JPH09220211A

JPH09220211A - 磁気共鳴イメージング方法

Info

Publication number: JPH09220211A
Application number: JP8052629A
Authority: JP
Inventors: Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1996-02-16
Filing date: 1996-02-16
Publication date: 1997-08-26
Anticipated expiration: 2016-02-16
Also published as: JP3612656B2

Abstract

(57)【要約】【課題】EPIを用いた心臓の動態計測において、被検体
により発生する局所磁場不均一に起因する信号の位相歪
を補正して正確な画像が得られる核磁気共鳴イメージン
グ方法を提供する。【解決手段】繰り返し入力されるゲート信号に同期し
て、高速に被検体を撮影する核磁気共鳴イメージング方
法において、位相エンコードを印加しないパルスシーケ
ンスにより計測データを取得するプリスキャンと、前記
シーケンスに位相エンコードを付与したパルスシーケン
スにより撮像信号を取得する本スキャンとを、第１のゲ
ート信号から第１の遅延時間をもってプリスキャンを、
そして第２のゲート信号から第１の遅延時間をもって本
スキャンを実施し、本スキャンデータと時相が一致した
プリスキャンデータにより、本スキャンデータを補正す
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体中の水素や
燐等からの核磁気共鳴（以下、「NMR」という）信号を
測定し、被検体内の核スピンの密度分布や緩和時間分布
等を映像化する核磁気共鳴撮影（MRI）装置に関し、特
に生体の運動臓器を高速に撮像する技術に関するもので
ある。

【０００２】

【従来の技術】現在MRIの撮影対象は、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、プロトン
である。このプロトン密度の空間分布や、励起状態の緩
和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹
部、四肢、更には心臓や血管等の形態または、機能を２
次元もしくは３次元的に撮影する。

【０００３】MRI装置は、初期には生体の運動をしない
部位を画像化して医療診断に供することができることに
より有用性を認められ発展したが、イメージングのため
のパルスシーケンスに各種の高速化手法が取り入れられ
るとともにその実用化が図られ、現在では、エコー・プ
レナー法 (Echo Planer Imaging ：以下 EPI 法と記
す。) という超高速イメージング法も実用化の域に達
し、心臓のような運動臓器をも撮像することができるよ
うになった。

【０００４】EPI法は、被検体である生体内の撮像面内
の核スピンを選択励起した後、読み出し傾斜磁場の極性
を連続的に反転してエコー信号を複数個、例えば32個,6
4個,128個を１回のパルスシーケンスで計測する。この
ため、従来から行われているスピンエコー法や高速スピ
ンエコー法より格段に高速で撮像が可能である。しかし
ながら、EPI法には、高速撮像が可能であるという優れ
た特徴を有しているが、その反面まだ改善されるべき課
題は多い。そのうちの１つが磁場均一度である。この磁
場均一度の課題としては、静磁場内に置かれた被検体内
での磁場均一度が要求されることである。磁場発生装置
単体で磁場が均一であっても、被検体が静磁場内に置か
れた場合に、被検体内で磁場が均一でなければならな
い。被検体である生体は部位によって透磁率が異なるた
め、静磁場発生装置単体で均一磁場が発生できたとして
も、被検体を静磁場内に挿入すると、被検体内では磁場
の均一性は保証されない。この問題を解決する方法とし
て、静磁場発生装置に磁場調整手段（シミング手段）を
設けることが知られている。

【０００５】EPI法は前述のように、核スピンを励起し
た後、読み出し傾斜磁場の極性を繰り返し反転してエコ
ー信号を生じさせる。このため磁場に不均一があると、
その不均一の影響が順次得られるエコー信号に累積的に
位相誤差となって現われる。したがって、シミング技術
を用いずにEPI法で被検体を撮像すると、被検体がもた
らす磁場不均一の影響により画像に歪が生ずる。

【０００６】この画像歪を除去するために、従来は撮像
に先だって前記誤差を補正するデータを計測するスキャ
ンを実行していた。このプリスキャンによる補正法は、
本発明の対象である心臓のような生体内の運動臓器の撮
像においても行われている。その方法を図４を用いて説
明する。図４において、41は生体信号、具体的には心電
波計信号である。この心電信号のR波42を検出しゲート
信号を発生し、このゲート信号からある所定の遅延時間
をおいて、補正データを計測するプリスキャン101を実
行する。このプリスキャン101は図２に示すように、ス
ライス方向傾斜磁場パルス(Gs)202とRFパルス201を同時
に印加して被検体の撮像部位の核スピンを選択励起し、
次いで読み出し傾斜磁場パルス205と206を印加し、エコ
ー信号207を所定数計測するように行う。

