JPH09276243A - 磁気共鳴診断装置 - Google Patents

磁気共鳴診断装置

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JPH09276243A
JPH09276243A JP8094177A JP9417796A JPH09276243A JP H09276243 A JPH09276243 A JP H09276243A JP 8094177 A JP8094177 A JP 8094177A JP 9417796 A JP9417796 A JP 9417796A JP H09276243 A JPH09276243 A JP H09276243A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明の目的は、ＥＰＩで収集される各グラジ
エントエコーに含まれる位相誤差のうち、静磁場不均一
性による位相誤差成分のみを取り除いた残りの成分を求
め、求めた成分のみに対して補正をかけることにより、
補正の精度と安定性の高い磁気共鳴診断装置を提供する
ことである。 【解決手段】本発明は、高周波励起パルスの後の読み出
し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコ
ーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集す
るパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置にお
いて、エコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出
し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための１
対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算し、
位相補正データに基づいてエコーデータを補正し、補正
されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成す
るコンピュータシステム１５とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＥＰＩ(Echo Plan
ar Imaging) 、ＧＲＡＳＥ法(Gradient and SpinEcho I
maging)等のように、高周波励起パルス（ＲＦ excitati
on pulse ）により発生させた横磁化を、読み出し用傾
斜磁場(read-out gradient magnetic field)の高速な極
性反転により繰り返し集束(refocus) させて、エコー
（グラジエントエコーとも呼ばれる) を繰り返し発生さ
せるパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】以下の記述において、高周波励起パルス
印加を“ショット”と定義する。また、高周波励起パル
スの印加回数を“ショット数”と称する。「“Self-Cor
recting EPI Reconstruction Algorithm”;A.Jesmanowi
cz.et.al.;Proceedings of SMR,No.619,1995」、「“Ph
ase Correction for EPI Using Internal Reference Li
ne”;A.Jesmanowicz.et.al.;Proceedings of SMR,No.12
39,1995 」等で述べられているように、ＥＰＩで収集さ
れるエコーデータに含まれる位相誤差の主な原因は、Ｆ
０のずれも含めた静磁場不均一性と、傾斜磁場のスイッ
チングにより発生する渦磁場の２つと考えられている。
前者による位相誤差は、撮像対象の信号強度分布と撮像
領域内の静磁場不均一性の空間分布により異なる。一
方、後者の原因による位相誤差は、主に実空間のリード
方向に１次の傾斜を持ち、エコーデータ収集中のリード
方向傾斜磁場の極性により、その位相傾斜の方向が反転
するという性質を持っている。
【０００３】位相補正法ではないが、前者の原因の位相
誤差によって生じるリンギングアーチファクトを低減す
る従来技術として、エコータイムシフトという技術があ
る。エコータイムシフトに関しては、「“Phase Error
Corrected Interlaced EchoPlanar Imaging”;Z.H.Cho
and C.B.Ahn;Proceedings of Annual Meeting of the S
ociety of Magnetic Resonance in Medicine(=SMRM),N
o.912,1987」、「“Phase Errors in Multi-Shot Echo
Planar Imaging”;David A.Feinberg and Koichi Oshi
o;Mgnetic Resonance in Medicine,Vol.32,535-539(199
4) 」、「“Interleaved-EPI and GRASE Pulse Sequenc
es:Off-Resonance Image Artifacts dueto Discontinui
ties in the Signal Phase Evolutions ”;J.P.Mugler
III,J.R.Brookeman;Proceedings of Annual Meeting of
the Society of Magnetic Resonance(=SMRM),No.462,1
994 」等に記載されている。マルチショットのＥＰＩ法
においては、各エコー（グラジエントエコー）のエコー
時刻が異なり、静磁場不均一性に起因する位相ずれがＫ
空間上の各エコーブロック毎に段階状に変化するため、
リンギングアーチファクトが発生してしまう。この技術
はそれぞれのエコーデータの収集とエコーデータ収集の
ための傾斜磁場波形とをショット毎に変化させることに
より、前記のリンギングアーチファクトを低減させる技
術である。この技術は、ＧＲＡＳＥ法にも効果があるこ
とが、「“Ultra-fast Multi-sectionMRI using Gradie
nt and Spin Echo imaging ”;David A.Feinberg and K
oichiOshio;USP5270654,Dec.14,1993 」、「“Interlea
ved-EPI and GRASE Pulse Sequences:Off-Resonance Im
age Artifacts due to Discontinuities in the Signal
Phase Evolutions ”;J.P.Mugler III,J.R.Brookeman;
Proceedings of Annual Meeting of the Society of Ma
gnetic Resonance(=SMRM),No.462,1994 」等に報告され
ている。
【０００４】一方、後者の原因によって生じる位相誤差
を補正する方法として、ＥＰＩの画像自体のアーチファ
クトの信号強度を指標に、後者の原因特有の位相ずれパ
ターンを補正する量を自動的に増減させる方法（“Auto
mated Ghost Tuning of EchoPlanar Imagings”;M.Kutt
er,D.Maynard,et.al.;Proceedings of SMR.No.836.1994
）や、シングルショットＥＰＩの本スキャン自体の一
部のエコーを補正に用いる方法（“Phase Correction f
or EPI Using Internal Reference Line”;A.Jesmanowi
cz.et.al.;Proceedings of SMR,No.1239,1995 ）、リー
ド傾斜磁場を反転させた２回のスキャンのエコーデータ
のエコーピークを平均して、本来あるべきエコー中心の
位置を求め補正する方法（“Techniques for Phase Cor
rectionof Raw Data for EPI with Unshielded Gradien
t Coils”;D.Kelly and R.Ordidge;Proceedings of SM
R,No.1237,1995）などがある。
【０００５】以上のように、ＥＰＩ法のエコーデータの
位相誤差には多くの対策があるが、ここでは、従来例と
して他の撮像法でも一般的な、位相ずれの原因に関係な
く、各エコーで生じるリード方向の位相ずれを補正する
方法を示す。
【０００６】図１４（ａ）に、ＦＩＤタイプのＥＰＩ法
における位相補正用テンプレートショット(template sh
ot) Ａのパルスシーケンスを示し、図１４（ｂ）に、イ
メージングのためのエコーデータを実際に収集すること
を目的としたＦＩＤタイプのＥＰＩ法のメインスキャン
（main scan)のパルスシーケンスを示す。図１５にその
補正処理及び再構成処理の手順を示す。なお、メインス
キャンは、ショット数が１のシングルショットＥＰＩ
（あるいはスナップショットＥＰＩ）でも、ショット数
が複数のマルチショットＥＰＩ(multi-shot ＥＰＩ）又
はインターリブドＥＰＩ(interleaved ＥＰＩ）でもよ
い。図中のＧe1、Ｇe2はそれぞれシングルショットＥＰ
Ｉ、マルチショットＥＰＩに対応する位相エンコード方
向の傾斜磁場を示す。リード方向傾斜磁場波形Ｇr の極
性を正負交互に反転することにより、複数のエコー（グ
ラジエントエコー）を発生させ、それぞれのエコーに異
なる大きさの位相エンコードを施すことにより、従来の
ＦＥ法（field echo method）に比べ高速に１画像の再
構成に必要なエコーデータの収集が可能である（「“A
Perspective on K-space”;Reuben Mezrich;Radiology
1995.Vol.195,297-315」、「“Ultrafast Interleaved
Gradient-Echo-Planar Imaging on a StandardScanne
r”;G.C.Mckinnon;Magnetic Resonance in Medicine,Vo
l.30,609-616(1993) 」）。テンプレートショットＡ
は、位相エンコード方向の傾斜磁場が常に０である以外
は、メインスキャンの各ショットのパルスシーケンスと
同一である。補正処理も、様々な方法があるが、図１５
では、複素数演算を用いた各エコー毎にリード方向の高
次までの位相補正が可能な方法を示した。手順は以下の
通りである。
【０００７】（１）テンプレートショット、メインスキ
ャンにより、それぞれのエコーデータＥa(echo,kr)、Ｅ
(shot,echo,kr)を収集する。なお、shot、echo、krはそ
れぞれそのエコーデータを収集したショットの番号、エ
コーの番号、リード方向の空間周波数［rad/m ］であ
る。Ｅa(echo,kr)、Ｅ(shot,echo,kr)はいずれも複素数
である。
【０００８】（２）Ｅa(echo,kr)、Ｅ(shot,kr) をkrに
ついて１次元のフーリエ逆変換を行う。この結果をそれ
ぞれＶa(echo,xr)、Ｖ(shot,echo,xr)とする。 （３）Ｖa(echo,xr)から、位相補正量ｄＶ(echo,xr) を
次の式にしたがって求める。 ｄＶ(echo,xr) ＝Ｖa(echo,xr)／｜Ｖa(echo,xr)｜ ここで、｜ｘ｜はｘの絶対値を表す。
【０００９】（４）エコーデータＶ(shot,echo,xr)を、
位相補正量ｄＶ(echo,xr) に基づいて、次の式にしたが
って補正する。なお、補正されたエコーデータを、Ｖ’
(shot,echo,xr)と表す。 Ｖ’(shot,echo,xr)＝Ｖ(shot,echo,xr)・｛ｄＶ(echo,
xr) ｝* ここで、ｘ*は、ｘの共役複素数を表す。
【００１０】（５）補正されたエコーデータＶ’(shot,
echo,xr)を、施されている位相エンコード量の順に並び
かえる。この結果をＫ(ke,xr) とする。 （６）Ｋ(ke,xr) を、keについて１次元のフーリエ逆変
換を行い、再構成画像ρ(xe,xr) を得る。
【００１１】なお、（３）の段階で、「“New Phase Co
rrection Method in NMR ImageingBased on Autocorrec
tion and Histogram Analysis”;C.B.AHN and Z.H.Cho.
