示すフローチャートである。 図５（ａ）〜（ｅ）本発明の実施の形態および比較例のパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を示す図である。 図６は本発明の実施の形態のデータ処理部のメモリにおけるｋスペースの構成図である。 図７は本発明の第２実施の形態の一例のＭＲＩ装置の構成ブロック図である。

符号の説明

１ 撮影対象
１００，１００’ マグネットシステム
１０２，１０２’主磁場コイル部
１０６，１０６’ 勾配コイル部
１０８，１０８’ ＲＦコイル部
１３０ 勾配コイル駆動部 １４０ ＲＦコイル駆動部
１５０ データ収集部 １５０ データ収集部
１６０ シーケンス制御部 １７０ データ処理部
１８０ 表示部 １９０ 操作部

Claims (9)

1. 被検体が発生するＭＲ信号を用いて前記被検体の断層画像を生成するＭＲＩ装置であって、
   前記被検体に含まれる水と脂肪の位相差を単一直交関係で撮像可能にするために、繰り返し時間ＴＲ及び正の数であるエコー時間ＴＥが下記条件を有するパルスシーケンスを実行する手段と、
   定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）状態において、
   ＴＲ＝Ｔ_IP×ｍ
   ＴＥ＝Ｔ_IP×（ｍ−１±１／ｎ）
   ただし、Ｔ_IPはイン・フェーズ（同相）時間であり、ｍは自然数であり、ｎは３以上の自然数である。
   前記パルスシーケンスを実行することによって前記被検体から発生するエコー信号を収集するエコー信号収集手段と、
   前記収集して得られたエコー信号に基づいて周波数変換処理して断層画像を生成する変換処理手段と、
   前記変換処理したデータについて静磁場不均一を補償する補償手段と、
   前記補償した結果について水分と脂肪分とを分離した画像を生成する画像生成手段とを有し、
   前記画像生成手段は、実軸上に水の信号又は脂肪の信号の一方が来るように、虚軸上に水の信号又は脂肪の信号の他方が来るように、０次の補正を行うことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 前記画像生成手段は、実軸上に水の信号、虚軸上に脂肪の信号が来るように０次の補正を行い、水画像を生成する場合は実軸のみのデータを用い、脂肪画像を生成する場合は虚軸のみのデータを用いることを特徴とするＭＲＩ装置。
3. 前記変換処理手段は、周波数変換処理として２次元フーリエ変換処理を行い前記断層画像を生成することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置。
4. 前記変換処理手段は、前記２次元フーリエ変換処理として２次元高速フーリエ変換を行うことを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。
5. 前記補償手段は、静磁場不均一補償のため、シングル・クォドラチャ・ファット・ウォーター・イメージング法を適用して、
   前記変換処理手段で生成したデータの位相をｎ倍にして水と脂肪の位相を同相状態にし、
   ±π（ラジアン）を越える成分の折り返しを補正し、
   前記補正した結果を１／ｎにして静磁場不均一に対する位相分布を求め、
   前記求めた位相分布を用いて前記変換処理手段で生成したデータの位相を補正することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
6. 前記エコー信号収集手段はフルエコー信号を収集し、
   前記変換処理手段は前記フルエコー信号について前記周波数変換処理を行うことを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
7. 前記エコー信号収集手段はフラクショナルエコー信号を収集し、
   前記変換処理手段は前記フラクショナルエコー信号について前記周波数変換処理を行うことを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
8. 前記ＭＲＩ装置は、
   撮影対象の体軸方向に平行な水平静磁場を形成する主磁場コイル部と、
   それぞれ直交するスライス軸、周波数軸および位相軸方向において、前記静磁場強度に勾配を持たせる磁場を形成する勾配コイル部と、
   前記撮影対象にスピンを励起し、励起されたスピンを検出するＲＦコイル部とを有するマグネットシステムを有し、
   前記パルスシーケンスは、前記勾配コイル部および前記ＲＦコイル部による磁場形成に用いることを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
9. 前記エコー信号の収集を行う前に、ＦＩＤ成分とスピンエコーについて位相および時間合わせのための調整を行う手段をさらに有することを特徴とする請求項８に記載のＭＲＩ装置。

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