JPH09248286A - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】ＥＰＩの計測データに対する体動補正を、ナビ
ゲーションエコーの発生なしに行う核磁気共鳴を用いた
検査装置を提供する。 【解決手段】ｋｙ方向で位相値を計算するデータ点をＫ
空間で決定する（処理１）。計測データと同一のシーケ
ンスで体動基準データを取得し（処理２）、その位相値
（基準位相値）を計算し保存する（処理３、処理４）。
計測データを取得し（処理５）その位相値を計算する
（処理６）。（計測データの位相値−基準位相値）の計
算を行い（処理７）、近似直線を算出し（処理８）、こ
れを用い各ｋｙ座標点での位相差の値を求め（処理
９）、その符号を反転した値を補正値とし計測データを
補正する（処理１０）。（処理５）から（処理１０）は
計測データ毎に行う。（処理７）で求めた位相差の符号
を反転して補正値として用いても良い。ｘｙ平面内の体
動を補正する場合も、このアルゴリズムを拡張して対応
できる。 【効果】エコー信号毎に異なる補正値を導出し、体動補
正を高精度にできる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は核磁気共鳴を用いた
検査装置、及び検査方法に関し、とくにＭＲＩ装置を用
いた脳機能計測（以下、ｆＭＲＩ）におけるデータ処理
法に関する。更に詳細にいうと、呼吸や心拍などの生理
的要因により生じる脳の位置ずれを、高精度に補正する
体動補正法に関する。

【０００２】

【従来の技術】ｆＭＲＩは、時系列に撮影した画像を使
用して、脳の活動を抽出する計測法である。即ち、光や
音などの刺激を所定期間被験者に加えつつ、数１０枚か
ら数１００枚の時系列画像を撮影する。その後、刺激と
同期して信号強度が増加した領域（以下、活性化領域）
を時系列画像から抽出し、刺激印加前後における信号変
化を観察する。この信号変化は微小であり、かつ局所的
に生じるため、信号変化を高感度に検出する撮影法を用
いることが重要になる。また、計測期間中の被験者の体
動を考慮する必要がある。ｆＭＲＩでは、刺激印加前の
ＭＲＩ画像を参照画像とし、刺激印加後の時系列画像か
ら参照画像を減算して活性化状を画像化している。この
ため、体動は偽像発生の原因となる。以下に、ｆＭＲＩ
で用いられる１）撮影法、２）体動補正法、の従来技術
について説明する。

【０００３】１）ｆＭＲＩで用いられる撮影法：ｆＭＲ
Ｉで用いられる時系列画像撮影法の一つに、１画像を１
００ｍｓ以下で撮影可能なエコープラナー（Ｅｃｈｏ
Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ：以下、ＥＰＩ）があ
る。ＥＰＩにおける傾斜磁場強度とその印加手順を記し
たタイムチャート（以下、シーケンス）の一例を、図１
１に示す。ＥＰＩでは、高周波磁場ＲＦ１０１の印加に
より核スピンを励起した後、傾斜磁場Ｇｘ１０６を高速
でスイッチングさせるとともに、傾斜磁場Ｇｙ１０４を
繰り返し印加し、画像作成に必要な全エコー信号を一度
に取得する。なお、それぞれの傾斜磁場の役割から、傾
斜磁場Ｇｘは傾斜磁場を信号読みだし傾斜磁場、傾斜磁
場Ｇｙは位相エンコード傾斜磁場、傾斜磁場Ｇｚはスラ
イス選択傾斜磁場と呼ばれる。エコー信号の持つ情報に
は、信号強度、周波数と位相がある。傾斜磁場Ｇｘ、Ｇ
ｙの印加により核スピンが変調され、位置情報が周波数
及び位相として付与される。但し、実際には周波数も位
相差として検出されている。取得されたエコー信号は、
図１２に示すようにｋ空間上に配列される。ここでｋｘ
はｘ方向の空間角周波数、ｋｙはｙ方向の空間角周波数
である。また、図１２中の丸印はＡ／Ｄのサンプリング
ポイントである。横軸ｋｘのサンプリングポイント間の
距離は、１サンプリング時間中に印加される傾斜磁場Ｇ
ｘ１０６の印加量に対応し、ｋｙ軸方向のサンプリング
ポイント間の距離は、傾斜磁場Ｇｙ１０４の印加量（磁
場強度の時間積分値）に対応している。このｋ空間上の
データに２次元のフーリエ変換を施し画像を作成する。
この処理を画像再構成と呼ぶ。

【０００４】ＥＰＩは時間分解能に優れた撮影法である
が、強力な傾斜磁場Ｇｘ１０６の高速なスイッチングに
より生じる渦電流によりエコー信号の位相に乱れが生
じ、画質を劣化させる欠点もある。この欠点を解決する
方法として、エコー信号の位相の乱れを検出するための
体動基準データを取得し、本撮影データの位相を補正す
る方法が、特開平５−６８６７４号公報に提案されてい
る。なお、体動基準データは図１１の傾斜磁場Ｇｙ１０
３及び１０４を印加せずに取得される。この補正手順の
一例を図１３に示す。まず体動基準データを取得する
（処理２１）。体動基準データにｋｘ方向の１次元フー
リエ変換を施し（処理２２）、フーリエ変換後のｋｘ方
向の位相変化を計算し（処理２３）、計算結果の符号を
反転し補正値として保存する（処理２４）。なお、この
処理はｋ空間の全ての行に渡って行う（処理２５）。次
に本撮影のデータを取得する（処理２６）。本撮影のデ
ータにｋｘ方向の１次元フーリエ変換を施し（処理２
７）、フーリエ変換後のｋｘ方向の位相変化を計算する
（処理２８）。この位相の値に、処理２４で計算された
補正値を対応する行毎に加え、位相補正を行う（処理２
９）。補正後のデータをｋｙ方向に１次元フーリエ変換
し（処理３０）、再構成画像を作成する。以上の処理に
より、エコー信号の位相の乱れが除去され、ＥＰＩ画像
の高画質化を達成できる。