【０００７】プリスキャン101に次いで、画像データを
計測する本スキャン102を行う。本スキャン102は図３に
示すように、図２のパルスシーケンスへ位相エンコード
傾斜磁(Ge)203,204を付加したパルスシケンスが実行さ
れる。位相エンコード傾斜磁場(Ge)203は計測データを
メモリ空間へ書き込む際の最初の位相エンコード方向の
書き込みアドレス設定のためのオフセット量となってお
り、位相エンコード傾斜磁場パルス204は、位相エンコ
ード方向の画素数に等しいステップ数だけ強度を変えて
印加される。この本スキャン121を実行することによ
り、１画像分の画像データが計測される。以上のプリス
キャンと本スキャンとは、１回のパルスシーケンスは約
100ms程度の短時間で行われる。

【０００８】その後、プリスキャン103,105,107,109と
本スキャン104,106,108,110とが交互に実行される。こ
のようにして、次のR波までの間に合計10個のパルスシ
ーケンスを実行し、101と102,103と104,105と106,107と
108及び109と110の各プリスキャンと本スキャンの間
で、画像データをプリスキャンデータを用いて補正す
る。以上が従来の方法の概略である。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】上記従来の方法は上記
説明でも明らかなように、補正データを計測するプリス
キャンと画像データを計測する本スキャンとで被検体が
周期的に発する生体信号の特定時相から約100msのずれ
がある。この約100msの間に臓器も当然運動する。この
ため、例えばプリスキャン111を実行した時と、本スキ
ャン121を実行した時とでは、臓器の位置がずれている
ため、プリスキャン111を実行した時と本スキャン121を
実行した時とでは被検体内の磁場分布も変化している。
したがって、プリスキャン111のデータで本スキャン121
の画像データを補正することには無理があることにな
る。これが本発明が解決しようとしている第１の課題で
ある。

【００１０】次に、上記従来の方法では連続して得られ
た画像の時間分解能及び連続性が良くないという課題が
ある。すなわち、従来の方法はプリスキャンと本スキャ
ンとを交互に約100msの時間間隔をもって実行する。し
たがって、本スキャンは約200msの時間分解能を持った
画像しか得られない。そして更に、本スキャンと次の本
スキャンとの間に約100msの画像が得られない空白時間
が存在する。これが本発明が解決しようとしている第２
の課題である。

【００１１】本発明は、上記課題に鑑み、従来の方法と
比較し、画像データの補正が正確に行え、更に画像の時
間分解能及び画像の連続性に優れた磁気強鳴イメージン
グ方法を提供することを目的として成されたものであ
る。

【００１２】

【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に本発明は、MR画像を補正するデータを計測するパルス
シーケンスと、MR画像データを計測するパルスシーケン
スとを被検体が周期的に繰り返し発生する生体信号の所
定時相に対応したゲート信号に基ずいて実行し、前記MR
画像データを前記補正データにより補正処理してMR画像
を得る磁気共鳴イメージング方法において、第１のゲー
ト信号から第１の遅延時間を有す時相から被検体内の磁
場不均一を計測するプリスキャンを実行し、第１のゲー
ト信号の後の第２のゲート信号から前記第１の遅延時間
を有す時相から前記被検体を撮像する本スキャンを実行
し、この本スキャンで得た計測データをこの本スキャン
と同一時相で得たプリスキャンデータを用いて補正する
ようにしたものである。

【００１３】また、前記本スキャンのためのパルスシー
ケンスは、前記生体信号の１周期内に、複数枚の画像を
得るように繰り返して実行され、また前記プリスキャン
のパルスシーケンスは、前記本スキャンに対し時相が合
うように先だって繰り返し実行されるようにしたもので
ある。

