WO2007013423A1

WO2007013423A1 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: WO2007013423A1
Application number: PCT/JP2006/314617
Authority: WO
Inventors: Masahiro Takizawa; Tetsuhiko Takahashi
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2005-07-27
Filing date: 2006-07-25
Publication date: 2007-02-01
Also published as: JP2013046837A; US20110089948A1; JP5661723B2; US20100141253A1; CN101232845A; JPWO2007013423A1; CN101232845B; US7847546B2; EP1911400A4; US8344729B2; EP1911400A1; JP5179182B2

Abstract

　静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場を発生する手段と、被検体から発生するエコー信号を受信する手段とを備え、ｋ空間における１以上の計測軌跡に対応するエコーデータを、該計測軌跡のｋ空間座標軸に対する角度を変えながら計測し、角度毎に少なくとも一つの計測データを収集する撮影手段と、前記計測データをｋ空間に再配置し画像再構成する画像再構成手段とを備えたMRI装置において、画像再構成手段は、ｋ空間への計測データの再配置に先立ち、角度毎に、計測データから選択した基準データをもとに補正用位相を算出し、算出された補正用位相を用いて計測データを位相補正する。これにより撮影時間を延長することなく、傾斜磁場の非線形性や磁場不均一に起因するアーチファクトを低減する。

Description

明細書

磁気共鳴イメージング装置

技術分野

[0001] 本発明は、核磁気共鳴 (以下、「NMR」と略記する）現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング (以下、「MRI」と略記する）装置に関し、特に k空間を放射状にサンプリングするシーケンスを用いた時に発生するアーチファタトを低減する技術に関する。

背景技術

[0002] MRI装置では、撮影中に被検体が動ヽた場合、その影響は画像全体に及び、位相エンコード方向に画像が流れた様なアーチファクト（以下、「体動アーチファクト」と略記する）が生じる。これは、一般的に k空間と呼ばれるデータ空間上の各格子点のェコー信号をサンプリングする際に、周波数エンコード方向に平行なサンプリングを位相エンコード方向に繰り返す（以下、「直交系 (Cartesian)サンプリング法」と、う)為である。

[0003] この直交系（Cartesian)サンプリング法に対して、非直交系（Non-Cartesian)サンプリングと呼ばれる手法があり、ラディアルサンプリング法 ([非特許文献 1])や、ラディアルサンプリング法に位相エンコードを組み合わせた、ハイブリッドラディアル法 ([非特許文献 2]、この文献ではプロペラ MRI法といわれている）がその一例である。

[0004] ラディアルサンプリング法は、 k空間の略一点（一般的には原点）を回転中心として回転角を変えながら放射状にサンプリングを行い、一枚の画像再構成に必要なェコ一信号を得る技術である。ラディアルサンプリング法を用いて撮影を行った場合、放射状にサンプリングを行うことから、体動アーチファクトが画像の周辺に散らばる（つまり、注目すべき視野の外側へ出る)ため、直交系サンプリング法の撮影と比較して体動アーチファクトが目立たなくなり、体動に対してロバストといわれている。

[0005] しかし、ラディアルサンプリング法は、 k空間を放射状に取得することから、エコー信号毎に撮影面内の読み出し傾斜磁場の配分が異なることになる。そのため、傾斜磁場の非線形性や磁場不均一があると、この影響がエコー信号毎に変化することになる。つまり、 k空間の座標に基づいて計算した、シーケンス実行時の傾斜磁場印加量と、エコー信号取得時に実際に印加された傾斜磁場量とが異なることになり、エコー信号を正しい k空間の座標に配置できない。このようなことから、直交系サンプリング法と比較して、ラディアルサンプリング法は画像に傾斜磁場の非線形性や磁場不均一によるアーチファクトを生じやすい、という問題がある。ラディアルサンプリング法における上記アーチファクトを補正するため、シーケンス実行前にあら力じめ傾斜磁場の非線形性を測定しておき、本計測に反映する手法がある [非特許文献 3]。

[0006] 非特千文献 1 : G.H. Glover et al, Projection Reconstruction Techniques for Reductio n of Motion Effectsin MRI, Magnetic Resonance in Medicine 28: 275—289 (1992) 非特許文献 2 :JamesG. Pipe, Motion Correction With PROPELLER MRI: Applicatio n to Head Motion and Free— BreathingCardiac Imaging, Magnetic Resonance in Medi cine 42: 963-969(1999)

非特許文献 3 : D.C. Peters et al, Centering the Projection Reconstruction Trajector y: Reducing GradientDelay Errors, Magnetic Resonance in Medicine 50: 1-6(2003) 発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0007] [非特許文献 3]に開示された手法では、傾斜磁場の非線形を測定するための余分な計測が必要になるので、全撮影時間が延長してしまう課題がある。

そこで本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、ラディアルサンプリング法、或いはノ、イブリツドラディアル法にぉ、て、付加的なデータ計測をしな、で撮影時間を延長すること無ぐ傾斜磁場の非線形性や磁場不均一に起因するアーチファクトを低減することを目的とする。

課題を解決するための手段

[0008] 前記課題を解決するために、本発明の MRI装置は次の様に構成される。

静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場を発生する手段と、被検体から発生するエコー信号を受信する手段とを備え、 k空間における 1以上の計測軌跡に対応するエコーデータを、該計測軌跡の k空間座標軸に対する角度を変えながら計測し、角度毎に少なくとも一つの計測データを収集する撮影手段と、前記計測データを前記 k空間に再配置し画像再構成する画像再構成手段とを備え、

前記画像再構成手段は、 k空間への計測データの再配置に先立ち、前記角度毎に、前記計測データ力選択した基準データをもとに補正用位相を算出し、算出された補正用位相を用いて前記計測データを位相補正する手段を備えたことを特徴とする。

[0009] 本発明の MRI装置は、例えば、ラディアルサンプリング法或いはハイブリッドラディアル法による計測を行なう MRI装置に適用することができ、前者の場合、撮影手段は、一つの角度につき一つの計測軌跡に対応するエコーを計測し、画像再構成手段は、当該一つのエコーを前記基準データとする。また後者の場合、撮影手段は、一つの角度につき、位相エンコードされた複数の平行軌跡に対応するエコーを計測し、画像再構成手段は、前記複数のエコーから選択した少なくとも一つのエコーを前記基準データとする。

なお本発明において計測軌跡とは、 k空間に配置されたエコーデータによって k空間に描かれる仮想的な線を意味し、計測軌跡は一つのエコーを発生させるために付与される傾斜磁場によって決まる。また平行軌跡とは、 k空間において互いに平行である計測軌跡を意味する。

[0010] 本発明の MRI装置は、ラディアルサンプリング法やハイブリッドラディアル法にお!ヽて、傾斜磁場の非線形性ゃ静磁場不均一に起因するアーチファクトを低減することができる。