【０００５】２）体動補正法：ｆＭＲＩで問題となる体
動は二つに大別できる。一つは頭部全体の動きである。
以下、これを第一の体動とする。第一の体動は、頭部の
固定を強固にし、その発生を防止できる。また、例えば
特開平５−１５４１３０号公報のように、信号処理によ
り体動を補正する方法も提案されている。この方法で
は、体動検出用のエコー信号（以下、ナビゲーションエ
コー）を発生させ、体動の検出と補正値の導出を行って
いる。もう一つの体動は、呼吸や心臓の拍動で頭蓋内圧
が変化することに起因する、脳の動きである。以下、こ
れを第二の体動とする。第二の体動は生理的な要因が原
因であるため、その発生を防止できない。従って、信号
処理により体動の影響を低減する必要がある。Ｍａｇ
ｎ． Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ．３１、４９５−５０３
（１９９４）は、第二の体動に対してナビゲーションエ
コーを用いて補正を行った例である。活性化領域におけ
る信号ゆらぎの低減として、補正効果が確認されてい
る。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】従来のナビゲーション
エコーを用いた体動補正法は、通常撮影や高速撮影の際
に広く用いられているが、ＥＰＩに適用するには問題点
がある。以下に、その問題点を示す。通常撮影や高速撮
影の場合は図１４（ａ）で示すように、一つのナビゲー
ションエコーから算出される補正値で一つのエコー信号
を補正している。一方、ＥＰＩの場合は、一つのナビゲ
ーションエコーから算出される補正値で全エコー信号を
補正することになる（図１４（ｂ））。即ち、従来の補
正アルゴリズムが適用できないし、体動の及ぼす影響が
各エコー信号で異なる場合は対応できない。また、体動
の及ぼす影響が各エコー信号で等しいと仮定して補正を
行う場合にも、次のような問題がある。図１１で示した
ように、ＥＰＩでは１度の核スピンの励起で画像作成に
必要な全エコー信号を取得している。

【０００７】エコー信号の強度Ｍは、ＲＦ印加からの時
間ｔ、緩和時間Ｔ、ｔ＝０でのエコー信号の強度Ｍ０を
用いて、Ｍ＝Ｍ０・ＥＸＰ｛−ｔ／Ｔ｝と表される。即
ち、エコー信号のＳＮ比は時間経過と共に劣化する。画
像作成用エコー信号より前にナビゲーションエコーを取
得する場合、画像作成用エコー信号の取得開始時間が遅
くなり、画質劣化を引き起こす可能性がある。これとは
逆に、画像作成用の全エコー信号を取得した後にナビゲ
ーションエコーを取得する場合、体動補正にＳＮ比の低
い信号を用いることになり、十分な補正精度を得ること
が困難になる。

【０００８】以上の理由により、ＥＰＩで撮影されたｆ
ＭＲＩの時系列データに対しては体動補正が十分になさ
れておらず、高精度な体動補正法が求められていた。本
発明の目的は、ナビゲーションエコーを発生させること
なしに、体動補正を高精度に行うことにある。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明では、体動の影響
を補正するための基準データ（以下、体動基準データ）
を使用する。この体動基準データは検査対象の時系列画
像の撮影と同一のシーケンスで撮影する。この体動基準
データと時系列画像を作成する計測データ（以下、計測
データ）との位相差から、体動の影響を補正する補正値
を算出する。本発明では、エコー信号毎に補正値を算出
でき、高精度の体動補正を実現できる。

【００１０】以下に、本発明の特徴をより詳細に説明す
る。本発明は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、三
方向のそれぞれに強度勾配を有する磁場を発生する傾斜
磁場発生手段と、検査対象の核磁化を励起する高周波磁
場を発生する高周波磁場発生手段と、上記検査対象から
の核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、上記信号検出
手段の検出信号の演算を行い、上記検査対象の所定の断
面での核磁化の励起、及び上記核磁気共鳴信号を検出す
るパルスシーケンスを制御する演算制御手段とを有する
核磁気共鳴を用いた検査装置において、上記演算制御手
段は、 （ａ１）エコープラナー撮影法を行う所定のパルスシー
ケンスの制御と、 （ｂ１）（１）上記所定のパルスシーケンスで上記検査
対象を計測して得るエコー信号データを計測データとし
て位相空間（以下、ｋ空間という）に配置し、上記ｋ空
間の複数の座標点を指定すること、（２）上記所定のパ
ルスシーケンスで計測した、上記検査対象の体動の影響
を補正する基準データを上記ｋ空間に配置し、上記座標
点における上記基準データの位相値（以下、基準位相値
という）を算出すること、（３）上記所定のパルスシー
ケンスで計測した、上記検査対象の計測データを上記ｋ
空間に配置し、上記座標点における上記計測データの位
相値を算出すること、（４）上記計測データの位相値と
上記基準位相値との位相差を用いて、上記検査対象の体
動の影響を表す体動補正値を算出することと、及び
（５）上記体動補正値を用いて、上記検査対象の上記ｋ
空間における上記計測データの位相差を除去することか
らなる、上記検査対象の体動補正の影響を除去する演算
処理と、を行うことに特徴がある。

【００１１】また、上記演算制御手段は、 （ａ２）エコープラナー撮影法を行う所定のパルスシー
ケンスの制御と、 （ｂ２）（１）上記所定のパルスシーケンスで上記検査
対象を計測して計測データとして得るエコー信号の発生
順序に対応した位相歪の補正値を算出すること、（２）
画像再構成に使用する上記計測データを位相空間（以
下、ｋ空間という）に配置し、上記ｋ空間の複数の座標
点を指定すること、（３）上記所定のパルスシーケンス
で計測した、上記検査対象の体動の影響を補正する基準
データを上記ｋ空間に配置し、上記座標点における上記
基準データの位相値（以下、基準位相値という）を算出
すること、（４）上記所定のパルスシーケンスで計測し
た、上記検査対象の計測データを上記ｋ空間に配置し、
上記座標点における上記計測データの位相値を算出する
こと、（５）上記計測データの位相値と上記基準位相値
との位相差を用いて、上記検査対象の体動の影響を表す
体動補正値を算出すること、（６）上記体動補正値を用
いて、上記検査対象の上記ｋ空間における上記計測デー
タの位相差を除去することからなる、上記検査対象の体
動補正の影響を除去すること、及び（７）上記検査対象
の体動補正の影響を除去された上記計測データを使用し
て、画像再構成演算を行うことの演算処理と、を行うこ
とに特徴がある。