IEEE transactions on medical imaging,Vol.MI-6,No.
1,March 1987」に記載された方法も報告されている。
【００１２】従来法のように、各エコーに含まれる位相
誤差のうち、静磁場不均一性に起因するものとその他の
原因によるものを分離せずにまとめて補正する上述の方
法では、下記の（１）、（２）の点で問題である。
【００１３】（１）マルチショットＥＰＩ、マルチショ
ットＧＲＡＳＥ法に適用した場合の特有の問題点とし
て、次の（ａ），（ｂ）のものが挙げられる。 （ａ）位相エンコード方向の静磁場不均一性によりリン
ギングアーチファクトが生じる。静磁場不均一性による
位相誤差が位相エンコード方向に一様でない場合、それ
ぞれのエコー、リード方向の位置（xr) における位相補
正量ｄＶ(echo,xr) は、スライス方向にはスライス厚の
厚みを持ち、位相エンコード方向は撮像領域に等しく、
リード方向には、フーリエ逆変換時の１ピクセルに相当
する幅をもつ角柱状の領域について１つの値しかとれな
いため、位置によっては位相補正量が不適当になる。こ
れにより、位相エンコード方向の位置により程度の異な
るリンギングアーチファクトが残ってしまうという問題
がある。つまり前者の静磁場不均一性の原因による位相
誤差に対しては十分な効果が得られない。
【００１４】（ｂ）（ａ）の問題を解決可能なエコータ
イムシフト法との併用が困難である。上述の（ａ）の問
題は、前述のエコータイムシフト法によりかなり改善で
きるが、エコータイムシフトと上記のような位相補正法
の併用は、以下の理由で実用上問題がある。エコータイ
ムシフト法を実施すると、補正対象のスキャンの同一の
エコーの各ショットのエコーデータは、それぞれ異なる
エコー時間で収集されたエコーであるため、静磁場不均
一性による位相誤差がそれぞれ異なる。このため位相補
正用テンプレートショットの対応するエコーデータと
は、多くの場合、静磁場不均一性による位相誤差の大き
さが異なり、正しく補正されない。このため、エコータ
イムシフト法でも対処できない位相誤差の不連続が生じ
てしまう。したがって、エコータイムシフト法と上記の
ような位相補正法を併用してもＥＰＩ法の２つの主な原
因による位相誤差により生ずるアーチファクトを両方と
も低減あるいは除去することは困難である。とくに、傾
斜磁場の立ち上がりが遅いＭＲＩ装置でマルチショトＥ
ＰＩ、ＧＲＡＳＥ法で撮像する場合のように、各グラジ
エントエコーの時間間隔が長く、静磁場不均一性による
位相誤差成分が大きいパルスシーケンスにおいては深刻
な問題である。
【００１５】（２）任意のＥＰＩ系パルスシーケンスに
適用した場合に共通して発生する問題 シングルショットＥＰＩ法、マルチショット法、シング
ルショットＧＲＡＳＥ法、マルチショットＧＲＡＳＥ法
など全てのＥＰＩ系パルスシーケンスに適用した場合の
共通の問題として、下記の（ａ），（ｂ）のものが挙げ
られる。
【００１６】（ａ）補正データの信号減少による補正精
度の低下 多くの従来例では、位相エンコード方向の傾斜磁場を、
０とした位相補正用スキャンのエコーデータを用いてい
る。処理法にもよるが、位相補正データは、実際の画像
における１画素よりも大きな領域内にある横磁化のベク
トル和をもとに求めているため、領域内に静磁場不均一
性による大きな位相誤差分布がある場合、位相の干渉に
よりデータの絶対値が非常に小さくなり補正精度が著し
く下がってしまうという問題がある。この問題は特にエ
コー時間が静磁場不均一性による位相誤差がキャンセル
されるエコー時間、いわゆるハーンエコーの時刻から離
れているエコー程（ＦＩＤタイプのＥＰＩの場合はエコ
ー時間が長いエコー程）大きな問題である。
【００１７】（ｂ）位相補正データ自体に含まれる静磁
場不均一性を原因とする位相誤差に起因する補正精度の
低下 従来例のうち、「“Image Reconstruction for Echo Pl
anar Imageing with Nonequidistant k-Space Samplin
g”;H.Bruder,H.Ficher,H-E.Reinfelder,and F.Schmit
t;Magnetic Resonance in Medicine,Vol.23,311-323(19
92) 」、「“Techniques for Phase Correction of Raw
Data for EPI with Unshielded GradientCoils”;D.Ke
lly and R.Ordidge;Proceedings of SMR,No.1237,199
5」、「“New Phase Correction Method in NMR Imagei
ng Based on Autocorrection and Histogram Analysi
s”;C.B.AHN and Z.H.Cho.IEEE transactions on medic
al imaging,Vol.MI-6,No.1,March 1987」に示される方
法等は、実空間のリード方向に、（０、１次以外の）高
次の位相誤差の存在を仮定していない方法であると考え
られる。前述のように静磁場不均一性を原因とする位相
誤差は多くの場合、そのような高次の位相誤差を含むた
め、補正精度が下がるなどの問題が生ずる。例えば、
「“Techniques for Phase Correction of Raw Data fo
r EPI with Unshielded Gradient Coils”;D.Kelly and
R.Ordidge;Proceedings of SMR,No.1237,1995」に記載
された方法は、エコーデータのエコーピークの時刻を求
める必要があるが、撮像対象の対象核種の密度分布や静
磁場不均一性の分布が高次の成分をもつ場合は、エコー
ピーク自体が存在するとは限らないため、問題である。
また、「“New Phase Correction Method in NMR Image
ing Based on Autocorrection and Histogram Analysi
s”;C.B.AHN and Z.H.Cho.IEEE transactions on medic
alimaging,Vol.MI-6,No.1,March 1987」に示される方法
は、もともと０、１次以外の高次の位相誤差の存在を仮
定していない。その他の方法でも明記はされていない
が、同様の過程の上に成り立っているものが多い。した
がって、（ａ）の問題と同様、特にエコー時間が静磁場
不均一性による位相誤差がキャンセルされるエコー時
間、いわゆるハーンエコーの時刻から離れているエコー
程（ＦＩＤタイプのＥＰＩの場合はエコー時間が長いエ
コー程）大きな問題である。
【００１８】以上のように、各エコーに含まれる位相誤
差のうち、静磁場不均一性に起因するものと、その他の
原因によるものとを分離せずにまとめて補正する方法で
は様々な問題があり、幾つかの技術を組み合わせても状
況によっては十分な効果が安定して得られていないとい
うのが現状である。
【００１９】一方、「“Automated Ghost Tuning of Ec
ho Planar Imagings”;M.Kutter,D.Maynard,et.al.;Pro
ceedings of SMR.No.836.1994 」による補正法は、上記
のような問題のない方法があるが、アーチファクトを検
出するＲＯＩを撮像対象自体からの信号のない部分に設
定しなければならないことや、断面方向を任意にとれる
ようにするには機構が複雑になること等の問題等があ
る。また、分解能、断面方向などの撮影条件を変えなが
ら連続的に撮影することを考えると、調整量が正しい値
に集束してくるまでに時間がかかり、運用上不便であ
る。
【００２０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、ＥＰ
Ｉ等で収集される各エコーに含まれる位相誤差のうち、
静磁場不均一性による位相誤差成分のみを取り除いた残
りの成分を求め、求めた成分のみを補正することによ
り、補正の精度と安定性の高い磁気共鳴診断装置を提供
することにある。
【００２１】
【課題を解決するための手段】本発明は、高周波励起パ
ルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返し
により複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータ
を繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気
共鳴診断装置において、エコー時間が同一であって、且
つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補
正計算のための１対のエコーデータに基づいて位相補正
データを計算する計算手段と、前記位相補正データに基
づいてエコーデータを補正する補正手段と、前記補正さ
れたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する
再構成手段とを具備する。
【００２２】本発明は、高周波励起パルスの後の読み出
し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコ
ーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集す
るパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置にお
いて、位相補正計算のための第１のエコーデータを収集
する第１の収集手段と、前記第１のエコーデータとエコ
ー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜
磁場の極性が異なる位相補正計算のための第２のエコー
データを収集する第２の収集手段と、前記第１のエコー
データと前記第２のエコーデータとに基づいて位相補正
データを計算する計算手段と、画像再構成のためのエコ
ーデータを収集する第３の収集手段と、前記画像再構成
のためのエコーデータを、前記位相補正データに基づい
て補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに
基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備
する。
【００２３】本発明は、高周波励起パルスの後の読み出
し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコ
ーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集す
るパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置にお
いて、第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシ
ーケンスに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が相違す
る第２のパルスシーケンスとを交互に繰り返し実行する
手段と、時間的に前後する前記第１のパルスシーケンス
と前記第２のパルスシーケンスとで収集されたエコー時
間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場
の極性が異なる１対のエコーデータに基づいて位相補正
データを計算する計算手段と、前記時間的に前後する第
１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスと
の少なくとも一方で収集されたエコーデータを、前記位
相補正データに基づいて補正する補正手段と、前記補正
されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成す
る再構成手段とを具備する。
【００２４】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
る磁気共鳴診断装置の好ましい実施形態を説明する。 （第１の実施の形態）図１に、第１の実施形態に係る磁
気共鳴診断装置の構成を示す。被検体を収容できるよう
に円筒状の内部空間が形成された磁石部１は、静磁場磁
石３、傾斜磁場コイル５、高周波コイル７を装備する。
静磁場磁石３は、円筒内部に静磁場を発生する。Ｚ軸
は、静磁場の向きに平行とする。傾斜磁場コイル５及び
傾斜磁場電源９は、Ｘ軸に沿って磁場強度が線形に変化
するＸ軸傾斜磁場、Ｙ軸に沿って磁場強度が線形に変化
するＹ軸傾斜磁場、Ｚ軸に沿って磁場強度が線形に変化
するＺ軸傾斜磁場をそれぞれ独立して発生することがで
きるように構成されている。Ｘ、Ｙ、Ｚの傾斜磁場に対
する読み出し方向傾斜磁場Ｇr 、位相エンコード方向傾
斜磁場Ｇe 、スライス方向傾斜磁場Ｇs の対応関係は任
意であり、またオブリーク撮影等では１対１で対応する
とは限らない。
【００２５】高周波コイル７は、送信部１１から高周波
電流の供給を受けて、被検体内の磁化スピンを励起する
ためのフリップ角が90°の高周波励起パルスを発生し、
被検体内の磁化スピンを反転するためのフリップ角が 1
80°の高周波反転パルスを発生する。高周波コイル７
は、被検体内の磁化スピンから発生する磁気共鳴信号
（ここではグラジエントエコー）を受信するための受信
コイルとして送信と兼用されている。受信部１３は、高
周波コイル７を介して受信したグラジエントエコーをサ
ンプリングし、Ａ／Ｄ変換し、エコーデータとしてコン
ピュータシステム１５に出力する。
【００２６】コンピュータシステム１５は、受信部１３
からのエコーデータに基づいて、位相補正データを計算
する。コンピュータシステム１５は、受信部１３からの
エコーデータを位相補正データに基づいて補正する。コ
ンピュータシステム１５は、補正されたエコーデータに
対して、位相エンコード軸及び周波数エンコード軸に関
して２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）を実行することに
より画像データを再構成する。画像データは画像ディス
プレイ１９に送られ表示される。
【００２７】シーケンスコントローラ１９は、コンピュ
ータシステム１５から送られてくるパルスシーケンスデ
ータにしたがって傾斜磁場電源９、送信部１１、受信器
１３を制御し、後述するようなパルスシーケンスを実行
する。
【００２８】本実施形態では、まず、位相補正データを
取得するために、２種類のテンプレートショットがメイ
ンスキャンのプリスキャンとして実行される。この後
に、実際にイメージングのためのメインスキャンが実行
される。メインスキャンで収集されたエコーデータは、
事前の２種類のテンプレートショットで収集された位相
補正計算のための１対のエコーデータに基づいて計算さ
れている位相補正データに基づいて補正される。補正さ
れたエコーデータに基づいて画像データが再構成され
る。
【００２９】図２に、２種類のテンプレートショット
Ａ，Ｂのパルスシーケンスを示す。図３に、ＦＩＤ（自
由誘導減衰信号）タイプのＥＰＩに応じたメインスキャ
ンのパルスシーケンスを示す。
【００３０】メインスキャンでは、まず、関心スライス
内のスピンに対して選択的に横磁化を発生させるため
に、フリップ角α°の高周波励起パルスがスライス方向
傾斜磁場Ｇｓと共に発生される。その後、読み出し方向
傾斜磁場Ｇｒの極性反転の繰り返しにより、エコーが d
ＴGRの周期で繰り返し発生される。エコー間それぞれ
に、各エコーに対応する振幅で位相エンコード方向傾斜
磁場Ｇｅが発生される。これにより、各エコーデータに
は、それぞれ異なる大きさの位相エンコードデータが与
えられる。
【００３１】なお、メインスキャンは、ショット数が１
のシングルショットＥＰＩでも、ショット数が複数のマ
ルチショットＥＰＩでもよい。また、ここではＦＩＤタ
イプのＥＰＩ対応のパルスシーケンスを示したが、スピ
ンエコータイプのＥＰＩ、あるいはＧＲＡＳＥ法対応で
もよい。図中のＧe1，Ｇe2はそれぞれ、シングルショッ
トＥＰＩ、マルチショットＥＰＩの位相エンコード方向
傾斜磁場を示している。
【００３２】テンプレートショットＡは、位相エンコー
ド方向傾斜磁場Ｇｅを常に０として、つまりエコーに位
相エンコードデータを与えないで収集する他は、メイン
スキャンのパルスシーケンスと同じである。
【００３３】テンプレートショットＢは、テンプレート
ショットＡに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が逆に
なっている以外は、テンプレートショットＡのパルスシ
ーケンスと同じである。
【００３４】本実施形態は、静磁場不均一性による位相
ずれによって生じるアーチファクトを低減するため、マ
ルチショットＥＰＩ法およびＧＲＡＳＥ法の場合は前述
のエコータイムシフト法を併用してもよい。
【００３５】図４にエコーデータの収集、位相補正デー
タの計算、エコーデータの補正処理及び再構成処理の手