[0011] 本発明の MRI装置において、位相補正手段は、例えば、基準データを k空間座標の 1つの軸についてフーリエ変換し、変換後のデータの、被検体の存在する位置における位相を補正用位相とする。或いは、基準データを k空間座標の 1つの軸についてフーリエ変換し、変換後のデータの位相を補正用位相として、それぞれの座標位置について補正する。或いは、基準データを k空間座標の 1つの軸についてフーリエ変換し、変換後のデータの位相を関数フィッティングしたものを補正用位相とする。

[0012] 本発明の MRI装置は、連続撮影を行なう MRI装置にも適用できる。

例えば、撮影手段は、 k空間における 1以上の計測軌跡に対応するエコーデータを該計測軌跡の k空間座標軸に対する角度を変えながら計測して一組の計測データの取得を繰り返し、前記位相補正手段は、前記一組の計測データの一つを選択して補正用位相を算出し、当該補正用位相を用いて、他の計測データを補正する。

[0013] また本発明の MRI装置は、被検体を載せたベッドを移動させながら撮影を行なう MR I装置にも適用できる。

例えば、本発明の MRI装置は、被検体を静磁場中で移動させる移動手段をさら〖こ備え、前記撮影手段は、 k空間における 1以上の計測軌跡に対応するエコーデータを該計測軌跡の k空間座標軸に対する角度を変えながら実施する一組の計測データの取得と前記移動手段による被検体の移動とを同期させながら繰り返し、前記位相補正手段は、前記繰り返しにおいて、 1以上の前記一組の計測データの取得毎に補正用位相を更新し、更新された補正用位相を更新後に取得される計測データに適用して位相補正する。

発明の効果

[0014] 本発明は、ラディアルサンプリング法、或ヽはラディアルサンプリング法に位相ェンコードを組み合わせたハイブリッドラディアル法に対し、取得したデータから静磁場不均一や傾斜磁場の非線形性に起因するエコー信号のピークずれを算出して補正することにより、付加的なデータ計測をしないで撮影時間を延長すること無ぐ画像の信号消失などの静磁場不均一や傾斜磁場の非線形性に起因するアーチファクトを低減できる。

発明を実施するための最良の形態

[0015] 以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

[0016] 図 1は本発明が適用される MRI装置の一例の全体構成を示すブロック図である。この MRI装置は、 NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図 1に示すように、静磁場発生系 2と、傾斜磁場発生系 3と、送信系 5と、受信系 6と、信号処理系 7と、シーケンサ 4と、中央処理装置 (CPU)8とを備えて構成される。

[0017] 静磁場発生系 2は、被検体 1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体 1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されて!、る。

[0018] 傾斜磁場発生系 3は、 Χ,Υ,Ζの 3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル 9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源 10とから成り、後述のシーケンサ 4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源 10を駆動することにより、 Χ,Υ,Ζの 3軸方向の傾斜磁場を被検体 1に印加する。 3軸方向の傾斜磁場を組み合わせることにより、任意の方向にスライス方向傾斜磁場パルス (Gs)を発生させて被検体 1に対するスライス面を設定するとともに、任意の方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス (G P)及び周波数エンコード方向傾斜磁場パルス (GDを発生して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

[0019] シーケンサ 4は、高周波磁場パルス（以下、「RFパルス」と、う）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、 CPU8の制御で動作し、被検体 1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系 5、傾斜磁場発生系 3、および受信系 6に送る。

[0020] 送信系 5は、被検体 1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために RFパルスを照射するもので、高周波発振器 11と変調器 12と高周波増幅器 13と送信側の高周波コイル 14aと力も成る。高周波発振器 11から出力された高周波パルスをシーケンサ 4からの指令によるタイミングで変調器 12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器 13で増幅した後に被検体 1に近接して配置された高周波コイル 14aに供給することにより、電磁波 (RFパルス)が被検体 1に照射される。

[0021] 受信系 6は、被検体 1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号 (NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル 14bと増幅器 15と直交位相検波器 16と A/D変換器 17とから成る。送信側の高周波コイル 14aから照射された電磁波によって誘起される被検体 1の応答の電磁波 (NMR信号)が被検体 1 に近接して配置された高周波コイル 14bで検出され、増幅器 15で増幅された後、シーケンサ 4からの指令によるタイミングで直交位相検波器 16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれが A/D変 l7でディジタル量に変換されて、信号処理系 7に送られる。 [0022] 信号処理系 7は、光ディスク 19、磁気ディスク 18等の外部記憶装置と、 CRT等からなるディスプレイ 20とを有し、受信系 6からのデータが CPU8に入力されると、 CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体 1の断層画像をディスプレイ 20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク 18等に記録する。

[0023] なお、図 1にお、て、送信側及び受信側の高周波コイル 14a、 14bと傾斜磁場コイル 9は、被検体 1の周りの空間に配置された静磁場発生系 2の静磁場空間内に設置されている。

[0024] 現在 MRI装置の撮影対象スピン種は、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であるプロトンである。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。

[0025] 次に、上記 MRI装置において実施される撮影方法を説明する。図 2および図 3に、本発明が適用されるラディアルサンプリング法 (以下、「ラディアル MRI法」と、う）およびハイブリッドラディアル (プロペラ MRIとも呼ばれている)法によるパルスシーケンスの例として、それぞれグラディエントエコー系のパルスシーケンス示す。また図 4に直交系サンプリング法によるパルスシーケンス、図 5 (a)、（b)、（d)に、これらパルスシーケンスにより取得したデータの k空間への配置を示す。

[0026] 図 2〜4の RF、 A/D、 echoはそれぞれ、 RFパルス 501、 AD変換（サンプリングウィンドゥ） 505、エコー信号（図 2について 603、図 3について 707〜710、図 4について 506)のタイミングを表す。 Gs、 Gp、 Grは、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場の軸を表す。ラディアル MRI法およびノヽイブリツドラディアル法においては、 Gp、 Grの二つの軸の傾斜磁場が位相エンコード傾斜磁場パルスおよび周波数エンコード傾斜磁場パルスとして印加される。図 2における 507、図 3における 702、図 4における 507は計測の繰り返し又は繰り返し時間 (RFパルス 501の間隔)を、図 2における 506、図 3における 701、図 4における 508は画像取得時間を示す。