【００１２】さらに、上記特徴を有する核磁気共鳴を用
いた検査装置において、（ａ）上記ｋ空間の座標軸の一
つと平行に配列していること、（ｂ）上記座標点は、上
記ｋ空間の座標軸から選択された二つ以上の座標軸毎に
座標軸と平行に配列していること、（ｃ）上記座標点
は、上記ｋ空間上に設定された直交座標軸の一つと平行
に配列していること、（ｄ）上記座標点は、上記ｋ空間
上に設定された直交座標軸から選択された二つ以上の座
標軸毎に座標軸と平行に配列していること、（ｅ）上記
検査対象の呼吸と同期をとって、上記基準データを得る
こと、（ｆ）上記検査対象が呼吸を止めた状態で、上記
基準データを得ること、（ｇ）上記検査対象の心電波形
と同期をとって、上記基準データを得ること、（ｈ）上
記計測データの位相値と上記基準位相値との位相差を、
対応する上記座標点毎に計算し、上記座標点毎の位相差
と上記ｋ空間における座標値から、上記各座標点におけ
る上記体動補正値を導出する演算処理を含むこと、
（ｉ）上記計測データの位相値と上記基準位相値との位
相差を、対応する上記座標点毎に計算し、上記位相差と
上記座標点の上記ｋ空間における座標軸を変数とする近
似直線を作成する演算処理を含むこと、（ｊ）上記計測
データの位相値と上記基準位相値との位相差を、対応す
る上記座標点毎に計算し、上記位相差と上記座標点の上
記ｋ空間における座標軸を変数とする近似直線を作成す
る演算処理と、上記近似直線と上記ｋ空間における座標
値から、上記各座標点における体動補正値を導出する演
算処理とを含むこと、（ｋ）上記（ｉ）、（ｊ）におい
て、上記近似直線を求める演算処理は、最小自乗法を用
いること、上記計測データのうち信号強度の高い上記計
測データを用いて上記近似直線を最小自乗法を用いて求
めるること、（ｌ）上記（ｉ）、（ｊ）で得た上記近似
直線から算出した、あるいは上記（ｋ）の近似直線を用
いて、信号強度の高い領域、及び低信号領域ので算出し
た、上記ｋ空間の上記各座標点における位相差を、上記
検査対象の上記ｋ空間における計測データから除去する
演算処理を含むこと、あるいは上記計測データの位相値
と上記基準位相値との位相差の符号を反転して、体動補
正値として用いる演算処理を含むこと、（ｍ）上記
（ｌ）の上記近似直線の傾きを除去して、上記検査対象
の上記ｋ空間における計測データから除去する演算処理
を含むこと、（ｎ）上記（ｌ）の上記近似直線の傾きと
位相差のオフセット成分を除去し、上記検査対象の上記
ｋ空間における計測データから除去する演算処理を含む
こと、（ｏ）渦電流に起因する位相歪の補正値を導出し
た後に体動補正を行うこと、等にも特徴がある。

【００１３】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を図面を参
照し詳細に説明する。

【００１４】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を図
１５に示す。４１は静磁場を発生する磁石、４２は被験
者などの撮影対象（検査対象）、４３は撮影対象４２を
載せるベッド、４４は高周波磁場を発生させると同時
に、撮影対象４２から生じるエコー信号を検出する高周
波磁場コイル、４８、４９、５０はそれぞれｘ方向、ｙ
方向、ｚ方向の傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発
生コイルである。４５、４６、４７はそれぞれ傾斜磁場
発生コイル４８、４９、５０に電流を供給するコイル駆
動装置である。５５は計測されたデータを処理し、画像
再構成を行う計算機、５６は計算機５５の再構成画像を
表示するＣＲＴディスプレイである。装置の動作の概要
を説明する。撮影対象４２の核磁化を励起する高周波磁
場は、シンセサイザ５１により発生させた高周波を、変
調装置５２で波形整形、電力増幅し、高周波磁場コイル
４４に電流を供給して発生させる。撮影対象４２からの
エコー信号は、高周波磁場コイル４４により受信され、
増幅器５３で増幅、検波装置５４で検波された後、計算
機５５に入力され、メモリ５７に保存される。メモリ５
７には、演算処理途中のデータや最終結果が格納され
る。計算機５５は画像再構成を行い、その結果をＣＲＴ
ディスプレイ５６で表示する。なお、計算機５５は、シ
ンセサイザ５１、傾斜磁場発生コイル４８、４９、５０
に電流を供給するコイル駆動装置４５、４６、４７、そ
の他のＭＲＩ装置の各部を制御して、所定のパルスシー
ケンスの制御を行う。また、計算機５５の代わりに、Ｍ
ＲＩ装置のための制御、及び演算処理を行う演算制御処
理装置（手段）を使用してもよい。

【００１５】本発明では、体動基準データと計測データ
の位相を用いて、体動の検出とその補正を行う。前述し
たように、体動基準データは時系列画像の撮影と同一の
シーケンスで撮影する。そのため、計測データの１つを
体動基準データに割り当てることができるるが、呼吸を
止めて体動基準データの取得を行うことが望ましい。

【００１６】まず、体動の検出に使用するデータの指定
法を説明する。図２は、体動基準データと計測データの
ｋ空間の図である。線分ＡＢ上のサンプリングポイント
を用いて、体動を検出する。線分ＡＢは、ｋｙ軸と一致
または平行であれば、ｋ空間の任意の位置に設定できる
が、信号のＳＮ比の点から、信号強度の高い領域に設定
したほうが良い。なお、図２のように線分ＡＢをｋｙ軸
と平行にした場合、本補正法ではｙ方向の体動が補正さ
れる。ｘ方向の体動を補正するには、ｋｘ軸と平行に線
分ＣＤ（図示せず）を設け、線分上にあるサンプリング
ポイントを用いて体動を検出する。同様にして、ｚ方向
の体動を補正することも可能である。また、例えばｘ方
向の体動補正とｙ方向の体動を組み合わせて、ｘｙ平面
内の体動を補正することもできる。この理由については
後述する。本発明は、各方向とも同一のアルゴリズムで
体動の検出と補正を行うため、以降の説明では、図２で
示した線分ＡＢ上のサンプリングポイントを例にとり説
明する。

【００１７】体動の検出法について説明する。まず、本
補正法の原理を説明するため、実空間上の点ｐが、ｐ１
（ｐｘ，ｐｙ）からｐ２（ｐｘ，ｐｙ＋ｄｐｙ）に移動
した場合の位相変化を求める。図１１に示すパルスシー
ケンスにおいて、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙの印加により、点
ｐ１で生じる位相変調は（数１）に示すθ１で、点ｐ２
で生じる位相変調は（数２）に示すθ２で表される。