順を示す。以下に順番に説明する。 （１）テンプレートショットＡ，テンプレートショット
Ｂ，メインスキャンが実行され、それぞれのエコーデー
タＥa(echo,kr)、Ｅb(echo,kr)、Ｅ（shot,echo,kr) が
収集される。なお、shot、echo、krはそれぞれ、そのエ
コーデータを収集したショット番号（何回目のショット
か）、エコー番号（高周波励起パルス後、何番目に収集
したデータか）、読み出し方向の空間周波数[rad/m] を
表している。なお、後述するkr軸、ke軸はそれぞれフー
リエ空間（ｋ空間）上での周波数エンコード軸と位相エ
ンコード軸を表している。また、xr軸、xe軸はそれぞ
れ、kr軸、ke軸に対応する実空間上の直交２軸を表して
いる。
【００３６】テンプレートショットＡ，Ｂはそれぞれ高
周波励起パルスが１回だけ印加されるシングルショット
である。２種類のテンプレートショットＡ，Ｂで収集さ
れたエコー番号が同一のエコーデータＥa(echo,kr)、Ｅ
b(echo,kr)は、高周波励起パルスからエコー中心までの
時間、つまりエコー時間が等しく、且つ収集時の読み出
し方向傾斜磁場Ｇｒの極性が異なる。Ｅa(echo,kr)、Ｅ
b(echo,kr)、Ｅ（shot,echo,kr) はいずれも複素数であ
る。
【００３７】（２）Ｅ（shot,echo,kr) は、kr軸に関し
て１次元のフーリエ逆変換を実行される。echoが偶数の
Ｅa(echo,kr)、Ｅb(echo,kr)だけが、位相補正データの
計算の対象とされ、kr軸に関して１次元のフーリエ逆変
換を実行される。Ｅ（shot,echo,kr) 、Ｅa(echo,kr)、
Ｅb(echo,kr)はそれぞれ、kr軸に関する１次元のフーリ
エ逆変換により、Ｖ（shot,echo,xr) 、Ｖa(echo,xr)，
Ｖb(echo,xr)に変換される。
【００３８】（３）エコー時間が等しく、且つ収集時の
読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性が異なる１対のエコー
データＶa(echo,xr)とＶb(echo,xr)とに基づいて、下記
の式にしたがって位相補正データ dＶ(echo,xr) が計算
される。
【００３９】dＶ(echo,xr) ＝Va(echo,xr) ・{Vb(echo,
xr)} *／｜Va(echo,xr) ・{Vb(echo,xr)} *｜ （４） dＶ(echo,xr) に基づいて、下記の式にしたがっ
て、メインスキャンで収集されたエコーデータＶ(shot,
echo,xr)は補正される。補正されたエコーデータをＶ’
(shot,echo,xr)と表す。
【００４０】echoが偶数のとき： Ｖ’(shot,echo,xr)＝Ｖ(shot,echo,xr)・｛ dＶ(echo,
xr)}* echoが奇数のとき： Ｖ’(shot,echo,xr)＝Ｖ(shot,echo,xr) （５）補正されたエコーデータＶ’(shot,echo,xr)は、
それぞれのデータに施されている位相エンコード量（あ
るいは位相エンコード方向の空間周波数）の大小関係の
順に合わせて並べ換えられる(sorting) 。並べ換えられ
たエコーデータＶ’(shot,echo,xr)を、Ｋ(ke,xr) と表
す。
【００４１】（６）Ｋ(ke,xr) は、ke軸に関して１次元
のフーリエ逆変換を実行される。これにより画像データ
ρ(xe,xr) が再構成される。位相補正データｄＶ（ech
o,xr)の計算に用いられるテンプレートＡ，Ｂで収集さ
れた１対のエコーデータ、つまりechoが同一のエコーデ
ータは、同一のエコー時間を持つため、静磁場不均一性
による位相ずれの値が等しい。撮像対象の撮像中の動き
等を無視すると、もし、静磁場不均一性による位相誤差
が位相エンコード方向に一様でない場合でも、スライス
方向にはスライス厚の厚みを持ち、位相エンコード方向
は撮像領域に等しく、読み出し方向は、フーリエ逆変換
時の１ピクセルに相当する幅をもつ角柱状の領域につい
てのベクトル和で表わされる値は同一になる。
【００４２】したがって、上記（２）の段階で、Ｖa(ec
ho,xr)、Ｖb(echo,xr)のもつ位相成分にそれぞれ含まれ
る静磁場不均一性による位相誤差成分は同一になる。上
記（３）の処理は、２つのベクトルＶa(echo,xr)、Ｖb
(echo,xr)の位相差にあたる位相をもち、絶対値が１の
単位ベクトルを求めることに相当する。これにより静磁
場不均一性による位相誤差成分は取り除かれ、その他の
位相誤差成分のみを抽出できることになる。
【００４３】上記（４）の処理では、メインスキャンに
より収集されたエコーデータＶ(shot,echo,kr)に対し
て、求められた誤差成分を偶数エコーについてだけ戻す
ことにより、各エコーの位相の不連続を減少させてい
る。従来例で示したように、静磁場不均一性以外の原因
による位相誤差は、おもに実空間の読み出し方向に１次
の傾斜を持ち、エコーデータ収集中の読み出し方向傾斜
磁場の極性により、その位相傾斜の方向が反転するとい
う性質を持っている。この補正方法では、この規則性を
前提としているものである。
【００４４】また、上記（４）の位相補正処理は、ここ
で示した複素数演算を利用した方法以外に限定されず、
「“Image Reconstruction for Echo Planar Imageing
withNonequidistant k-Space Sampling”;H.Bruder,H.F
icher,H-E.Reinfelder,andF.Schmitt;Magnetic Resonan
ce in Medicine,Vol.23,311-323(1992) 」や、「“New
Phase Correction Method in NMR Imageing Based on A
utocorrection andHistogram Analysis”;C.B.AHN and
Z.H.Cho.IEEE transactions on medical imaging,Vol.M
I-6,No.1,March 1987」に示されている補正方法であっ
てもよい。本実施形態で抽出された位相補正データｄＶ
(echo,xr) は、位相補正データに含まれる静磁場不均一
性を原因とする位相誤差自体が取り除かれているため、
補正精度の低下も少なく、安定した補正が可能である。
特に、位相補正データの位相の干渉による信号値を減少
に対しても補正精度が低下しにくく、安定した補正が可
能である。また、エコータイムシフト法を併用した場合
でも、静磁場不均一性による位相誤差を余計に補正する
ことがないので、エコータイムシフト法が正しく機能
し、従来例と同法を併用した場合に生じていたリンギン
グアーチファクトが大幅に低減あるいは消滅する。 （第２の実施の形態）第２の実施形態による磁気共鳴診
断装置の構成は図１に示した第１の実施形態によるそれ
と同一であり、実行されるパルスシーケンスが相違す
る。第２の実施形態のパルスシーケンスは、第１の実施
形態のそれがＦＩＤタイプのＥＰＩであったのに対し
て、スピンエコータイプのＥＰＩである。
【００４５】本実施形態でも、まず、位相補正データを
取得するために、２種類のテンプレートショットＡ，Ｂ
がメインスキャンのプリスキャンとして実行される。こ
の後に、実際にイメージングのためのメインスキャンが
実行される。メインスキャンで収集されたエコーデータ
は、事前の２種類のテンプレートショットで収集された
位相補正計算のための１対のエコーデータに基づいて計
算されている位相補正データに基づいて補正される。補
正されたエコーデータに基づいて画像データが再構成さ
れる。
【００４６】図５（ａ），（ｂ）に、スピンエコータイ
プのテンプレートショットＡ，Ｂのパルスシーケンスを
示す。図６にスピンエコータイプのメインスキャンのパ
ルスシーケンスを示す。
【００４７】テンプレートショットＡ，Ｂ、メインスキ
ャンでは、高周波励起パルスの後であって、高周波励起
パルスの印加から、実行エコー時間ＴＥeff の１／２の
時間（ＴＥeff ／２）の経過後に、スピンをリフォーカ
スさせるためのフリップ角β°の高周波反転パルスが印
加される。高周波反転パルスの後、図３に示したＦＩＤ
タイプと同様に、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性反転
により、複数のエコーが、 dＴGRの周期で繰り返し発生
される。
【００４８】なお、メインスキャンは、ショット数が１