[0027] まず図 2に示すラディアル MRI法のパルスシーケンスについて説明する。このパルスシーケンスは、図 4で示した直交系サンプリング法とは、位相エンコード傾斜磁場の軸 Gpにも周波数エンコード傾斜磁場と同様の傾斜磁場 601を印加することと、パルスシーケンスの各繰り返し 507毎に Gp,Gr軸に印加する傾斜磁場 601、 602の振幅を変えることが異なっている。 k空間の縦軸と横軸は、それぞ; tl^立相エンコード傾斜磁場および周波数エンコード傾斜磁場の軸に対応してヽるので、パルスシーケンスの各繰り返し 507で異なる量の傾斜磁場 601、 602の振幅を用いることで、 k空間の略一点を中心として放射状に回転したデータを取得できる。

[0028] 図 2のパルスシーケンスを用、てサンプリングしたェコ一信号を k空間に配置した結果を図 5 (b)に示す。図 5 (b)は、 507を 12回繰り返し、それぞれ 603-1〜603-cのェコ一信号を取得した場合である。この場合、 k空間を均等に埋めるために必要な回転角△ 0 (802)は、

Δ θ = π /12 (1)

であり、このようなサンプリングを行うため、 Gp軸、 Gr軸の傾斜磁場出力 GR,GPは、直交系サンプリング法で用いる周波数エンコード傾斜磁場の出力を G、繰り返し番号を n(l≤n≤12)とした時、

GP=G X sin(A 0 X (n- 1》（2)

GR=G X cos(A 0 X (n- 1》（3)

である。ラディアル MRI法のメリットは、直交系サンプリング法の場合と比較して、少ないエコー数でも分解能が良いことと、体動によるゴースト若しくはアーチファクトが発生しにくいことである。また、撮影時の回転角を調整することで、被検体の体動による画質への影響を少なくできる。

[0029] ハイブリッドラディアル法のパルスシーケンスは、上述のラディアル MRI法に位相ェンコードを付カ卩したものであり、図 3に示すように、計測 701を複数（図では 4つ）のブロック 702-1〜702-4に分割し、それぞれのブロック内で複数（図では 5個）のエコー信号を取得する。このパルスシーケンスと図 2に示すラディアル MRI法のパルスシーケンスとの違いは、ブロック 702-1〜702-4毎に異なる k空間上の回転角となるように、傾斜磁場出力を設定し、それぞれのブロック 702-1〜702-4内では、位相エンコードパルスを付カ卩していることである。図 3では、傾斜磁場パルス 703、 704は回転角度に応じて出力が変化する傾斜磁場パルス、傾斜磁場パルス 703、 704の前に出力される傾斜磁場パルス 705、 706は位相エンコード量を付加する傾斜磁場パルスである。図の場合では、第 1のブロック 702-1内で位相エンコード量 705-1の異なる 5つのエコー信号 7 07-1〜707-5を取得した後、第 2のブロック 702-2に移行して、位相エンコード量 705- 2及び 706-2の異なる 5つのエコー信号 708-1〜708-5を取得する。この操作を第 3のブロック 702-3、第 4のブロック 702-4についても同様に行い、エコー信号 709-1〜709 -5、 710-1〜710-5を取得し、画像再構成に必要な全てのエコー信号を取得する。なお、図の場合は、ブロック 702-1は Ky軸に、ブロック 702-3は Ky軸に並行となるようにシーケンスを実行して!/、る (ブロック 702-1とブロック 702-3は互、に直交する)ため、傾斜磁場ブロック 706-1と 705-3には位相エンコード成分が含まれず、出力が一定である。

[0030] このようにして取得したエコー信号を、 k空間に配置した結果を、図 5(d)に示す。この場合では、各ブロック 702-1〜702-4毎に、角度 804で回転し、それぞれのブロック内では位相エンコード量が異なる 5個のエコー信号を取得している。例えば、第 1のブロック 702-1では、位相エンコード量の異なる 5つのエコー信号群 707-1〜707-5を取得しており、第 2のブロック 702-2では、第 1のブロックと同様に位相エンコード量の異なる 5つのエコー信号群 708-1〜708-5を取得する。これらブロックのデータを k空間に配置すると、それぞれ 805-1 ,805-2となり、ブロック間は互、に角度 804だけ異なつている。なおハイブリッドラディアル法では、回転角度毎の計測の単位を意味するブロックは、ブレードとも呼ばれる。

[0031] ラディアル MRI法およびハイブリッドラディアル法で取得したデータは、 k空間の規則正しい格子座標にはのらない。そこで、サンプリングしたデータ力補間処理を用いて、規則正しい格子座標上のデータを作成するグリッディング処理を行なう。グリツデイング処理については、例えば [非特許文献 4]に記載されている。以下、簡単に説明する。

特干文献 4:J.I. Jackson et al, selection of a Convolution Function for Fourier Inv ersion UsingGndding, IEEE Trans. Med. Imaging, vol.10, pp.473— 478

[0032] 図 5(c)は、非直交系サンプリング法で取得したデータを、グリッディング処理して k空間に配置した場合の模式図である。 k空間 801は、図 5(c)の黒丸で示すように規則正しい格子点の座標を有する。しかし、非直交系サンプリングで取得したデータは 803- l〜803-3の様に k空間に対して異なる軌跡 (J¾標)を通るので、白丸で示すサンプリングされたデータは k空間の格子点座標 (図 5(c)中の黒丸)と一致しな、。グリッディング処理では、これらサンプリングされたデータ (図中の白丸)を用いて、補間処理により規則正しい格子点座標 (図 5(c)中の黒丸)にデータを再配置する。補間処理は、例えば Sine関数や Kaiser-Bessel関数の補間用関数を用いて行う。

[0033] グリッディング処理をすることにより、計測データは直交系サンプリングで計測された計測データと同様にフーリエ変換することにより画像再構成することができる。グリツデイング処理において、白丸で示すデータの座標は、そのデータを取得するために設定された (例えば式 (2)、（3)で算出された)傾斜磁場の振幅で決まる座標として扱われる。し力実際にデータを取得する際に印加された傾斜磁場に誤差が生じた場合には、データは実際に配置されるべき座標とは異なる座標 (算出された座標）にあるものとしてグリッディング処理されることになり、その結果、再構成された画像は誤差による影響を受ける。そこで本発明の MRI装置の信号処理系は、グリッディング処理に先立って、取得したデータに対し、傾斜磁場の誤差を補正する処理を行なう。

[0034] まず傾斜磁場の誤差がデータに与える影響について説明する。一例として、エコー信号取得中の読み出し傾斜磁場軸に誤差が生じた場合の例を説明する。図 6は、図 2のシーケンスの一回の繰り返しを示し、読み出し傾斜磁場軸の誤差によって傾斜磁場オフセットを生じて、る場合 (b)と、傾斜磁場オフセットが無、場合 (a)を示してヽる。誤差すなわち傾斜磁場オフセットがない場合には、読み出し傾斜磁場軸に印加したディフェイズ傾斜磁場パルス 301-1と、読み出し傾斜磁場パルス 302-1の積分量が 0となる時間（すなわち、図の場合は A部と B部の面積が同じとなる時間）にエコー信号 301が生じる。