【００１８】

【数１】 θ１＝γ∫（Ｇ１・ｐｘ＋Ｇ２・ｐｙ）ｄｔ …（数１）

【００１９】

【数２】 θ２＝γ∫｛Ｇ１・ｐｘ＋Ｇ２・（ｐｙ＋ｄｐｙ）｝ｄｔ …（数２） 但し、γは磁気回転比（定数）、Ｇ１とＧ２は傾斜磁場
Ｇｘ及びＧｙの振幅、ｔは時間である。点ｐ１から点ｐ
２への移動による点ｐの位相変調の差ｄθは、（数３）
となる。

【００２０】

【数３】 ｄθ＝θ２−θ１＝γ∫（Ｇ２・ｄｐｙ）ｄｔ …（数３） ここで、ｙ方向の傾斜磁場は図１１のように離散的に印
加されるため、（数３）は（数４）のように変形でき
る。

【００２１】

【数４】 ｄθ＝γ・Ｇ２・ｄｐｙ・ｎ・Ｔ …（数４） 但し、Ｔは矩形状に印加した磁場１０４の一回当たりの
印加時間であり、ｎはエコー信号の番号である。（数
４）から、位相差ｄθはエコー信号の発生順序に比例
し、その比例定数が移動量を反映していることが分か
る。即ち、図２で示したｋｙ軸に平行な線分ＡＢの位相
プロファイルの傾きにより、体動の検出ができる。以
上、ｙ方向体動について説明したが、次にｘｙ平面内の
体動について説明する。（数４）をｋ空間における位相
分布を表す式に置き換えると、座標点（０，ｐｋｙ）に
おける体動基準データの位相差θｐｋｙは、（数５）で
表される。

【００２２】

【数５】 θｐｋｙ＝θ０＋αｙ・ｐｋｙ …（数５） 但し、θ０は原点における位相オフセット、αｙはｋｙ
方向の位相差の傾きである。同様に、座標点（ｐｋｘ，
０）における体動基準データの位相差θｐｋｘは、（数
６）で表される。

【００２３】

【数６】 θｐｋｘ＝θ０＋αｘ・ｐｋｘ …（数６） 但し、αｘはｋｘ方向の位相差の傾きである。（数５）
と（数６）とから、ｋ空間上の座標点ｐｋ（ｐｋｘ，ｐ
ｋｙ）における体動基準データとの位相差θを計算で
き、（数７）で表される。

【００２４】

【数７】 θ＝θ０＋αｘ・ｐｋｘ＋αｙ・ｐｋｙ …（数７） このようにして、（ｋｘ，ｋｙ）平面の位相差のマップ
θ（ｋｘ，ｋｙ）が作成される。その結果、ｘｙ平面内
の体動を補正できる。

【００２５】次に実際のデータを用いた具体例を示す。
但し、体動はｙ方向のみである。図３は、体動基準デー
タと計測データの位相プロファイルである。但し、信号
強度の高い領域のみを抜き出して表示している。グラフ
横軸に示す番号はエコー信号の番号であり、番号１が図
２のＡ側、番号２５が図２のＢ側である。図３（ａ）は
体動基準データの位相プロファイル、図３（ｂ）は体動
無しの計測データ（以下、計測データ１）の位相プロフ
ァイル、図３（ｃ）は体動有りの計測データ（以下、計
測データ２）の位相プロファイルである。体動の検出
は、体動基準データと計測データとの位相値の差分から
求める。図４は、２つの計測データと体動基準データと
の位相差をグラフで表示している。最小自乗法などを用
いて直線近似すると、（計測データ１−体動基準デー
タ）のグラフは傾きがほぼ０であるのに対し、（計測デ
ータ２−体動基準データ）のグラフは、傾きαを持って
いることが分かる。前述したように、このグラフの傾き
が位置ずれの大きさを反映している。また、傾きαの除
去により体動を補正できる。

【００２６】体動補正法について説明する。図１に体動
補正に関わるデータ処理手順の一例を示す。（処理１）
は、図２で一例を既に説明した。（処理２）の体動基準
データは、計測データと同一のシーケンスで取得する。
従って、計測データから任意の一枚を体動基準データに
割り当てても良い。その後、体動基準データの位相値を
計算し、その結果である基準位相値を保存する（処理
３、処理４）。次に計測データを取得し（処理５）、そ
の位相値を計算する（処理６）。（処理６）で計算した
位相値と基準位相値との位相差、即ち、（計測データの
位相値−基準位相値）の計算を行い（処理７）、計算結
果に最小自乗法を適用し近似直線を算出する（処理
８）。（処理８）で算出した近似直線を用い、各ｋｙ座
標点での位相差の値を求め（処理９）、その符号を反転
した値を補正値として計測データを補正する（処理１
０）。図４に示すデータを使用して、傾きαの除去によ
り体動を補正した結果を図５に示す。補正後では、傾き
αはほとんど０である。

【００２７】それぞれの計測データで補正値が異なるた
め、（処理５）から（処理１０）は計測データ毎に行う
必要がある。なお、補正値の導出は、必ずしも最小自乗
法を用いずに、（処理７）で求めた位相差の符号を反転
して、補正値として用いても良い。また、信号強度の高
い領域をのみ用いて近似直線を作成し、その近似直線を
用いて低信号領域の補正値を導出できる。

【００２８】以上の説明はｙ方向の体動補正を行う場合
であるが、ｘｙ平面内の体動を補正する場合（即ち、ｘ
ｙの両方向の体動を補正する場合）も、図１６に示すよ
うに、このアルゴリズムを拡張して対応できる。先ず、
ｋｘ方向の位相プロファイルを求める、計測空間上のデ
ータ点を決定し（処理３１）、図１で説明した（処理
１）から（処理５）を実行する。次いで、（処理３１）
と（処理１）で決定した各データ点の位相値を求め（処
理３２）、この位相値と基準位相値との位相差を計算す
る（処理３３）。（処理３３）で得たｋｘ方向、及びｋ
ｙ方向の位相差に、それぞれ最小自乗法をを適用し、近
似直線を計算し（処理３４）、この近似直線を用いて、
各ｋｘ座標点での位相差を計算する（処理３５）。（処
理３５）で求めたｋｘ方向の位相差の符号を反転した値
を補正値とし、計測値の位相を補正する（処理３６）。
（処理３４）で得た近似直線を用いて、各ｋｙ座標点で
の位相差を計算する（処理３７）。（処理３７）で求め
たｋｘ方向の位相差の符号を反転した値を補正値とし、
計測値の位相を補正する（処理３８）。