のシングルショットＥＰＩ（スナップショットＥＰＩと
もいう）でも、ショット数が複数のマルチショットＥＰ
Ｉ（インターリブドＥＰＩともいう）でもよい。
【００４９】テンプレートショットＡでは、位相エンコ
ード方向傾斜磁場Ｇｅが常に０とされ、つまりエコーに
は位相エンコードデータが与えられない。テンプレート
ショットＡでは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタート
タイミングが、メインショットのそれに対して、 dＴGR
／２だけ時間的にずれている（早まっている）。テンプ
レートショットＢでは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのス
タートタイミングは、メインショットのそれに対して、
dＴGR／２だけ時間的にずれている（遅れている）。
【００５０】したがって、テンプレートショットＢで
は、テンプレートショットＡに対して、高周波反転パル
ス以降の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミン
グが、エコー間隔 dＴGRだけ時間的にずれている（遅れ
ている）。これにより、テンプレートショットＢでは、
テンプレートショットＡに対して、読み出し方向傾斜磁
場Ｇｒの極性が相違される。
【００５１】図７にデータ収集、位相補正データの計
算、位相補正、再構成の処理手順を示す。 （１）テンプレートＡ，Ｂ，メインスキャンが順番に実
行される。これにより、位相補正計算用のエコーデータ
Ｅａ(echo,kr) 、Ｅｂ(echo,kr) と、イメージング用の
Ｅ(shot,echo,kr)とが収集される。ＦＩＤタイプの場合
と同様に、同一のエコー番号 echo をもつ１対の位相補
正計算用のエコーデータＥａ(echo,kr)、Ｅｂ(echo,kr)
は、高周波励起パルスからエコー中心までの時間、す
なわちエコー時間が同一である。また、１対の位相補正
計算用のエコーデータＥａ(echo,kr) 、Ｅｂ(echo,kr)
は、収集時の読み出し傾斜磁場Ｇｒの極性が異なる。
【００５２】（２）すべてのshot,echo のＥａ(echo,k
r) 、Ｅｂ(echo,kr) 、Ｅ(shot,echo,kr)はそれぞれ、k
r軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実行される。こ
の結果を、それぞれＶａ(echo,xr) 、Ｖｂ(echo,xr) 、
Ｖ(shot,echo,Xr)とする。
【００５３】（３）Ｖａ(echo,xr) 、Ｖｂ(echo,xr) に
基づいて、次の式にしたがって位相補正データ dＶ(ech
o,xr) が計算される。 dＶ(echo,xr) ＝Va（echo,xr)・｛Vb（echo,xr)｝*／｜
Va(echo,xr) ・｛Vb(echo,xr) ｝*｜ （４）さらに、全てのエコーについて、 dＶ(echo,Xr)
に基づいて、次の式にしたがって、xrにおける第１エコ
ー（高周波励起パルス以後、最初に収集されるエコー）
に対する第echo番目のエコー位相差 dＶle(echo,xr) が
計算される。
【００５４】dＶle(echo,xr) ＝Π dＶ(n,xr) n=2,echo (5)V(shot,echo,xr)は、 dＶle(echo,xr) に基づいて、
次のように補正される。補正されたエコーデータをＶ’
(shot,echo,xr)で表す。
【００５５】echo＝１のとき： Ｖ’(shot,echo,xr)＝Ｖ(shot,echo,xr) echo＞１のとき： Ｖ’(shot,echo,xr)＝Ｖ(shot,echo,xr)・｛ dＶle(ech
o,xr) ｝* （６）Ｖ’(shot,echo,xr)は、それぞれのデータに施さ
れている位相エンコード量（あるいは位相エンコード方
向の空間周波数）の大小関係の順に合わせて並べかえら
れる。この結果を、Ｋ(ke,xr) と表す。
【００５６】（７）Ｋ(ke,xr）は、ke軸に関して１次元
のフーリエ逆変換を実行される。これにより、画像デー
タρ(xe,xr) が再構成される。第１の実施形態の場合と
同様、テンプレートショットＡ，Ｂで収集されたechoが
同一の１対のエコーデータは、同一のエコー時間を持つ
ため、静磁場不均一性による位相ずれの値が等しい。し
たがって、上記（３）の処理により静磁場不均一性によ
る位相誤差成分は取り除かれ、その他の要因による位相
誤差成分のみを抽出できることになる。ただし、第１の
実施の形態のＦＩＤタイプの場合と異なる点は、テンプ
レートショットＢの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒが、テン
プレートショットＡのそれに対して、エコー間隔 dＴGR
分ずらされて（遅れて）いるため、第ｎ番目の位相補正
データ dＶ(echo,xr) は、第ｎ−１番目のエコーに対す
る第ｎ番目のエコーの位相誤差が取り出される結果にな
る点である。したがって、静磁場不均一性以外では主な
位相誤差の原因と思われる比較的短い時定数成分の渦磁
場による位相誤差を、第１の実施形態の場合より高精度
で忠実に取り出すことが可能である。
【００５７】また、（４）、（５）の処理では、第１エ
コーに対する他のエコーの位相差を抽出し補正している
ため、第１の実施形態のＦＩＤタイプの場合とは異なり
前述の各エコー間の位相誤差に関する規則性を前提とし
ない補正法である。
【００５８】また、第１の実施形態の場合と同様、処理
（４）における位相補正処理は、従来例の補正処理をそ
のまま用いてもよい。位相補正データに含まれる静磁場
不均一性を原因とする位相誤差自体が取り除かれている
ため、補正精度の低下も少なく、安定した補正が可能で
ある。特に、位相補正計算のための１対のエコー間の位
相の干渉による信号値の減少に対しても補正精度が低下
しにくく、安定した補正が可能である。また、エコータ
イムシフト法を併用した場合でも、静磁場不均一性によ
る位相誤差を余計に補正することがないので、エコータ
イムシフト法が正しく機能し、従来例と同法を併用した
場合に生じていたリンギングアーチファクトが大幅に低
減あるいは消滅する。
【００５９】図８に、第１の実施形態のＦＩＤタイプと
第２の実施形態のスピンエコータイプとの両方に適用可
能なエコーデータ収集、位相補正データ計算、位相補正
及び再構成の手順を示したものである。その手順は以下
の通りである。
【００６０】（１）テンプレートショットＡ，Ｂ，メイ
ンスキャンにより、位相補正計算用のエコーデータＥａ
（echo,kr ）、Ｅｂ（echo,kr ）、イメージング用のエ
コーデータＥ（shot,echo,kr）が収集される。
【００６１】（２）Ｅａ（echo,kr ）、Ｅｂ（echo,kr
）のうち、ある偶数番目（echo＝ｍ；ｍは偶数）の位
相補正計算用のエコーデータに対して、kr軸に関して１
次元のフーリエ逆変換が実行される。また、すべてのsh
ot,echo のイメージング用のエコーデータＥ（shot,ech
o,kr）に対して、kr軸に関して１次元のフーリエ逆変換
が実行される。この結果をそれぞれＶａ（m,xr）、Ｖｂ
（m,xr）、Ｖ（shot,echo,xr）と表す。xrは読み出し方
向の位置である。
【００６２】（３）Ｖａ（m,xr）、Ｖｂ（m,xr）から下
記のように位相補正データ dＶ（m,xr）が計算される。 dＶ(m,xr)＝Ｖａ(m,xr)・｛Ｖｂ(m,xr)｝*／｜Ｖａ(m,x
r)・｛Ｖｂ(m,xr)｝*｜ （４）Ｖ（shot,echo,xr）は、 dＶ(m,xr)に基づいて次
のように補正される。補正されたエコーデータを、Ｖ’
（shot,echo,xr）と表す。
【００６３】echoが偶数のとき： Ｖ’（shot,echo,xr）＝Ｖ（shot,echo,xr）・｛ｄＶ
(m,xr)｝* echoが奇数のとき： Ｖ’（shot,echo,xr）＝Ｖ（shot,echo,xr） （５）Ｖ’（shot,echo,xr）を、それぞれのデータに施
されている位相エンコード量（あるいは位相エンコード
方向の空間周波数）の大小関係の順に合わせて並べ換え
る。この結果を、Ｋ（ke,xr ）と表す。
【００６４】（６）Ｋ（ke,xr ）に対して，ke軸に関す
る１次元のフーリエ逆変換が実行され、画像データρ
（xe,xr ）を再構成する。なお、（２）〜（４）の処理
で、位相補正計算用のエコーデータとしては、奇数番目
のエコーデータでもよい。この場合は、（４）の処理で
は、echoが奇数の場合のみ補正する必要がある。逆にエ