[0035] これに対し、読み出し傾斜磁場方向に傾斜磁場誤差あるいは静磁場不均一によるオフセット- Gがある場合、図 6 (b)のように読み出し傾斜磁場パルスの印加量に、傾

0

斜磁場オフセット量- Gをカ卩えたものがエコー信号取得中に印加された傾斜磁場の

0

総量となるため、傾斜磁場オフセットと同極性に印加するディフェイズ傾斜磁場パルス 301-2の面積は、見かけ上大きくなる (A')。一方、傾斜磁場オフセットと逆極性に印カロされる読み出し傾斜磁場パルス 302-2は、面積が見かけ上小さくなり (B')、読み出し傾斜磁場軸に印加した傾斜磁場パルスの積分量が 0となる時間は、図 6(a)の場合と比較して後ろ側へ Pだけシフトする。

0

[0036] このようなエコー信号のピーク位置シフトは、上述した傾斜磁場オフセットのほか、傾斜磁場の立ち上がり時間のずれや、傾斜磁場の非線形性、静磁場不均一などによっても同様に生じる。ここでは、これらの要因をまとめて傾斜磁場誤差と呼んでいる

[0037] 次にこのような傾斜磁場誤差がラディアル MRI法による計測データに与える影響について、図 7を用いて説明する。図 7は、 k空間中心部を拡大して示しており、白丸は実際に計測したデータ点を、黒丸は k空間の格子点座標を表す。

図 7(a)は、傾斜磁場誤差が無い理想的な状態であり、計測したエコー信号 903上のデータ点は、 k空間の 1点 (図 7では原点)を中心にして放射状に規則正しく並ぶ。

[0038] これに対し、傾斜磁場誤差に起因してピーク位置ずれがあった場合には、 k空間の回転方向に応じてエコー信号を配置すると、図 7 (b)で示すように、ピーク位置のデ一タ点は原点からずれ、エコー信号 904上のデータ点は規則正、放射状にならない。

再構成時のグリッディングではシーケンス計算時の座標を用いるため、すなわち、本来図 7 (b)の白丸で示す位置にある計測データ力図 7 (a)の白丸で示す位置にあるとしてグリッディングがなされるため、この誤差の影響で画像の信号消失などが発生して画質が劣化し、アーチファクトとなる。

ノ、イブリツドラディアル法の場合は、図 5 (d)で示すブロック 805の回転角毎に図 7 (b )と同様の誤差が生じ、この場合もアーチファクトとなる。この傾斜磁場誤差は、読み出し傾斜磁場パルスの印加軸によって変わる要素も含まれるため、ラディアル MRI法では回転角に応じて傾斜磁場誤差の影響が異なることが多!、。

[0039] 以上説明した、ラディアル MRI法のアーチファクト発生要因を踏まえて、本発明の M RI装置の補正処理の実施の形態を説明する。

<第 1の実施の形態 >

本発明の MRI装置の第 1の実施の形態を、図 8を用いて説明する。図 8は、ラディアル MRI法又はハイブリッドラディアル法実施時の補正処理の各処理ステップを示すフローチャートである。なお、図 8の「ブロック」は回転角度毎の単位を表す。つまり、ラディアル MRI法ではブロックは各エコー信号に対応（即ち、ブロック数 =プロジェクション数）し、ハイブリッドラディアル法ではブロックはブレードに対応する（即ち、ブロック数 =ブレード数)。以下、図 8に基づいて各処理ステップを詳細に説明する。

[0040] ステップ 101で、 1ブロックの計測を行う。つまり、ラディアル MRI法では 1つのエコー信号を、ハイブリッドラディアル法では 1つのブレードに属するエコー信号群の計測を行う。

[0041] ステップ 102で、ブロック単位で取得したエコー信号を一次元フーリエ変換してェコ一データとする。つまり、ラディアル MRI法ではステップ 101で計測した 1つのエコー信号を一次元フーリエ変換し、ハイブリッドラディアル法ではステップ 101で計測した 1つのブレードに属するエコー信号群の各々を一次元フーリエ変換する。

[0042] ステップ 103で、ブロック内のエコーデータから、補正の基準となるデータを選出する。図 9に基準データの選出の一例を示す。斜線で示す領域が基準として選出するブロックを表す。図 9(a)は、ブロック数が 10のラディアル MRI法の場合である。ラディアル MRI法の場合はブロック内に 1エコーしか取得しないので、それぞれのブロックのデータを基準データ 110-l〜110-aとする。図 9(b)はブロック 111の数が 5、ブロック内のエコー数が 4のハイブリッドラディアル法の場合である。ハイブリッドラディアル法の場合、ブロック内のデータは全て k空間の回転角が同じであるので、基準データ 112は各ブロック内で一つ選出すればよい。例えば、ブロック内のデータはそれぞれ異なる位相エンコードが付加されている力基準データとしては、位相エンコードを付カ卩しないで取得したデータ (位相エンコードが 0のデータ）を選出すればょ、。

[0043] ステップ 104で、ステップ 103で選出した基準データの位相を算出する。ステップ 105 で、ステップ 104で算出した基準データの位相からブロック内のエコーデータを補正するための位相を作成する。補正用位相作成の具体的な方法は、後述する。

[0044] ステップ 106で、ステップ 105で作成した補正用位相を用いて、ブロック内のエコーデータを補正する。位相補正処理としては、例えば、補正対象となる複素データを C( n,x)、補正用の位相を φ (η,χ)としたとき、補正後のデ一一タ C'(n,x)は、

Re [し'、 η,χノ ]=Re[C、n,x)] X cos( φ (η,χ))— lm[C、n,x)] X sm{ φ (η,χ ) Im[C'(n,x)]=lm[C(n,x)] X cos( φ (n,x)) + Re[C(n,x)] X sin( φ (η,χ)) (8) である (ここで、 Re[],Im[]はそれぞれデータの実部、虚部を表す)。ラディアル MRI法では、各ブロックが 1エコーのみ有するので、補正用位相を取得した基準データのみに対して式 (8)の位相補正を行う。ハイブリッドラディアル法では、ブロック内に複数のデータがあるので、基準データ力作成した補正用位相を用いて各データに対して式（ 8)の位相補正を行う。

[0045] ステップ 107で、ブロック単位で位相補正されたエコー信号を一次元逆フーリエ変換して k空間のデータに戻す。

[0046] ステップ 108で、最終ブロックか否かをチェックし、最終ブロックであれば次のステツプ 109に移行し、最終ブロックでなければステップ 10bを介してステップ 101に戻り、次ぎのブロックの処理を進める。そして、上記 101〜108のステップを最後のブロックになるまで繰り返す。つまり、上記ステップ 101〜107を、ラディアル MRI法ではエコー信号毎に、ハイブリッドラディアル法ではブレード毎に繰り返す。