【００２９】或いは、図１７に示すように、（数７）で
求めた（ｋｘ，ｋｙ）平面での各座標点での位相差のマ
ップθ（ｋｘ，ｋｙ）を用いて位相差の除去を行うこと
できる。図１７において、（処理３１）、（処理１）か
ら（処理５）、（処理３２）から（処理３４）の処理
は、図１６において説明した処理と同じである。（処理
３４）で得た近似直線を用いて、ｋ空間上の各座標点で
の位相差、即ち、（数７）によるマップθ（ｋｘ，ｋ
ｙ）を計算する（処理３９）。（処理３９）で求めたｋ
空間上の各座標点での位相差の符号を反転した値を補正
値とし、計測値の位相を補正する（処理４０）。図１６
の（処理３８）、図１７の（処理４０）で得られる補正
された計測値にｋｘ、ｋｙ両方向の２次元フーリエ変換
を施して画像を得る。

【００３０】以上説明したように、本発明を用いれば、
体動があった場合、エコー信号毎に異なる補正値が導出
される。ナビゲーションエコーを用いて全エコー信号を
一つの値で補正する方法と比較し、高精度に体動を補正
できる。

【００３１】なお、ＥＰＩ画像を作成する場合は、渦電
流による位相歪の除去が必須である。本発明の体動補正
法と渦電流による位相歪の除去を組み合わせた画像再構
成法は、図６のフローチャートに示すように、渦電流に
起因する位相歪の補正値を導出する（処理１２）、画像
再構成時の体動基準データの処理（処理１３）、及び画
像再構成時の計測データの処理（処理１４）からなる。
即ち、図１３で説明した（処理２１）から（処理２
５）、及び（処理２６）から（処理２９）の処理の後、
補正された本撮影データにｋｘ方向の１次元フーリエ逆
変換を行い、次いで図１で説明した（処理１）、（処理
３）、（処理４）を行う。計測データもこれと同様に、
渦電流による位相歪を除去した後に体動補正を行う。即
ち、図１３で説明した（処理２６）から（処理２９）の
処理の後、補正された本撮影データにｋｙ方向の１次元
フーリエ逆変換を行い、次いで図１で説明した（処理
６）から（処理１０）を実行し、補正された本撮影デー
タにｋｘ、ｋｙの両方向の２次元フーリエ変換（処理１
１）により画像を得る。

【００３２】これまで説明したＥＰＩは、一度の励起で
画像作成に必要な全エコー信号を取得するｏｎｅｓｈｏ
ｔ ＥＰＩであった。この他に、エコー信号の取得を複
数回に分割して行うｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩと呼ば
れる方法もある。ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩをｆＭＲ
Ｉに用いた場合も脳の位置ずれが問題になるため、補正
処理が必要になる。本発明の体動補正法をｍｕｌｔｉｓ
ｈｏｔ ＥＰＩに適用する場合、その一部を変更する必
要がある。以下、この変更点について説明した後、ｍｕ
ｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩにおける体動補正手順を示す。

【００３３】計測データ取得中に動きがあった場合、ｏ
ｎｅｓｈｏｔ ＥＰＩでは画像の位置ずれとしてその影
響が現れるのに対し、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩでは
画像の位置ずれと輪郭のボケとして影響が現れる。この
影響の差が生じる原因を説明する。図７は、（ａ）ｏｎ
ｅｓｈｏｔ ＥＰＩと（ｂ）ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰ
Ｉのそれぞれ信号取得順序を、ｋ空間を用いて示した図
である。但し、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩは４回の信
号取得で１画像を作成するものとした。ここで重要な点
は、体動の影響があった場合、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ Ｅ
ＰＩでは、それぞれのデータ取得の間で、（１）位相の
値が不連続になること、（２）体動による位相差の傾き
が異なることである。ｏｎｅｓｈｏｔ ＥＰＩと同様の
体動補正法を用いた場合、図８（ａ）に示すように位相
値の不連続な点が残るため、画像の位置ずれと輪郭のボ
ケは完全には解決されない。従って、ｍｕｌｔｉｓｈｏ
ｔＥＰＩにおける体動補正では、位相差の傾きを除去す
る以外に、位相値の不連続点を除去し、図８（ｂ）に示
すように、補正後に位相値の不連続点のない位相プロフ
ァイルを作成する補正アルゴリズムが必要になる。この
処理手順のフローチャートを図９に示す。ここで、ｍｕ
ｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩは、ｍ回の分割撮影で取得した
計測データから、１画像を作成するものとする。図９に
示すように、補正後に位相値の不連続点のない位相プロ
ファイルの作成は、図１に示す（処理１）から（処理
４）までの処理、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測デー
タの位相差の傾きを除去する処理（処理１８）、及びｍ
ｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測データ間の位相差を除去
する処理（処理１９）とからなる。

【００３４】まず、ｍ回の分割取得で得られた計測デー
タにおいて、それぞれの位相差の傾きを除去する（処理
１８）。即ち、ループカウンタを、ｎ＝１に初期化し
（処理１５）、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測データ
のうち第ｎ回目に取得した計測データをメモリから読み
込み（処理１６）、図１に示す（処理６）から（処理１
０）までの処理を行う。次いで、ｎ＝ｍが成立するか否
かの判定を行う。ｎ≠ｍの場合には、ループカウンタを
ｎ＝ｎ＋１に更新する（処理１７）。ｎ＝ｍの場合に
は、第１回目から第ｎ回目に取得した計測データの間の
位相差を除去する（処理１９）。

【００３５】また、本発明の体動補正法と渦電流による
位相歪の除去を組み合わせたｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰ
Ｉにおける画像再構成法は、図１０のフローチャートに
示される。ここで、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩは、ｍ
回の分割撮影で取得した計測データから、１画像を作成
するものとする。ｏｎｅｓｈｏｔ ＥＰＩでの画像再構
成法と同様に、渦電流に起因する位相歪を除去した後、
体動補正量を行う。これにより、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ
ＥＰＩで問題となる画像の位置ずれと輪郭のボケが解決
される。図１０に示す処理は、図６で説明した（処理１
２）、（処理１３）、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測
データの位相差の傾きを除去する処理（処理６０）、ｍ
ｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測データ間の位相差を除去
する処理（処理１９）、及び補正された本撮影データに
ｋｘ、ｋｙの両方向の２次元フーリエ変換を行う処理
（処理１１）とからなる。ｍ回の分割取得で得られた計
測データにおいて、それぞれの位相差の傾きを除去する
処理（処理６０）では、ループカウンタを、ｎ＝１に初
期化し（処理１５）、ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測
データのうち第ｎ回目に取得した計測データをメモリか
ら読み込み（処理１６）、図１３に示す（処理２６）か
ら（処理２９）までの処理を行い、補正された本撮影デ
ータにｋｘ方向の１次元フーリエ逆変換を実行し、次い
で、図１で説明した（処理６）から（処理１０）までの
処理を行う。次いで、ｎ＝ｍが成立するか否かの判定を
行う。ｎ≠ｍの場合には、ループカウンタをｎ＝ｎ＋１
に更新する（処理１７）。ｎ＝ｍの場合には、第１回目
から第ｎ回目に取得した計測データの間の位相差を除去
する（処理１９）。