コーが偶数のときのみ逆に位相を進める方向で、 Ｖ’（shot,echo,xr）＝Ｖ（shot,echo,xr）・｛ dＶ
（m,xr）｝ のように補正してもよい。いずれにせよ、各エコーデー
タの不連続がなくなるよう位相補正の方向を選ぶ必要が
ある。
【００６５】この方法は、位相補正計算用のエコーどう
しの位相の干渉による信号値の減少の影響を抑えるた
め、その影響の少ないechoの位相補正用エコーデータ
を、他のechoの位相補正に使うことを狙ったものであ
る。したがって、位相補正計算に使用するecho＝ｍのエ
コーデータは、静磁場不均一性による位相誤差の小さ
い、エコー時間が静磁場不均一性による位相誤差がキャ
ンセルされるエコー時間、いわゆるハーンエコーの時刻
になるべく近いエコー時間（ＦＩＤタイプのＥＰＩの場
合はなるべく短いエコー時間）を選ぶことが望ましい。
【００６６】例えば、実効エコー時間（ＴＥeff ）が、
１００ｍｓ程度のＦＩＤタイプのＥＰＩの場合、位相補
正計算用のエコーデータを収集するための２種類のテン
プレートショットどうしでは、実効エコー時間ＴＥeff
が同一である必要はなく、図９（ａ）〜（ｃ）に示すよ
うに、可能な限り短いエコー時間ＴＥでエコーを収集す
るほうが良い。なお、この変形例は、ＦＩＤタイプやス
ピンエコーの場合で述べた補正法と同様、静磁場不均一
性以外の原因による位相誤差は、おもに実空間の読み出
し方向に１次の傾斜を持ち、エコーデータ収集中の読み
出し方向傾斜磁場の極性により、その位相傾斜の方向が
反転するとい性質を利用したものである。 （第３の実施の形態）第３の実施形態による磁気共鳴診
断装置の構成は図１に示した第１の実施形態によるそれ
と同一であり、実行されるパルスシーケンスが相違す
る。第３の実施形態では、２種類のメインスキャンが交
互に繰り返し実行される。つまり、第３の実施形態で
は、位相補正計算用のエコーデータを収集するためのテ
ンプレートショットは実行されない。メインスキャンに
相当する２種類のスキャンＡ，Ｂが連続的に実行され
る。２種類のスキャンＡ，Ｂそれぞれがマルチショット
の場合、各ショットは交互に実行される。
【００６７】図１０（ａ），（ｂ）に２種類のメインス
キャンＡ，Ｂのパルスシーケンスを示す。メインスキャ
ンＢは、メインスキャンＡに対して、読み出し方向傾斜
磁場Ｇｒの極性が相違される。それぞれのスキャンＡ，
Ｂは、ショット数が１のシングルショットＥＰＩでも、
ショット数が複数のマルチショットＥＰＩでもよい。ま
た、ここではＦＩＤタイプのシングルショットＥＰＩ法
の例を示したが、ＳＥタイプのＥＰＩ法、あるいはＧＲ
ＡＳＥ法でもよい。
【００６８】メインスキャンＡ，Ｂでは共に、高周波励
起パルス以後にｍ番目に収集されたエコーデータ（echo
＝ｍのエコーデータ）は、フーリエ空間上でのke＝０を
担当するように、位相エンコード量＝０が与えられる。
マルチショットの場合は、スキャンＡにおいてshot＝ｎ
（ｎ回目のショット）内でｍ番目に収集されたエコーデ
ータと、スキャンＢにおいて同じshot＝ｎ（ｎ回目のシ
ョット）内で同じｍ番目に収集されたエコーデータは、
フーリエ空間上でのke＝０を担当するように、位相エン
コード量＝０が与えられる。なお、ここでは、ｎ＝１と
して説明する。
【００６９】図１１に、データ収集、位相補正データ計
算、位相補正、再構成処理の手順を示す。メインスキャ
ンＡ，メインスキャンＢで収集されたエコーデータに基
づいて位相補正データが計算される。この位相補正デー
タに基づいて、メインスキャンＡで収集されたエコーデ
ータが位相補正される。この位相補正されたエコーデー
タに基づいて画像ρa(xe,xr)を再構成する。
【００７０】また、スキャンＡ，スキャンＢで収集され
たエコーデータに基づいて、位相補正データが計算さ
れ、この位相補正データに基づいて、スキャンＢで収集
されたエコーデータが位相補正される。この位相補正さ
れたエコーデータに基づいて画像ρb(xe,xr)が再構成さ
れる。
【００７１】いずれか一方により１つの画像を再構成し
ても良い。ここでは、画像データρb(xe,xr)を再構成す
る前者の処理手順について説明する。画像データρa(x
e,xr)を再構成する前者の処理手順は同様であるのでこ
こでは説明は省略する。
【００７２】（１）メインスキャンＡ，Ｂが順番に実行
され、それぞれのエコーデータＥａ（shot,echo,kr）、
Ｅｂ（shot,echo,kr）が収集される。 （２）Ｅａ（shot,echo,kr）、Ｅｂ（shot,echo,kr）の
うち、前述の位相エンコード量が０となるshot＝１，ec
ho＝ｍのエコーデータＥａ（1,m,kr）、Ｅｂ（1,m,kr）
がそれぞれ、kr軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実
行される。変換されたエコーデータをそれぞれＶa(1,m,
xr) 、Ｖb(1,m,xr) と表す。また、メインスキャンＢで
収集された全てのshot,echo のＥb(shot,echo,kr) に対
して、kr軸に関する１次元のフーリエ逆変換が実行され
る。この結果をＶb(shot,echo,kr) と表す。
【００７３】（３）Ｖa(1,m,xr) 、Ｖb(1,m,xr) に基づ
いて、次の式にしたがって位相補正データ dＶab(1,m,x
r)が計算される。 dＶab(1,m,xr)＝Va(1,m,xr)・Vb(1,m,xr)*／｜Va(1,m,x
r)・｛Vb(1,m,xr)｝*｜ （４）Ｖb(shot,echo,xr) は、 dＶab(1,m,xr)に基づい
て、次の式にしたがって補正される。補正後のエコーデ
ータをＶｂ’(shot,echo,xr)で表す。
【００７４】echo＝がｍ＋２ｎ＋１（ｎは整数）で表わ
せるとき： Ｖｂ’(shot,echo,xr)＝Ｖｂ(shot,echo,xr)・｛ dＶab
(1,m,xr)｝* echo＝がｍ＋２ｎ（ｎは整数）で表わせるとき： Ｖｂ’(shot,echo,xr)＝Ｖｂ(shot,echo,xr) （５）Ｖｂ’(shot,echo,xr)は、それぞれのデータに施
されている位相エンコード量（あるいは位相エンコード
方向の空間周波数）の大小関係の順に合わせて並べ換え
られる。この結果をＫb(ke,xr)と表す。
【００７５】（６）Ｋb(ke,xr)に対して、ke軸に関する
１次元のフーリエ逆変換が実行され、画像データρb(x
e,xr)が再構成される。図１２に、この位相補正法を利
用してＥＰＩ系のメインスキャンＡ，Ｂを交互に繰り返
し実行し、位相補正および再構成を繰り返す場合の処理
の流れを示したものである。１つのメインスキャンＡ又
はＢでは、シングルショット又はマルチショットによ
り、１フレームの画像データの再構成に必要な全エコー
データが収集され得るものとする。
【００７６】図１０（ａ）のメインスキャンＡ、図１０
（ｂ）のメインスキャンＢが交互に繰り返し実行され
る。最初のメインスキャンＡ1 のエコーデータは、位相
補正データが足りないため、補正できない。次のメイン
スキャンＢ1 が終了すると、直前のメインスキャンＡ1
の位相エンコード量＝０のエコーデータと、メインスキ
ャンＢ1 自身の位相エンコード量＝０のエコーデータと
に基づいて、奇数エコー／偶数エコーの位相誤差の差が
位相補正データとして計算される。上記の手順に従い、
この位相補正データに基づいて、当該スキャンＢ1 のエ
コーデータが位相補正される。そして、位相補正された
エコーデータは並び換えられ、これに基づいて画像デー
タρ1(xe,xr)が再構成される。
【００７７】さらに、次のスキャンＡ2 が終了すると、
直前のスキャンＢ1 の位相エンコード量＝０のエコーデ
ータと、スキャンＡ1 自身の位相エンコード量＝０のエ
コーデータとに基づいて奇数エコー／偶数エコーの位相
誤差の差が位相補正データとして計算される。上記の手
順に従い、この位相補正データに基づいて、当該スキャ
ンＡ2 のエコーデータが位相補正される。そして、位相
補正されたエコーデータは並び換えられ、これに基づい
て画像データρ2(xe,xr)が再構成される。
【００７８】このようにスキャンＡ，Ｂを交互に繰り返
し実行する場合には、位相補正計算用のエコーデータを
収集するためのショット（テンプレートショット）を不
要にして、時間的に隣接する前後２種類のスキャンＡ，
Ｂで収集した位相エンコード量＝０の１対のエコーデー
タに基づいて、位相補正データを順次計算し、この位相
補正データで位相補正を繰り返し、位相誤差成分が軽減
されたアーチファクトの少ない安定した画像を次々と時