[0047] ステップ 109で、位相補正された全ブロックデータをグリッディングして、 k空間の各格子点上のデータを求める。ステップ 10aで、ステップ 109でグリッディングされた k空間データを二次元フーリエ変換して画像を得る。以上迄が、図 1のフローチャートの説明である。

[0048] 次に上記ステップ 105で行われる補正用位相作成の具体的方法を説明する。ステツプ 105で作成される補正用位相は、以下に例示するものがあり、いずれかを上記式（ 8)の φ (η,χ)として用いる。以下の補正用位相を用いた補正は、以下の番号順により精緻な補正となる。

[0049] 1.位相オフセット成分

取得したエコー信号をグリッディングして k空間データを作成する際、エコー信号の位相オフセットがエコー毎に異なる場合、エコー間で信号が打ち消し合い画質が劣化する。そこで、全てのエコー信号について位相オフセット成分を計算し補正することでこれを改善する。エコー信号の位相オフセット成分は、フーリエ変換後のデータにも同量の位相オフセットとなるので、基準データ力も位相オフセットを算出して補正するのが良い。この時、位相オフセットは、位相の一次成分や高次成分の影響を避けるため、基準データの中心座標 (例えば、基準データの点数が Xの場合、 X/2の位置)の位相を用い、

φ (n)=arc tan(Im[S(n,X/2)]/Re[S(n,X/2)]) (4)

o

により算出する (ここで、 S(n,x)はブロック内の基準データを表す。 nはブロック番号、 X は位置座表を表す。 )oこの φ (n)を補正用の位相とする。

0

(η,χ) = φ (η) (5)

ο

[0050] 2.単純位相

エコー信号毎のピーク位置のずれを補正するために、基準データの位相をそのまま補正用の位相とすることで、ピーク位置ずれに起因する一次成分の位相補正を行う。従って、補正用の位相は、

φ (n,x) = arc tan(Im[S(n,x)]/Re[S(n,x)]) (6)

である。

このような単純位相による位相補正によって、例えば図 7(a)に示されている様に、位相補正された k空間内のエコー信号群は所定の略一点 (例えば原点)を中心に回転対称な配置となる。つまり、ブロック毎のエコー信号の、読み出し傾斜磁場方向のピーク位置が略一致して、その一致点を中心とした回転対称な配置となる。また単純位相は位相オフセット成分を含んで、るので、単純位相を用いることにより位相オフセットの補正も同時に行なわれることになる。

[0051] 3.位相フィッティング

静磁場不均一が大きい場合や、撮影対象に脂肪などが含まれる場合には、局所的に位相が回転するので、基準データの位相にはピーク位置ずれ以外にこれらの成分が含まれる場合がある。そのため、基準データの位相をそのまま用いると、局所的に画像コントラストが歪む場合がある。

[0052] そこで、算出したデータを所定の関数でフィッティングすることによって、ピーク位置ずれ以外の位相回転の影響を排除する。フィッティング処理では、基準データの位相をアンラップ処理した後、一次あるいは高次関数を用いてフィッティングするのが良い。例えば、フィッティング用関数として二次関数を用い、各ブロックのフィッティング後の 0次、一次、二次の係数をそれぞれ φ (η)、 φ (η)、 φ (η)とした場合、補正用の位相は

φ (η,χ) = φ (η) X χ²+ φ (η) Χ χ+ (η) (7)

2 1 0

である (フィッティング次数を一次とした場合は、 φ (η)=0である)。

2

[0053] このような位相フィッティングによる位相補正によって、上記 2の単純位相を用いた補正と同様に、位相補正された k空間内のエコー信号群は所定の一点 (例えば原点）を中心に回転対称な配置となるが、上記 2の場合と比較して、ピーク位置ずれに起因する以外の位相成分を排除できるので、ブロック毎のエコー信号のピーク位置の一致度をより高めることができる。以上迄が、補正用位相作成の具体的方法の説明である。

[0054] 以上説明したように本実施例によれば、静磁場不均一や傾斜磁場の非線形性に起因するエコー信号のピークずれがあっても、それを補正することにより、画像の信号消失などのアーチファクトを低減して、画質を向上させることができる。

[0055] <第 2の実施の形態 >

次に、本発明の MRI装置の第 2の実施の形態を説明する。第 1の実施の形態との主な違いは、最初に全ての計測 201を実施後、データを補正用する点、および基準デ一タは各ブロック力選択するのではなぐ所望のブロック間隔を置、て選択することができる点である。図 10は、本実施の形態による、ラディアル MRI法又はハイブリッドラディアル法実施時の補正処理の各処理ステップを示すフローチャートである。尚、図 8のフローチャートと同じ処理を表す処理ステップには、同じステップ番号を付している。また図 10の「ブロック」は回転角度毎の単位を表すことも図 8と同様である。以下、図 8のフローチャートと異なる処理ステップのみ詳細に説明し、同じ処理ステップについは概要を説明するのみとする。

[0056] ステップ 201で、全ブロックのデータを計測する。

ステップ 102で、全ブロックのエコー信号をそれぞれ一次元フーリエ変換してエコーデータとする。つまり、図 8のステップ 102の処理を、全ブロックについて行う。

ステップ 202で、補正用位相を取得するための基準データを選出する。基準データは、図 8のステップ 103と同様にブロック毎に選出しても良いし、任意のブロックのデータを選別して選択しても良い。選択の一例を図 9(c)に示す。図 9(c)は、図 9(a)と同一の計測の場合である力基準用データとして、 113のみを選択し、 114は基準用データとして選択しな、場合である。

[0057] ステップ 104で、図 8のステップ 104と同様に、ステップ 202で選出した基準データの位相を算出する。ステップ 105で、図 8のステップ 105と同様に、ステップ 104で算出した基準データの位相力もブロック内のデータを補正するための位相を作成する。補正位相は、前述した 1〜3 (位相オフセット、単純位相、位相フィッティング）のいずれを用いてもよい。

[0058] ステップ 203で、ステップ 105で作成した補正用位相を元に、補正用位相の補間処理を行う。この補間処理は、基準データをブロック毎に選択した場合には行なわなくてもよい。基準データを任意の間隔で選択したブロックから選択した場合に、選択したブロックで作成された補正用位相を用いて、選択されな力つたブロックの補正用位相を補間により求める。

[0059] 補間処理としては、各ブロックで作成した補正用位相 φ (η,χ)をブロック方向（η方向 )に所定の関数でフィッティングする。例えば二次関数でフィッティングする場合、フィッティング後の 0次、一次、二次の係数をそれぞれ φ (X), φ (X), φ (X)としたとき、補正