【００３６】

【発明の効果】以上に述べたごとく、本発明によればナ
ビゲーションエコーを発生させることなしに、体動補正
を高精度に行うことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の体動補正に関わるデータ処理手順の一
例を示すフローチャート。

【図２】本発明の体動の検出に使用する位相プロファイ
ルの観察する位置の例をｋ空間で示す図。

【図３】本発明を適用する、（ａ）体動基準データと、
（ｂ）計測データ１、（ｃ）計測データ２の位相プロフ
ァイルの例を示す図。

【図４】本発明を適用して得た体動基準データと２つの
計測データとの位相差の例を示す図。

【図５】図４に示すデータを使用して、傾きαの除去に
より体動を補正した結果例を示す図。

【図６】本発明の体動補正法と渦電流による位相歪の除
去を組み合わせた画像再構成の手順を示すフローチャー
ト。

【図７】（ａ）ｏｎｅｓｈｏｔ ＥＰＩと、（ｂ）ｍｕ
ｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩのそれぞれの計測データ取得順
序をｋ空間を用いて示す図。

【図８】ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩの計測データに対
し、本発明の（ａ）ｏｎｅｓｈｏｔ ＥＰＩの体動補正
法と、（ｂ）位相差の不連続を除去する補正法とを適用
した結果例を示す図。

【図９】本発明でのｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩにおけ
る体動補正の手順を示すフローチャート。

【図１０】体動補正と渦電流に起因する位相歪の補正と
を組み合わせた、本発明でのｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰ
Ｉの画像再構成の手順を示すフローチャート。

【図１１】本発明が適用される従来技術のＥＰＩにおけ
るパルスシーケンスの例。

【図１２】図１１に示すパルスシーケンスによる計測デ
ータをｋ空間に配列した例を示す図。

【図１３】ＥＰＩにおいてエコー信号の位相の乱れを検
出する基準データを取得し、渦電流に起因する位相歪の
従来技術の補正手順を示すフローチャート。

【図１４】ナビゲーションエコーを発生する、（ａ）通
常撮影、（ｂ）ＥＰＩの従来技術のパルスシーケンスの
一例を示す図。

【図１５】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成例を示
す図。

【図１６】ｘｙ平面内の体動を補正する本発明のｘｙの
両方向の体動補正の手順を示すフローチャート。

【図１７】本発明のｘｙの両方向の体動補正の手順を示
すフローチャート。

【符号の説明】

１…位相値の計算点決定（ｋｙ方向）、２…体動基準デ
ータの取得、３…基準位相値の計算、４…基準位相値の
保存、５…計測データの取得、６…計測データ位相値の
計算、７…位相差の計算、８…近似直線の作成、９…位
相差の導出、１０…体動による位相差の補正、１１…ｋ
ｘ、ｋｙ方向のフーリエ変換、１２…渦電流に起因する
位相歪の算出、１３…画像再構成時の体動基準データの
処理、１４…画像再構成時の計測データの処理、１５…
ループカウンタ初期化、１６…ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ Ｅ
ＰＩ計測データの読み込み、１７…ループカウンタ更
新、１８…ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測データの位
相差の傾き除去、１９…ｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計
測データ間の位相差除去、２１…基準データの取得、２
２…ｋｘ方向フーリエ変換、２３…位相変化の計算、２
４…補正値の保存、２５…補正値導出の確認、２６…本
撮影データの取得、２７…ｋｘ方向フーリエ変換、２８
…位相変化の計算、２９…位相補正、３０…ｋｙ方向フ
ーリエ変換、３１…位相値の計算点決定（ｋｘ方向）、
３２…位相値の計算、３３…位相差の計算、３４…ｋｘ
方向及びｋｙ方向の近似直線の作成、３５…各ｋｘ座標
点での位相差の計算、３６…ｋｘ方向の位相差の除去、
３７…各ｋｙ座標点での位相差の計算、３８…ｋｙ方向
の位相差の除去、３９…ｋ空間上の位相差のマップ作
成、４０…位相差の除去、４１…静磁場発生磁石、４２
…撮影対象、４３…ベッド、４４…高周波磁場コイル、
４５…ｘ方向傾斜磁場コイル駆動装置、４６…ｙ方向傾
斜磁場コイル駆動装置、４７…ｚ方向傾斜磁場コイル駆
動装置、４８…ｘ方向傾斜磁場発生コイル、４９…ｙ方
向傾斜磁場発生コイル、５０…ｚ方向傾斜磁場発生コイ
ル、５１…シンセサイザ、５２…変調装置、５３…増幅
器、５４…検波装置、５５…計算機、５６…ディスプレ
イ、１０１…高周波磁場、１０２…スライス選択傾斜磁
場、１０３…位相エンコード傾斜磁場１、１０４…位相
エンコード傾斜磁場２、１０５…信号読み出し傾斜磁場
１、１０６…信号読み出し傾斜磁場２、６０…画像再構
成時のｍｕｌｔｉｓｈｏｔ ＥＰＩ計測データの位相差
の傾き除去。