間分解能を低下させずに再構成していくことができる。
しかも、この補正法の場合、常にスキャンの直前および
その瞬間の補正データを用いているので連続スキャンの
最中の変化に対しても素早く対応できるという利点があ
る。このため、連続してスキャンをしながら撮影条件を
変更するような高度な撮像方法にも適用可能である。
【００７９】図１１、１２では、位相補正データは、２
種類のメインスキャンＡ，Ｂそれぞれの位相エンコード
量＝０のエコーデータを用いていたが、シーケンスの中
で、位相補正計算用のエコーデータをイメージング用の
エコーデータとは別に収集するようにしてもよい。ま
た、 dＶab(1,m,xr)によりエコーデータを補正する方法
は、従来例の補正処理を用いてもよい。
【００８０】さらに、図１３（ａ），（ｂ）に示すよう
に、メインスキャンＢの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのス
タートタイミングを、メインスキャンＡの読み出し方向
傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングに対して、隣接する
エコー間隔 dＴGRだけ、時間的にずらす（遅らせる）こ
とにより、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性を相違させ
て、同一のエコー時間で、且つ読み出し方向傾斜磁場Ｇ
ｒの極性が異なる位相補正計算のための１対のエコーデ
ータを取得するようにしてもよい。なお、位相エンコー
ド方向傾斜磁場Ｇｅは、メインスキャンＡ，Ｂ間で時間
的にずれていないことは必須である。このような２種類
のメインスキャンＡ，Ｂでは、両スキャンでフーリエ空
間上にエコーデータが並べられるke方向の範囲が若干異
なる以外、図１０のシーケンスで説明したと同様の補正
処理法が適用され得る。本発明は、上述した実施形態に
限定されることなく種々変形して実施可能である。
【００８１】
【発明の効果】本発明は、高周波励起パルスの後の読み
出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエ
コーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集
するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置に
おいて、エコー時間が同一であって、且つ収集時の読み
出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための
１対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算す
る計算手段と、前記位相補正データに基づいてエコーデ
ータを補正する補正手段と、前記補正されたエコーデー
タに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを
具備する。
【００８２】本発明は、高周波励起パルスの後の読み出
し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコ
ーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集す
るパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置にお
いて、位相補正計算のための第１のエコーデータを収集
する第１の収集手段と、前記第１のエコーデータとエコ
ー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜
磁場の極性が異なる位相補正計算のための第２のエコー
データを収集する第２の収集手段と、前記第１のエコー
データと前記第２のエコーデータとに基づいて位相補正
データを計算する計算手段と、画像再構成のためのエコ
ーデータを収集する第３の収集手段と、前記画像再構成
のためのエコーデータを、前記位相補正データに基づい
て補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに
基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備
する。
【００８３】本発明は、高周波励起パルスの後の読み出
し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコ
ーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集す
るパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置にお
いて、第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシ
ーケンスに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が相違す
る第２のパルスシーケンスとを交互に繰り返し実行する
手段と、時間的に前後する前記第１のパルスシーケンス
と前記第２のパルスシーケンスとで収集されたエコー時
間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場
の極性が異なる１対のエコーデータに基づいて位相補正
データを計算する計算手段と、前記時間的に前後する第
１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスと
の少なくとも一方で収集されたエコーデータを、前記位
相補正データに基づいて補正する補正手段と、前記補正
されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成す
る再構成手段とを具備する。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施形態に係る磁気共鳴診断装置の構成
図。
【図２】第１の実施形態によるＦＩＤタイプの２種類の
テンプレートショットのパルスシーケンスを示す図。
【図３】第１の実施形態によるＦＩＤタイプのメインス
キャンのパルスシーケンスを示す図。
【図４】第１の実施形態によるエコーデータ収集、位相
補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理手順を示
すフローチャート。
【図５】第２の実施形態によるスピンエコータイプの２
種類のテンプレートショットのパルスシーケンスを示す
図。
【図６】第２の実施形態によるスピンエコータイプのメ
インスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図７】第２の実施形態によるエコーデータ収集、位相
補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理手順を示
すフローチャート。
【図８】第１の実施形態のＦＩＤタイプと第２の実施形
態のスピンエコータイプとの両方に適用可能なエコーデ
ータ収集、位相補正データ計算、位相補正、画像再構成
のの処理手順を示すフローチャート。
【図９】比較的短いエコー時間ＴＥの２種類のテンプレ
ートショットと比較的長いエコー時間ＴＥのメインスキ
ャンのパルスシーケンスを示す図。
【図１０】第３の実施形態によるＦＩＤタイプの２種類
のメインスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図１１】第３の実施形態によるエコーデータ収集、位
相補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理手順を
示すフローチャート。
【図１２】第３の実施形態による２種類のメインスキャ
ンの連続的な繰り返しに対する位相補正データ計算、位
相補正、画像再構成の処理の繰り返しを示す図タイムチ
ャ。
【図１３】隣接するエコー間隔 dＴGRだけ読み出し方向
傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングがずらされた２種類
のメインスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図１４】従来の位相補正計算用のエコーデータを収集
するためのテンプレートショットのパルスシーケンス
と、メインスキャンのパルスシーケンスとを示す図。
【図１５】従来のエコーデータ収集、位相補正データ計