0 1 2

用の位相は、

φ (η,χ)= φ (χ) Χ η + φ (χ) Χ η+ φ (χ) (9)

2 1 0

である。この補正用位相は、ラディアル MRI法又はノ、イブリツドラディアル法で問題となる傾斜磁場誤差が、傾斜磁場印加軸の割合に依存して変化することを考慮したものである。

[0060] ブロック方向の補間処理を行なうことにより、少ないブロックのデータ力補正用位相を作成できる。従って、例えばブロックの基準データが極端に歪んで劣化した場合、基準データをリジェクトすることが考えられる力この場合にも適用できる。

[0061] ステップ 106で、図 8のステップ 106と同様に、ステップ 203で作成した各ブロックの補正用位相 φ (η,χ)を用いて、ブロック毎にそのブロック内のデータを位相補正する。ステップ 107で、図 8のステップ 107と同様に、ブロック単位で位相補正されたエコー信号を一次元逆フーリエ変換して k空間のデータに戻す。

ステップ 109で、図 8のステップ 109と同様に、位相補正された全ブロックデータをダリッデイングして、 k空間の各格子点上のデータを求める。

ステップ 10aで、図 8のステップ 10aと同様に、ステップ 109でグリッディングされた k空間データを二次元フーリエ変換して画像を得る。

以上迄が、図 10のフローチャートの説明である。

[0062] 以上説明した第 1および第 2の実施の形態では、ステップ 105で補正用位相を作成する際、高次関数でフィッティングする例（段落番号 0051で説明した、 3.位相フイツティング)を示した力フィッティング結果のうち、特定の次数の係数のみを用いて補正用位相を作成することもできる。この場合は、まずフィッティング関数として高次関数を用いてフィッティング後の位相マップを得るとともに、結果 (フィッティング後の位相マップ)から、エコーのピーク位置ずれに直接関係する一次の成分を取り出し、この成分の補正を行なう。これにより、フィッティング後の位相マップの精度を向上でき、最初力フィッティング関数として一次関数を用いた場合よりも補正の精度を良くすることがでさる。

[0063] また、ステップ 203で補正用の位相を補間する際も、特定の次数の係数のみを補間して使用することもできる。これも、エコーのピーク位置ずれに起因する成分のみを補正するのに効果的である。

[0064] <第 3の実施の形態 >

次に、本発明の MRI装置の第 3の実施の形態を説明する。この実施の形態は、位相エンコードを伴うハイブリッドラディアル法で取得したデータの位相補正に適用される。本実施の形態は、第 1の実施の形態或いは第 2の実施の形態の、基準を選択するステップ (ステップ 103或いはステップ 203)において、位相エンコード方向のピークずれを補正する処理を追加すること以外は、第 1の実施の形態或いは第 2の実施の形態と同様である。

[0065] ハイブリッドラディアルシーケンスにお!/、ては、ブロック毎に位相エンコードを付カロしたデータを取得する力このとき、各ブロックで取得したデータに位相エンコード方向 (以下、 PE方向)にピークずれがある場合、位相エンコードを付加しないで取得したデータを基準データとして選出しても、最適なデータではない。

[0066] そこで、基準データの選出ステップ (第 1の実施の形態のステップ 103あるいは第 2の実施の形態のステップ 202)において、図 11に示すような、位相エンコード方向の処理 121〜126をカ卩える。

ステップ 121で、 PE方向にフーリエ変換する。

ステップ 122で、 PE方向の参照データを選出する。参照データ CPE(y)(l≤y≤Y)としては、 PE方向のフーリエ変換後のデータを I(_X,y)(l≤x≤X,l≤y≤Y)とした場合、例えば読み出し方向のデータ点数の中心位置 (X/2 ,y)のデータを選択し、

CPE(y)=I(X/2,y) (10)

とする。

[0067] ステップ 123で、ステップ 122で作成した PE方向の参照データ CPE(y)を用いて、補正用の位相、 Φ(χ,γ)を作成する。このとき、

Φ (x,y)=arc

tan(Im[CPE(y)]/Re[CPE(y)]) (11)

である。また、補正用位相 Φ(χ,γ)の精度を向上するために、関数でフィッティングしても良い。

[0068] ステップ 124で、ステップ 123で作成した補正用の位相 Φ(χ,γ)を用いて、ブロック内のデータを位相補正する。位相補正処理としては、式 (8)と同様の処理を行う。

ステップ 125で、 ΡΕ方向に逆フーリエ変換する。

ステップ 126で、補正用基準データを選出する。これは、第 1の実施例の 103及び第

2の実施例の 203で記載した処理と同じである。

[0069] 以上説明したように本実施の形態によれば、第 1の実施の形態の効果に加えて、傾斜磁場誤差が、傾斜磁場印加軸の割合に依存して変化する場合にも、その誤差の影響を除去して、画質を向上させることができる。

[0070] <第 4の実施の形態 >

次に、本発明の MRI装置の第 4の実施の形態を説明する。上述した第 1から第 3の実施の形態では、 1回の撮像 (一つの k空間データの位相補正)の例を説明したが、本実施の形態は、ダイナミック撮影やフルオロスコピーのような連続撮影に本発明を適用したものである。図 12に連続撮像の一例として、フルオロスコピー（ダイナミック撮像）に本発明を適用した実施の形態を模式的に示す。 [0071] フルオロスコピーは、検査対象の同一領域を時系列的に撮像し、時系列的に得られる画像の表示'更新を繰り返す。ここで撮像は、ラディアル MRI法或いはハイブリツドラディアル法のパルスシーケンスによって行う。時系列画像 132は、それぞれ独立した k空間データ 131- l〜131-nを用いて再構成されたものでもよいし、時間的に隣接する画像同士で k空間データの一部を共用して再構成されたものでもよヽ。図示する実施の形態では、 2枚目以降の画像は、隣接する画像同士で 1つの k空間データの 2 分の 1を共用して画像再構成された場合 (ェコ一シェア法)を示して!/、る。

[0072] 画像再構成に先立ち、ラディアル MRI法或いはハイブリッドラディアル法によって取得した k空間データの回転角度方向（ブロック方向）の位相補正を行なう。位相補正は、前述した第 1〜第 3の実施の形態と同様に行なう。すなわち、 k空間データの各ブロックのデータを一次元フーリエ変換し、変換後のデータ力基準データを選択し、この基準データを用いて補正用位相を作成し、ブロック内のデータを位相補正する。ハイブリッドラディアル法の場合には、さらにブロック内のデータについて位相ェンコード方向にピーク位置を揃えるための位相補正を行なってもよ、。