Claims (36)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】静磁場を発生する静磁場発生手段と、三方
   向のそれぞれに強度勾配を有する磁場を発生する傾斜磁
   場発生手段と、検査対象の核磁化を励起する高周波磁場
   を発生する高周波磁場発生手段と、前記検査対象からの
   核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記信号検出手
   段の検出信号の演算を行い、前記検査対象の所定の断面
   での核磁化の励起、及び前記核磁気共鳴信号を検出する
   パルスシーケンスを制御する演算制御手段とを有する核
   磁気共鳴を用いた検査装置において、前記演算制御手段
   は、 （ａ）エコープラナー撮影法を行う所定のパルスシーケ
   ンスの制御と、 （ｂ）（１）前記所定のパルスシーケンスで前記検査対
   象を計測して得るエコー信号データを計測データとして
   位相空間（以下、ｋ空間という）に配置し、前記ｋ空間
   の複数の座標点を指定すること、（２）前記所定のパル
   スシーケンスで計測した、前記検査対象の体動の影響を
   補正する基準データを前記ｋ空間に配置し、前記座標点
   における前記基準データの位相値（以下、基準位相値と
   いう）を算出すること、（３）前記所定のパルスシーケ
   ンスで計測した、前記検査対象の計測データを前記ｋ空
   間に配置し、前記座標点における前記計測データの位相
   値を算出すること、（４）前記計測データの位相値と前
   記基準位相値との位相差を用いて、前記検査対象の体動
   の影響を表す体動補正値を算出することと、及び（５）
   前記体動補正値を用いて、前記検査対象の前記ｋ空間に
   おける前記計測データの位相差を除去することからな
   る、前記検査対象の体動補正の影響を除去する演算処理
   と、を行うことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
   置。
2. 【請求項２】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（１）での、前記座標点は、前記ｋ
   空間の座標軸の一つと平行に配列していることを特徴と
   する核磁気共鳴を用いた検査装置。
3. 【請求項３】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（１）での、前記座標点は、前記ｋ
   空間の座標軸から選択された二つ以上の座標軸毎に座標
   軸と平行に配列していることを特徴とする核磁気共鳴を
   用いた検査装置。
4. 【請求項４】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（１）での、前記座標点は、前記ｋ
   空間上に設定された直交座標軸の一つと平行に配列して
   いることを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
5. 【請求項５】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（１）での、前記座標点は、前記ｋ
   空間上に設定された直交座標軸から選択された二つ以上
   の座標軸毎に座標軸と平行に配列していることを特徴と
   する核磁気共鳴を用いた検査装置。
6. 【請求項６】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（２）において、前記検査対象の呼
   吸と同期をとって、前記基準データを得ることを特徴と
   する核磁気共鳴を用いた検査装置。
7. 【請求項７】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（２）において、前記検査対象が呼
   吸を止めた状態で、前記基準データを得ることを特徴と
   する核磁気共鳴を用いた検査装置。
8. 【請求項８】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（２）において、前記検査対象の心
   電波形と同期をとって、前記基準データを得ることを特
   徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
9. 【請求項９】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査
   装置において、前記（４）は、前記計測データの位相値
   と前記基準位相値との位相差を、対応する前記座標点毎
   に計算し、前記座標点毎の位相差と前記ｋ空間における
   座標値から、前記各座標点における前記体動補正値を導
   出する演算処理を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用
   いた検査装置。
10. 【請求項１０】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検
    査装置において、前記（４）において、前記計測データ
    の位相値と前記基準位相値との位相差を、対応する前記
    座標点毎に計算し、前記位相差と前記座標点の前記ｋ空
    間における座標軸を変数とする近似直線を作成する演算
    処理を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
    置。
11. 【請求項１１】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検
    査装置において、前記（４）において、前記計測データ
    の位相値と前記基準位相値との位相差を、対応する前記
    座標点毎に計算し、前記位相差と前記座標点の前記ｋ空
    間における座標軸を変数とする近似直線を作成する演算
    処理と、前記近似直線と前記ｋ空間における座標値か
    ら、前記各座標点における体動補正値を導出する演算処
    理とを含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
    置。
12. 【請求項１２】請求項１０または請求項１１に記載の核
    磁気共鳴を用いた検査装置において、前記近似直線を求
    める演算処理は、最小自乗法を用いることを特徴とする
    核磁気共鳴を用いた検査装置。
13. 【請求項１３】請求項１０または請求項１１に記載の核
    磁気共鳴を用いた検査装置において、前記近似直線を求
    める演算処理は、前記計測データのうち信号強度の高い
    前記計測データを用い、最小自乗法を用い前記近似直線
    を作成し、該近似直線を用いて前記計測データのうち信
    号強度の低い前記計測データと前記基準位相値との位相
    差を求めることを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
    置。
14. 【請求項１４】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検
    査装置において、前記（５）は、前記（４）において、
    前記計測データの位相値と前記基準位相値との位相差
    を、対応する前記座標点毎に計算し、前記位相差と前記
    座標点の前記ｋ空間における座標軸を変数とする近似直
    線を作成する演算処理から得た前記近似直線から算出し
    た、前記ｋ空間の前記各座標点における位相差を、前記
    検査対象の前記ｋ空間における計測データから除去する
    演算処理を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検
    査装置。
15. 【請求項１５】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検
    査装置において、前記（５）は、前記（４）において、
    前記計測データの位相値と前記基準位相値との位相差
    を、対応する前記座標点毎に計算し、前記位相差と前記
    座標点の前記ｋ空間における座標軸を変数とする近似直
    線を作成する演算処理から得た前記近似直線の傾きを除
    去して、前記検査対象の前記ｋ空間における計測データ
    から除去する演算処理を含むことを特徴とする核磁気共
    鳴を用いた検査装置。
16. 【請求項１６】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検
    査装置において、前記（５）は、前記（４）において、
    前記計測データの位相値と前記基準位相値との位相差
    を、対応する前記座標点毎に計算し、前記位相差と前記
    座標点の前記ｋ空間における座標軸を変数とする近似直
    線を作成する演算処理から得た前記近似直線の傾きと位
    相差のオフセット成分を除去し、前記検査対象の前記ｋ
    空間における計測データから除去する演算処理を含むこ
    とを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
17. 【請求項１７】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検
    査装置において、前記（４）は、前記計測データの位相
    値と前記基準位相値との位相差の符号を反転して、前記
    検査対象の前記ｋ空間における計測データから除去する
    演算処理を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検
    査装置。
18. 【請求項１８】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検
    査装置において、前記（５）は、渦電流に起因する位相