算、位相補正、画像再構成の処理手順を示すフローチャ
ート。
【符号の説明】
１…磁石部 ３…静磁場磁石、 ５…傾斜磁場コイル、 ７…ＲＦコイル、 ９…傾斜磁場電源、 １１…送信部、 １３…受信部、 １５…コンピュータシステム、 １７…シーケンスコントローラ、 １９…画像ディスプレイ、 ２１…コンソール。

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 高周波励起パルスの後の読み出し方向傾
    斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り
    返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルス
    シーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、 エコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向
    傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための１対のエ
    コーデータに基づいて位相補正データを計算する計算手
    段と、 前記位相補正データに基づいてエコーデータを補正する
    補正手段と、 前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを
    再構成する再構成手段とを具備することを特徴とする磁
    気共鳴診断装置。
  2. 【請求項２】 前記計算手段は、前記１対のエコーデー
    タの各々に対して１次元の逆フーリエ変換を実行するこ
    とにより、実空間上の読み出し方向に関する位相誤差分
    布Ｖa(xr) 、Ｖb(xr) を求め、各位置での前記位相補正
    データをｄＶ(xr)とし、ｘ*をｘの共役複素数、｜ｘ｜
    をｘの絶対値とすると、 ｄＶ(xr)＝Ｖa(xr) ・｛Ｖb(xr) ｝*／｜Ｖa(xr) ・
    ｛Ｖb(xr) ｝*｜ により求めること特徴とする請求項１記載の磁気共鳴診
    断装置。
  3. 【請求項３】 高周波励起パルスの後の読み出し方向傾
    斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り
    返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルス
    シーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、 位相補正計算のための第１のエコーデータを収集する第
    １の収集手段と、 前記第１のエコーデータとエコー時間が同一であって、
    且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相
    補正計算のための第２のエコーデータを収集する第２の
    収集手段と、 前記第１のエコーデータと前記第２のエコーデータとに
    基づいて位相補正データを計算する計算手段と、 画像再構成のためのエコーデータを収集する第３の収集
    手段と、 前記画像再構成のためのエコーデータを、前記位相補正
    データに基づいて補正する補正手段と、 前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを
    再構成する再構成手段とを具備することを特徴とする磁
    気共鳴診断装置。
  4. 【請求項４】 前記第１の収集手段は前記第１のエコー
    データに位相エンコード情報を与えないために位相エン
    コード用傾斜磁場を発生せず、前記第２の収集手段は前
    記第２のエコーデータに位相エンコード情報を与えない
    ために位相エンコード用傾斜磁場を発生せず、前記第３
    の収集手段は前記再構成のためのエコーデータに位相エ
    ンコード情報を与えるために位相エンコード用傾斜磁場
    を発生することを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴診
    断装置。
  5. 【請求項５】 前記計算手段は、前記第１のエコーデー
    タと前記第２のエコーデータそれぞれに対して１次元の
    逆フーリエ変換を実行することにより、実空間上の読み
    出し方向に関する位相誤差分布Ｖa(xr) 、Ｖb(xr) を求
    め、各位置での前記位相補正データをｄＶ(xr)とし、ｘ
    *をｘの共役複素数、｜ｘ｜をｘの絶対値とすると、 ｄＶ(xr)＝Ｖa(xr) ・｛Ｖb(xr) ｝*／｜Ｖa(xr) ・
    ｛Ｖb(xr) ｝*｜ により求めること特徴とする請求項３記載の磁気共鳴診
    断装置。
  6. 【請求項６】 前記第１の収集手段は高周波励起パルス
    の後に高周波反転パルスを発生し、前記第２の収集手段
    は高周波励起パルスの後に、前記第１の収集手段と実行
    エコー時間が同一となるように高周波反転パルスを発生
    することを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴診断装
    置。
  7. 【請求項７】 高周波励起パルスの後の読み出し方向傾
    斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り
    返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルス
    シーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、 第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシーケン
    スに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が相違する第２
    のパルスシーケンスとを交互に繰り返し実行する手段
    と、 時間的に前後する前記第１のパルスシーケンスと前記第
    ２のパルスシーケンスとで収集されたエコー時間が同一
    であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が
    異なる１対のエコーデータに基づいて位相補正データを
    計算する計算手段と、 前記時間的に前後する第１のパルスシーケンスと前記第
    ２のパルスシーケンスとの少なくとも一方で収集された
    エコーデータを、前記位相補正データに基づいて補正す
    る補正手段と、 前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを
    再構成する再構成手段とを具備することを特徴とする磁
    気共鳴診断装置。
  8. 【請求項８】 前記計算手段は、前記１対のエコーデー
    タの各々に対して１次元の逆フーリエ変換を実行するこ
    とにより、実空間上の読み出し方向に関する位相誤差分
    布Ｖa(xr) 、Ｖb(xr) を求め、各位置での前記位相補正
    データをｄＶ(xr)とし、ｘ*をｘの共役複素数、｜ｘ｜
    をｘの絶対値とすると、 ｄＶ(xr)＝Ｖa(xr) ・｛Ｖb(xr) ｝*／｜Ｖa(xr) ・
    ｛Ｖb(xr) ｝*｜ により求めること特徴とする請求項７記載の磁気共鳴診
    断装置。
  9. 【請求項９】 前記第１のパルスシーケンスには高周波
    励起パルスの後に高周波反転パルスが発生され、前記第
    ２のパルスシーケンスには高周波励起パルスの後に、前
    記第１のパルスシーケンスと実行エコー時間が同一とな
    るように高周波反転パルスが発生されることを特徴とす
    る請求項７記載の磁気共鳴診断装置。
  10. 【請求項１０】 前記計算手段は、前記第１のパルスシ
    ーケンスの実効エコー時間で収集されたエコーデータ
    と、前記第２のパルスシーケンスの前記第１のパルスシ
    ーケンスと同じ実効エコー時間で収集されたエコーデー
    タとを前記１対のエコーデータとして、前記１対のエコ
    ーデータに基づいて前記位相補正データを計算すること
    を特徴とする請求項９記載の磁気共鳴診断装置。
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