【００１４】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
を用いて説明する。先ず、図５を用いて本発明を実施す
るためのMRI装置の構成を説明する。図５において、401
は被検体であり、頭部を検査のために計測空間に置かれ
ている。402は静磁場発生用磁石装置であり、所定空間
領域に均一磁場を発生するものである。この静磁場発生
用磁石装置402は超電導磁石、常電導磁石または永久磁
石を磁場発生源とした各種の方式のものが用いられる。
403は傾斜磁場コイルで、計測空間において静磁場へ重
畳するように、かつその計測空間内において直交する３
方向へ傾斜磁場を発生するもの、404は計測空間に置か
れた被検体401へ電磁波を照射するためのRFコイル、405
はRFコイル404からの電磁波により核磁気共鳴を起こし
た被検体内の核スピンから生ずる信号を検出するRFプロ
ーブ、406はRFプローブ405で検出された信号に対し増
幅、検波、A/D変換を行う信号検出部、407は信号検出部
406からの信号を用いて各種の処理及び計算を行い画像
データを作成する信号処理部、408は信号処理部407で作
成された画像データを表示するCRT等を有した画像表示
部、409は傾斜磁場コイル403へ電力を供給する傾斜磁場
電源、410はRF送信部で、RFコイル404から被検体401へ
照射される電磁波に対応した信号を作成するもの、411
は制御部で、傾斜磁場電源409、RF送信部410、信号検出
部406、信号処理部410等をシステム的に制御するととも
に、被検体401から信号を検出するパルスシーケンスの
実行を制御するもの、412は被検体401を支持するととも
に、被検体401の検査部位を計測空間へ移動する寝台で
ある。そして、413は被検体401が周期的に発生する生体
信号、この実施の形態では心電信号を検出し、その検出
信号を制御部411へ出力する心電検出ユニットである。

【００１５】次に、本発明のMRイメージング法を図１、
図２、図３を用いて説明する。ここで、図５に示すMRI
装置の静磁場強度は1.5T(テスラ)とする。撮像に先立っ
て、寝台412に被検体401を寝載するとともに、心電検出
ユニット413を被検体401へ装着して、被検体401を静磁
場発生用磁石装置402の開口内の均一磁場空間へ位置さ
せる。次に、図２に示す撮像のためのEPI法パルスシー
ケンスを実行するために各種撮像パラメータを設定す
る。個々で設定すべき主な撮像パラメータは、心臓の１
心拍内に撮像する画像枚数、１枚の画像の撮像時間、位
相エンコード数、信号読み出しのサンプリング数、撮像
視野(FOV)等が挙げられる。

【００１６】そして、撮像パラメータを設定した後、撮
像位置決めを行う。撮像の位置決めは従来より行われて
いる方法を実行する。これにより、心臓の観察断面を設
定する。ここで、一例として、心臓の１心拍内に128×1
28画素の1画像を100msの撮像時間で、10枚連続して撮像
する場合について説明を続ける。

【００１７】被検体401に接続された心電検出ユニット4
13により心電信号51が検出され、この心電信号が制御部
411へ入力されると、制御部411は１心拍、例えば図１に
示す心電波形のR波から次のR波までの１心拍の間に、前
記設定された撮像パラメータで10枚の画像を撮像するに
適したスキャンの開始時刻を演算により求める。すなわ
ち、図１に示すR波52,53からプリスキャン111及び本ス
キャン121を開始するまでの遅延時間を求める。勿論、R
波からスキャンを開始するまでの遅延時間は操作者が手
動で設定するようにしても良い。

【００１８】次に、実際のスキャンを時間経過とともに
説明する。図１に示すように、心電波形51が時間経過と
ともに、P波、Q波が検出され、次に心電波形の最も特徴
的なR波が検出されると、制御部411はこのR波の検出信
号に基づいて、このR波から前記遅延時間Δｔが経過し
た時刻にプリスキャン111を開始する。

【００１９】プリスキャン111は図２に示すが、図２と
図３との比較から明らかなように、ワンショトEPI法パ
ルスシーケンスから位相エンコード傾斜磁場(Ge)の印加
を省略したパルスシーケンスによるスキャンである。プ
リスキャン111は、スライス選択傾斜磁場202とRFパルス
201を印加し被検体401の撮像部位の核スピンを選択的に
励起する。そして、スライス内の核スピンの位相合わせ
をした後、読み出し傾斜磁場(Gr)205を印加して一旦核
スピンの位相をディフェーズし、その後極性が交互に反
転する一連の読み出し傾斜磁場206を印加するとともに
信号検出部406にてエコー信号207を検出、サンプリン
グする順序で行う。読み出し傾斜磁場(Gr)206は本スキ
ャン121の画素数と同じ数の128個が極性を交互に変更し
て印加され、またエコー信号の一つのサンプリングも本
スキャン121のそれと同一数の128個がサンプリングされ
る。