    歪の補正値を導出した後に実行されることを特徴とする
    核磁気共鳴を用いた検査装置。
19. 【請求項１９】静磁場を発生する静磁場発生手段と、三
    方向のそれぞれに強度勾配を有する磁場を発生する傾斜
    磁場発生手段と、検査対象の核磁化を励起する高周波磁
    場を発生する高周波磁場発生手段と、前記検査対象から
    の核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記信号検出
    手段の検出信号の演算を行い、前記検査対象の所定の断
    面での核磁化の励起、及び前記核磁気共鳴信号を検出す
    るパルスシーケンスを制御する演算制御手段とを有する
    核磁気共鳴を用いた検査装置において、前記演算制御手
    段は、 （ａ）エコープラナー撮影法を行う所定のパルスシーケ
    ンスの制御と、 （ｂ）（１）前記所定のパルスシーケンスで前記検査対
    象を計測して計測データとして得るエコー信号の発生順
    序に対応した位相歪の補正値を算出すること、（２）画
    像再構成に使用する前記計測データを位相空間（以下、
    ｋ空間という）に配置し、前記ｋ空間の複数の座標点を
    指定すること、（３）前記所定のパルスシーケンスで計
    測した、前記検査対象の体動の影響を補正する基準デー
    タを前記ｋ空間に配置し、前記座標点における前記基準
    データの位相値（以下、基準位相値という）を算出する
    こと、（４）前記所定のパルスシーケンスで計測した、
    前記検査対象の計測データを前記ｋ空間に配置し、前記
    座標点における前記計測データの位相値を算出するこ
    と、（５）前記計測データの位相値と前記基準位相値と
    の位相差を用いて、前記検査対象の体動の影響を表す体
    動補正値を算出すること、（６）前記体動補正値を用い
    て、前記検査対象の前記ｋ空間における前記計測データ
    の位相差を除去することからなる、前記検査対象の体動
    補正の影響を除去すること、及び（７）前記検査対象の
    体動補正の影響を除去された前記計測データを使用し
    て、画像再構成演算を行うことの演算処理と、を行うこ
    とを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
20. 【請求項２０】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（２）での、前記座標点は、前記ｋ空間の座標軸の
    一つと平行に配列していることを特徴とする核磁気共鳴
    を用いた検査装置。
21. 【請求項２１】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（２）での、前記座標点は、前記ｋ空間の座標軸か
    ら選択された二つ以上の座標軸毎に座標軸と平行に配列
    していることを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
    置。
22. 【請求項２２】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（２）での、前記座標点は、前記ｋ空間上に設定さ
    れた直交座標軸の一つと平行に配列していることを特徴
    とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
23. 【請求項２３】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（２）での、前記座標点は、前記ｋ空間上に設定さ
    れた直交座標軸から選択された二つ以上の座標軸毎に座
    標軸と平行に配列していることを特徴とする核磁気共鳴
    を用いた検査装置。
24. 【請求項２４】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（３）において、前記検査対象の呼吸と同期をとっ
    て、前記基準データを得ることを特徴とする核磁気共鳴
    を用いた検査装置。
25. 【請求項２５】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（３）において、前記検査対象が呼吸を止めた状態
    で、前記基準データを得ることを特徴とする核磁気共鳴
    を用いた検査装置。
26. 【請求項２６】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（３）において、前記検査対象の心電波形と同期を
    とって、前記基準データを得ることを特徴とする核磁気
    共鳴を用いた検査装置。
27. 【請求項２７】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（５）は、前記計測データの位相値と前記基準位相
    値との位相差を、対応する前記座標点毎に計算し、前記
    座標点毎の位相差と前記ｋ空間における座標値から、前
    記各座標点における前記体動補正値を導出する演算処理
    を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
28. 【請求項２８】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（５）において、前記計測データの位相値と前記基
    準位相値との位相差を、対応する前記座標点毎に計算
    し、前記位相差と前記座標点の前記ｋ空間における座標
    軸を変数とする近似直線を作成する演算処理を含むこと
    を特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
29. 【請求項２９】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（５）において、前記計測データの位相値と前記基
    準位相値との位相差を、対応する前記座標点毎に計算
    し、前記位相差と前記座標点の前記ｋ空間における座標
    軸を変数とする近似直線を作成する演算処理と、前記近
    似直線と前記ｋ空間における座標値から、前記各座標点
    における体動補正値を導出する演算処理とを含むことを
    特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
30. 【請求項３０】請求項２８または請求項２９に記載の核
    磁気共鳴を用いた検査装置において、前記近似直線を求
    める演算処理は、最小自乗法を用いることを特徴とする
    核磁気共鳴を用いた検査装置。
31. 【請求項３１】請求項２８または請求項２９に記載の核
    磁気共鳴を用いた検査装置において、前記近似直線を求
    める演算処理は、前記計測データのうち信号強度の高い
    前記計測データを用い、最小自乗法を用い前記近似直線
    を作成し、該近似直線を用いて前記計測データのうち信
    号強度の低い前記計測データと前記基準位相値との位相
    差を求めることを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
    置。
32. 【請求項３２】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、前記（６）は、前記（５）におい
    て、前記計測データの位相値と前記基準位相値との位相
    差を、対応する前記座標点毎に計算し、前記位相差と前
    記座標点の前記ｋ空間における座標軸を変数とする近似
    直線を作成する演算処理から得た前記近似直線から算出
    した、前記ｋ空間の前記各座標点における位相差を、前
    記検査対象の前記ｋ空間における計測データから除去す
    る演算処理を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた
    検査装置。
33. 【請求項３３】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（６）は、前記（５）において、前記計測データの
    位相値と前記基準位相値との位相差を、対応する前記座
    標点毎に計算し、前記位相差と前記座標点の前記ｋ空間
    における座標軸を変数とする近似直線を作成する演算処
    理から得た前記近似直線の傾きを除去して、前記検査対
    象の前記ｋ空間における計測データから除去する演算処
    理を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
    置。
34. 【請求項３４】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、 前記（６）は、前記（５）において、前記計測データの
    位相値と前記基準位相値との位相差を、対応する前記座
    標点毎に計算し、前記位相差と前記座標点の前記ｋ空間
    における座標軸を変数とする近似直線を作成する演算処
    理から得た前記近似直線の傾きと位相差のオフセット成
    分を除去し、前記検査対象の前記ｋ空間における計測デ
    ータから除去する演算処理を含むことを特徴とする核磁
    気共鳴を用いた検査装置。
35. 【請求項３５】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、前記（５）は、前記計測データの位
    相値と前記基準位相値との位相差の符号を反転して、前
    記検査対象の前記ｋ空間における計測データから除去す
    る演算処理を含むことを特徴とする核磁気共鳴を用いた
    検査装置。
36. 【請求項３６】請求項１９に記載の核磁気共鳴を用いた
    検査装置において、前記（６）は、渦電流に起因する位
    相歪の補正値を導出した後に実行されることを特徴とす
    る核磁気共鳴を用いた検査装置。