[0073] 位相補正に用いる補正用位相は、 1枚の画像再構成が可能な k空間データが収集される度に作成してもよいが、エコーのピーク位置ずれの原因となる傾斜磁場誤差が経時的な要因を含まない場合、 1回だけ作成し、それを全ての画像再構成用のデータに適用することも可能である。或いは連続して取得される k空間データに対し、所定の頻度 (複数回に 1回の割合)で補正用位相を更新し、更新された補正用位相を用いて、その後に画像再構成に供されるデータをブロック毎に位相補正してもよい。

[0074] 図 12に示す実施の形態では、 1枚の画像を再構成可能な k空間データ 131-1が取得されると、その計測データから補正用位相 133-1を作成し、 k空間データ 131-1を補正し、グリッディング後、画像再構成し 1枚目の画像 132-1を作成、表示する。 2枚目の画像 132-2は、 k空間データ 131-1のうち後半で取得されたデータと、 k空間データ 131-2のうち前半で取得されたデータとを用いて画像再構成される。その際、画像再構成に用いるデータは、 k空間データ 131-1を用いて作成された補正用位相 133-1を用いて位相補正される。以後、 k空間データ 131-4が取得されるまでは、補正用位相 1 33-1を用ヽて画像 132-3〜 132-6の再構成に用ヽるデータを補正する。 k空間データ 131-4が取得されると、その計測データ力補正用位相 133-2を作成し、以後のデータの補正に用いる。

[0075] <第 5の実施の形態 >

本発明をベッド移動撮像に適用した第 5の実施の形態を説明する。図 13は、ベッド移動撮像法に本発明による位相補正を適用した例を模式的に示す図である。ベッド移動撮像は、被検体を載せたベッドを静磁場空間 (撮像空間）に対し相対的に移動させながら撮像することにより、大きさに制限のある撮像空間よりも広い被検体領域を撮像する技術である。ベッド移動撮像へのラディアル MRI法或いはノ、イブリツドラディアル法の適用にお、てスライス方向の制限はな!/、が、図ではベッド移動方向に平行な方向をスライス方向とした場合を示している。この撮像方法では、ベッドを連続移動して撮像することにより、 CT装置におけるスパイラルスキャンと同様の撮像が可能となる。ここでは説明を簡単にするために、ベッドをスライス毎にステップ的に移動し撮像する場合を説明する。

[0076] 図 13に示す実施の形態では、足から頭に向けてステップ状にベッドを移動しながら体軸と直交する断面を順次撮像する。ここで 1つのスライス画像データ 141-l〜141-n は、図 12の 1つの k空間データに対応しており、 1つの k空間データから一つのスライス画像データが再構成される。再構成に際しては、第 1〜第 3の実施の形態と同様に、まず 1つの k空間データを一次元フーリエ変換し、変換後のデータ力もブロック毎に基準データを選択し、補正用位相を作成し、ブロック内のエコーのピーク位置が一致するように位相を補正する。一つの k空間データを収集するごとに補正用位相を作成し、位相補正を行なってもよいが、図 13に示す実施の形態では、 3枚のスライスを撮像する度に、新たなに補正用位相を作成し、それを 3枚のスライスを画像再構成するための各計測データに用いて位相補正する。

[0077] ベッド移動撮像では、スライス毎に被検体の撮像位置が異なるので傾斜磁場ゃ静磁場不均一の局所的な変化が静止撮像の場合より多く生じる可能性がある。従ってベッド移動方向に付、て精度よ、補正を行なうためには、補正用位相を作成する頻度を高くするか、作成した補正用位相をベッド移動方向に補間し、補正用位相を作成しなかった計測データに適用する。スライス毎に位相補正後のデータを一次元逆フーリエ変換した後、グリッディングして k空間に再配置し、画像再構成し画像データを作成する。各スライスの画像データを合成することにより被検体の全身画像データを得る。

[0078] 本実施の形態によれば、非直交系サンプリング法を適用したベッド移動撮像において静磁場不均一や傾斜磁場の非線形性に起因するアーチファクトを低減できる。特にベッド移動方向について補正用位相作成の頻度を上げることにより、被検体に依存する磁場不均一の影響も排除することができる。

[0079] 以上、本発明の実施の形態を説明したが、本発明は、以上の実施の形態で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。例えば、上記実施の形態ではグラディエントエコーパルスシーケンスにつ、て記載した力ラディアルサンプリング法及びハイブリッドラディアル法はパルスシーケンスの種類には依存せず、 SEパルスシーケンス、 FSEパルスシーケンス、 EPIパノレスシーケンスなどに適用できる。

[0080] また、ラディアル MRI法及びノヽイブリツドラディアル法の実施の形態として、二次元面内の Gr軸, Gp軸で k空間の回転を行う場合について説明した力 Gr軸, Gp軸は撮影空間の Χ,Υ,Ζの任意の軸と対応させることが可能であり、オブリーク撮影やオフセンター撮影も実行できる。更に、三次元球内での回転を行うこともできる。

[0081] また、図ではラディアル MRI法やハイブリッドラディアル法の例としてブロック数を少なく示したが、実際の撮影では、ブロック数とブロック内のエコー数は任意に設定することができ、この場合も同様の処理を行う。同様に、ラディアル MRI法についても、取得するエコー数及び回転角、セグメント数は任意に設定することができる。図面の簡単な説明

[0082] [図 1]本発明が適用される MRI装置の全体構成を示す図。

[図 2]本発明が適用されるラディアル MRI法のグラディエントエコーのパルスシーケンスを説明する図。

[図 3]本発明が適用されるノ、イブリツドラディアル法のパルスシーケンスを説明する図 [図 4]一般的なグラディエントエコーのパルスシーケンスを説明する図。 [図 5]サンプリング方法と k空間を説明する図。

[図 6]傾斜磁場誤差の影響を説明する図。

[図 7]傾斜磁場オフセットの影響を説明する図。

[図 8]本発明の第 1の実施の形態の信号処理を説明する図。

[図 9]本発明の信号処理を説明する図。

[図 10]本発明の第 2の実施の形態の信号処理を説明する図。

[図 11]本発明の第 3の実施の形態の信号処理を説明する図。

[図 12]本発明を連続撮像に適用した第 4の実施の形態を説明する図。

[図 13]本発明をベッド移動撮像に適用した第 5の実施の形態を説明する図。

符号の説明

1· · '被検体、 2·· '静磁場発生系、 3·· '傾斜磁場発生系、 4· · 'シーケンサ、 5·· '送信系、 6· · ·受信系、 7· · ·信号処理系、 8···中央処理装置 (CPU)、 9· · ·傾斜磁場コィル、 10· · '傾斜磁場電源、 11· ··高周波発振器、 12·· '変調器、 13· ··高周波増幅器、 14a- ··高周波コイル (送信側)、 14 ··高周波コイル (受信側)、 15·· '増幅器、 16··· 直交位相検波器、 17· · 'A/D変換器、 18· · '磁気ディスク、 19· "光ディスク、 20· · · ディスプレイ、 501 · ··高周波パルス、 502·· 'スライス選択傾斜磁場、 503· · '位相ェンコード傾斜磁場パルス、 504· · '周波数エンコード傾斜磁場パルス、 505·· 'データサンプルウィンド、 506· · ·エコー信号、 507· · '繰り返し時間間隔、 508· · '画像取得時間。