【００２０】サンプリングされたデータは、信号処理部
407の内部にあるいわゆるk空間と称されるメモリ空間に
記憶される。このメモリ空間への書き込みは、本スキャ
ンの場合はエコー信号へ位相情報を付与して計測するの
で、その書き込みアドレスは計測されたエコー信号の位
相エンコード量に応じて行わなければならないが、この
プリスキャンにおいてはエコー信号には位相エンコード
を付与しないので、読み出し傾斜磁場(Gr)の極性に応じ
て正方向又は負方向に書き込めば良い。また、その書き
込み位置及び書き込み順序も特に特定して行う必要はな
いが、画像データを補正する際に補正されるデータとの
対応が取れるようにしておく必要はある。

【００２１】そして、プリスキャン111によって計測さ
れたk空間のデータを、各エコー信号データ毎に読み出
し方向(サンプリング方向)に対してフーリエ変換する。
そして、それらのデータを一方を読み出し方向の空間位
置、もう一方をエコー取得順序とする多次元ハイブリッ
ド空間上の複素データマップとして保管する。これが磁
場均一度の位相マップとなる。なお、この位相マップの
作成はプリスキャン111の終了後直ちに行っても良い
し、また、本スキャン121の実行中及び画像再構成中に
行っても良い。

【００２２】プリスキャン111が終了すると制御部411
は、各部を制御してプリスキャン112を直ちに開始す
る。プリスキャン112もプリスキャン111と同様に行われ
る。以下、プリスキャン113,114,…,120が順次実行され
る。このようにして、心臓の連続した１心拍内に10の等
分した時相において磁場均一度を計測したデータをそれ
ぞれ位相マップとして得ることができる。

【００２３】プリスキャン120が終了後、心電波形のR波
53が検出されると、制御部411はR波53の検出信号に基づ
いて、R波53からΔt、すなわちR波52からプリスキャン1
11を開始した時間に等しい時間経過後、各部を制御し本
スキャン121を開始する。本スキャン121は、図３に示す
ようにワンショトEPI法パルスシーケンスそのもので、
図２に示すプリスキャンのパルスシーケンスへ位相エン
コード傾斜磁場(Ge)を付加したものである。ワンショッ
トEPI法パルスシーケンスである本スキャン121は、スラ
イス選択傾斜磁場(Gs)202とRFパルス201とを印加し、撮
像部位の核スピンを選択励起し、次いで、選択励起され
たスライス内の核スピンの位相合わせをし、その後エコ
ー信号の計測を行う。エコー信号の計測は、位相エンコ
ード傾斜磁場(Ge)203及び読み出し傾斜磁場(Gr)205を印
加し、位相エンコード傾斜磁場(Ge)203によりk空間にお
ける第１エコー信号の書き込み位置を設定し、読み出し
傾斜磁場(Gr)205によりエコー信号発生の準備のために
核スピンの位相をディフェーズする。次いで、位相エン
コード傾斜磁場(Ge)204及び読み出し傾斜磁場(Gr)206を
印加しエコー信号を検出、サンプリングする。この際、
位相エンコード傾斜磁場(Ge)204の各々は印加量を変え
て印加されるとともに、読み出し傾斜磁場(Gr)206の印
加初期又は極性の切り換えに合わせて印加される。ま
た、読み出し傾斜磁場(Gr)206の各々は交互に極性が反
転して印加される。このようにして、128個のエコー信
号がそれぞれ位相エンコード量を異ならせて、かつ１個
のエコー信号が128個のサンプリングデータとして検出
される。

【００２４】検出されたデータは、信号処理部407の内
部のk空間メモリに書き込まれる。このk空間への書き込
みは、前記プリスキャン時のデータ書き込みと比較し、
計測データに位相情報が付与されているのでそれに応じ
た位置へ書き込みが成される点が異なる。

【００２５】このようにして、本スキャン121が終了す
ると、制御部411は直ちに本スキャン122を本スキャン12
1と同様に実行しデータを計測する。その後、本スキャ
ン122,123,…,130が実行される。これらの本スキャンの
計測データは各スキャン単位でk空間に記憶される。