Claims

請求の範囲

[1] 静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場を発生する手段と、被検体から発生するエコー信号を受信する手段とを備え、 k空間における 1以上の計測軌跡に対応するエコーデータを、該計測軌跡の k空間座標軸に対する角度を変えながら計測し、角度毎に少なくとも一つの計測データを収集する撮影手段と、前記計測データを前記 k空間に再配置し画像再構成する画像再構成手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、

前記画像再構成手段は、前記 k空間への計測データの再配置に先立ち、前記角度毎に、前記計測データ力選択した基準データをもとに補正用位相を算出し、算出された補正用位相を用いて前記計測データを位相補正する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[2] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記撮影手段は、一つの角度につき一つの計測軌跡に対応するエコーを計測し、前記画像再構成手段は、当該一つのエコーを前記基準データとすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[3] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記撮影手段は、一つの角度につき、位相エンコードされた複数の平行軌跡に対応するエコーを計測し、前記画像再構成手段は、前記複数のエコーから選択した少なくとも一つのエコーを前記基準データとすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[4] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記位相補正手段は、前記基準データを k空間座標の 1つの軸についてフーリエ変換し、変換後のデータの、被検体の存在する位置における位相を前記補正用位相とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[5] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記位相補正手段は、前記基準データを k空間座標の 1つの軸についてフーリエ変換し、変換後のデータの位相を前記補正用位相として、それぞれの座標位置につ V、て補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[6] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記位相補正手段は、前記基準データを k空間座標の 1つの軸についてフーリエ変換し、変換後のデータの位相を関数フィッティングしたものを前記補正用位相とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[7] 請求項 3記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記位相補正手段は、同じ角度で計測された複数のエコーのピーク位置が略一致するように位相補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[8] 請求項 1な、し 6の、ずれか 1項に記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、前記位相補正手段は、複数の選択された角度毎の補正用位相に基づき、他の選択されていない角度についての補正用位相を補間する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[9] 請求項 8に記載の磁気共鳴イメージング装置にお、て、

前記位相補正手段は、角度毎に求めた補正用位相を、放射方向と直交する方向に関数フィッティングする手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[10] 請求項 3な、し 8の、ずれか 1項に記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、前記位相補正手段は、一つの角度について取得された複数のエコーのうち、位相エンコードが 0であるエコーを基準データとして選択することを特徴とする磁気共鳴ィメージング装置。

[11] 請求項 10に記載の磁気共鳴イメージング装置において、

前記位相補正手段は、一つの角度について取得された複数のエコーに対し、位相エンコード方向の位相を補正する処理を行なった後、基準データを選択することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[12] 請求項 11に記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記位相補正手段は、前記複数のエコーを位相エンコード方向にフーリエ変換し、変換後のデータの読み出し方向の中心位置の位相を用、て、前記位相エンコード方向の位相を補正する処理を行なうことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[13] 請求項 11に記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記位相補正手段は、前記複数のエコーを位相エンコード方向にフーリエ変換し、変換後のデータを関数フィッティングして、前記位相エンコード方向の位相を補正する処理を行なうことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[14] 請求項 1な!、し 13の、ずれか 1項に記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、前記撮影手段は、 k空間における 1以上の計測軌跡に対応するエコーデータを該計測軌跡の k空間座標軸に対する角度を変えながら計測して一組の計測データの取得を繰り返し、

前記位相補正手段は、前記一組の計測データの一つを選択して補正用位相を算出し、当該補正用位相を用いて、他の計測データを補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[15] 請求項 1ないし 13のいずれか 1項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記被検体を静磁場中で移動させる移動手段をさらに備え、

前記撮影手段は、 k空間における 1以上の計測軌跡に対応するエコーデータを該計測軌跡の k空間座標軸に対する角度を変えながら実施する一組の計測データの取得と前記移動手段による被検体の移動とを同期させながら繰り返し、

前記位相補正手段は、前記繰り返しにおいて、 1以上の前記一組の計測データの取得毎に補正用位相を更新し、更新された補正用位相を更新後に取得される計測データに適用して位相補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[16] 静磁場に置かれた被検体に所定のパルスシーケンスに従、傾斜磁場および高周波磁場を印加し、 k空間の座標軸に対する角度を変化させながら放射状に計測したデータを用いて前記被検体の画像を再構成する画像再構成方法にぉヽて、各角度の計測データに対し、

同一角度で計測された 1ないし複数の計測データを一次元フーリエ変換する処理（ 1)と、

フーリエ変換後の 1ないし複数の計測データ力少なくとも一つの基準データを選出する処理（2)と、

選出された基準データの位相から補正用位相を作成する処理 (3)と、

前記補正用位相を用いて同一角度で計測された 1ないし複数の計測データを補正する処理 (4)と、補正後の 1ないし複数の計測データを一次元逆フーリエ変換する処理 (5)とを実行するステップと、

一次元逆フーリエ変換後の各角度の計測データを用いて補間により前記 k空間の格子点上にデータを再配置するステップと、

前記 k空間に再配置されたデータ力フーリエ変換により画像再構成するステップとを備えたことを特徴とする画像再構成方法。

[17] 請求項 16に記載の画像再構成方法において、

前記補正用位相を作成する処理（3)は、

選出された基準データの位相から補正用位相を作成する処理 (3— 1)と、前記選別された複数の角度について作成された補正用位相を用いて、選別されな力つた角度の補正用位相を補間により作成する処理 (3— 2)とを含むことを特徴とする画像再構成方法。

[18] 請求項 16または 17に記載の画像再構成方法であって、

各角度の計測データは、位相エンコードの異なる複数のエコーを含み、前記基準データを選出する処理（2)は、前記複数のエコーを位相エンコード方向にフーリエ変換する処理（2— 1)と、

位相エンコードにフーリエ変換されたデータ力参照データを選出する処理（2— 2

)と、

前記参照データを用いて位相エンコード方向の補正用位相を作成する処理（2— 3 )と、

前記位相エンコード方向の補正用位相を用いて前記フーリエ変換されたデータを補正する処理（2— 4)と、

前記補正後のデータを位相エンコード方向に逆フーリエ変換する処理（2— 5)とを含み、

逆フーリエ変換後に基準データを選出することを特徴とする画像再構成方法。