【００２６】これらのデータを各エコー信号データ毎に
読み出し方向に先ずフーリエ変換し、そして前記プリス
キャンのフーリエ変換データと同様にハイブリッド空間
へ書き込む。これらのフーリエ変換されたデータを先の
プリスキャンで得たデータ、すなわち前記磁場均一度の
位相マップを用いて補正する。この補正は、本スキャン
の計測順序とプリスキャンの計測順序とが同じであるス
キャン同志の間で行われる。また、本スキャンの計測デ
ータとその計測データのエコー信号取得順序に対応した
時相のプリスキャンのデータとの間で行う。

【００２７】そして最後に、前記位相補正された各スキ
ャン単位の計測データを位相エンコード方向にフーリエ
変換を行って、順次２次元MR画像を得、それを表示装置
408へ表示する。この結果、本スキャンデータは生体内
の運動臓器の運動における同一時相のプリスキャンデー
タによって補正されるので、信号取得時の装置の不可避
的な調整不良、例えば傾斜磁場の残留オフセット成分
や、被検体に起因する静磁場の不均一性等が計測信号に
与える悪影響を除去でき、臓器の診断に好ましい画像が
得られる。

【００２８】次に、本発明の第２の実施の形態を説明す
る。上記第１の実施の形態はプリスキャンを位相エンコ
ード傾斜磁場(Ge)を印加せずに行って、その計測データ
だけで本スキャンの計測データを補正するので、位相補
正が読み出し方向に対してのみ実行できる。しかし、こ
れでは撮像対象が撮像面内で読み出し方向へ均等に拡大
又は縮小するような場合には、好ましい補正が可能であ
る。しかしながら、撮像対象は撮像面内で読み出し方向
に均等に移動するものばかりとは言えない。このため。
上記第１の実施の形態は完全なる補正ができるとは言い
にくいものである。そこでこの第２の実施の形態はそれ
を更に改良するものである。

【００２９】第２の実施の形態は図６に示すように、３
心拍の心電波形の間に行われる。第１の心電波形のR波6
2と第２のR波63の間に、第１の実施の形態と同様に図３
に示す位相エンコード傾斜磁場(Ge)を付加しない第１の
プリスキャン140を複数回、例えば10回実行し、各プリ
スキャンについて読み出し方向に信号を計測する。この
第１のプリスキャン140の各プリスキャン毎の計測デー
タは第１の実施の形態と同様に、読み出し方向にフーリ
エ変換を行って多次元ハイブリッド空間上に複素データ
マップとして保管し本スキャンの補正データとするが、
特に撮像面に対しての読み出し方向に対する補正データ
とする。

【００３０】次いで、第２のR波63と第３のR波64の間
に、図２に示すプリスキャンにおいて位相エンコード方
向(Ge方向)に読み出し用の傾斜磁場を印加し、読み出し
傾斜磁場(Gr)を印加しない第２のプリスキャン150をこ
れも複数回、例えば10回実行し、各プリスキャンについ
て位相エンコード方向に信号を計測する。この第２のプ
リスキャン150の各スキャン毎の計測データは、位相エ
ンコード方向にフーリエ変換を行って多次元ハイブリッ
ド空間上に複素データマップとして保管し、上記第１の
プリスキャン140と同様に本スキャンの補正データとす
るが、特に撮像面に対しての位相エンコード方向に対す
る補正データとする。

【００３１】第１のR波62と第２のR波63の間に第１のプ
リスキャンが、そして第２のR波63と第３のR波64の間に
第２のプリスキャンが終了すると制御部411は、第３のR
波64を検出した時刻から前記第１及び第２のプリスキャ
ンをR波61,62にもとずいて開始した時間Δｔ(遅延時間)
が経過した時刻に本スキャンを開始する。この本スキャ
ンは前記第１の実施の形態と同様に複数回、例えば10回
行われ、１心拍内の各時相の画像データを計測する。こ
のようにして計測された本スキャンの各データは、多次
元のハイブリッド空間上に記憶される。

【００３２】次に、各時相の本スキャンの計測データ毎
に、読み出し方向へのフーリエ変換と前記第１のプリス
キャンデータを用いた位相補正、及び位相エンコード方
向へのフーリエ変換と前記第２のプリスキャンデータを
用いた位相補正を行い、各時相の２次元MR画像を得る。
そしてそれらの画像を表示する。これらの各時相のMR画
像は、各時相において位相エンコード方向と読み出し方
向とに対してプリスキャンによって計測した磁場不均一
を補正しているので、第１の実施の形態に比較してより
正確に臓器の形態を描出することができる。ただし、第
１の実施の形態に比べ、計測時間が長くなることは否め
ない。

【００３３】そこで、この第２の実施の形態の計測時間
が長いと言う問題を解決するとともに、第１の実施の形
態の１方向に対しての磁場不均一の影響しか補正できな
い問題の双方を解決する方法を第３の実施の形態として
次に説明する。図７は第３の実施の形態を示す。図７に
おいて、プリスキャン170は第１のR波72を検出した後に
所定時間が経過した時刻に開始され、前記各実施の形態
と同様に複数回、例えば10回実施される。そして、その
複数回のプリスキャンは撮像断面の位相エンコード方向
と読み出し方向とに対し交互にデータを計測する。すな
わち、例えば第１回目、第３回目、第５回目、…のよう
に奇数回目のプリスキャンは位相エンコード方向にデー
タを計測し、第２回目、第４回目、第６回目、…のよう
に偶数回目のプリスキャンは読み出し方向にデータを計
測する。そして、これらの各プリスキャンの計測データ
はその計測方向にフーリエ変換され、多次元ハイブリッ
ド空間上に複素データマップとして保管される。

【００３４】その後、第２のR波73の検出に基づき本ス
キャン180を実施する。この本スキャン180もプリスキャ
ン170と同数回実施され、各本スキャン毎にその時相の
撮像データが計測される。これらの各本スキャンの計測
データは、時相が一致しているプリスキャンデータの計
測方向に対しての位相補正が施され、２次元MR画像とな
る。これらの一連のMR画像は、第１画像、第３画像、…
は位相エンコード方向における磁場不均一が補正された
画像となり、また第２画像、第４画像、…は読み出し方
向における磁場不均一が補正された画像となる。したが
って、これらの一連の画像を画像単位で観察すると１方
向に対しての補正であるから磁場不均一の影響を免れる
ことはできないが、一連の画像を連続的に観察する場
合、特にシネ表示のような場合には２方向への磁場不均
一の補正を行っている効果が期待できる。

【００３５】

【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、静磁
場内に置かれた被検体による磁場不均一、特に被検体内
の臓器の運動による磁場不均一の影響をプリスキャンと
本スキャンとを時相を一致させて計測し、かつ本スキャ
ンは時間間隔を置かずに連続的に実行するようにしたの
で、得られる画像は時間分解能と繋がりが良く、また時
相が合った磁場不均一の影響を補正した正確な画像が得
られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施の形態の撮影タイミングを
示す図。

【図２】本発明の第１の実施の形態におけるプリスキャ
ンシーケンス図。

【図３】本発明の本スキャンシーケンス図。

【図４】従来方法の撮影タイミングを示す図。

【図５】本発明を実施するためのMRI装置の構成を示す
ブロック図。

【図６】本発明の第２の実施の形態の撮影タイミングを
示す図。

【図７】本発明の第３の実施の形態の撮影タイミングを
示す図。

【符号の説明】

51…心電波形 52,53…R波 111,112,…プリスキャン 121,122,…本スキャン Δｔ…遅延時間

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】MR画像を補正するデータを計測するパルス
シーケンスと、MR画像データを計測するパルスシーケン
スとを被検体が周期的に繰り返し発生する生体信号の所
定時相に対応したゲート信号に基づいて実行し、前記MR
画像データを前記補正データにより補正処理してMR画像
を得る磁気共鳴イメージング方法において、第１のゲー
ト信号から第１の遅延時間を有す時相から被検体内の磁
場不均一を計測するプリスキャンを実行し、第１のゲー
ト信号の後の第２のゲート信号から前記第１の遅延時間
を有す時相から前記被検体を撮像する本スキャンを実行
し、この本スキャンによって得た計測データをこの本ス
キャンと同一時相の前記プリスキャンによって得たデー
タを用いて補正することを特徴とする磁気共鳴イメージ
ング方法。
【請求項２】前記本スキャンのためのパルスシーケンス
は、前記生体信号の１周期内に、複数枚の画像を得るよ
うに繰り返して実行され、前記プリスキャンのパルスシ
ーケンスは、本スキャンのパルスシーケンスに対し時相
を合わせて先だって繰り返し実行されることを特徴とす
る請求項１に記載の磁気共鳴イメージング方法。