WO2010035569A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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diffusion
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gradient magnetic
magnetic resonance
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陽 谷口
良孝 尾藤
昇一 宮脇
博幸 竹内
俊 横沢
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0

Definitions

  • the present invention relates to magnetic resonance imaging technology.
  • the present invention relates to a technique for correcting the influence of magnetic field fluctuations caused by eddy currents and vibration in diffusion weighted imaging.
  • a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus is a medical image diagnostic apparatus that applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a static magnetic field, measures a signal generated from the subject by nuclear magnetic resonance, and forms an image. .
  • Diffusion-weighted imaging in which diffusion of water molecules is emphasized, is taken as a method capable of capturing an image in which an acute cerebral infarction or tumor is emphasized with a high signal. Since acute cerebral infarction is in a state of cell edema, diffusion is suppressed. In addition, the spread of cells is suppressed because the cells are dense. For this reason, in diffusion weighted imaging, the diffusion coefficient of these parts is smaller than that of other tissues, and the signal is measured high.
  • a typical method for photographing diffusion-weighted images is the diffusion-weighted echo planar method.
  • This method is an ultra high-speed imaging method in which an MPG (motion probing gradient: diffusion-weighted gradient magnetic field) pulse, which is a gradient magnetic field pulse for emphasizing diffusion, is added to the echo planar method that can be photographed with one shot. Since the MPG pulse generally has a high intensity and a relatively long application time, magnetic field fluctuations caused by eddy currents and vibrations generated thereby degrade the image quality.
  • MPG motion probing gradient: diffusion-weighted gradient magnetic field
  • the intensity of the gradient magnetic field pulse for readout and the gradient magnetic field pulse for phase encoding is made zero, and the signal is measured.
  • This measurement is performed at the positions of a plurality of slices in a predetermined slice direction, and the time variation of the magnetic field due to the MPG at each slice position is measured.
  • this magnetic field variation is fitted with a linear function in the slice direction, and the time variation of the static magnetic field and the time variation of the gradient magnetic field in the slice direction are obtained.
  • the constant term of the obtained linear function is a static magnetic field component generated by MPG, and the primary term is a gradient magnetic field component in the slice direction.
  • phase shift (phase offset) and distortion of k-space data are calculated from the static magnetic field component and the gradient magnetic field component measured as described above, the image is corrected by phase offset correction and gridding, and MPG is used. Eliminate the effects of eddy currents.
  • Papadakis NG Gradient Premphasis Calibration in Diffusion-Weighted Echo-Planar Imaging, Magn. Reson. In Med. 2000; 44: 616-624.
  • Smponias T k-space Correction of Eddy Current-Induced Distributions in DW EPI, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 2004; 11: 2187.
  • the intensity of the readout gradient magnetic field pulse and the phase encoding gradient magnetic field pulse is set to zero when measuring the eddy current, the magnetic field variation distributed in the slice plane is integrated and can be measured. Can not.
  • the slice direction at the time of eddy current measurement is the x direction
  • the magnetic field fluctuation in the y direction or the z direction cannot be measured.
  • the correction value of the gradient magnetic field component in the x direction obtained is a constant independent of y or z. Therefore, for example, when taking a diffusion weighted image in which the slice direction is the z direction, the same correction value is used for correcting the eddy current in the x direction in the slice plane regardless of the slice position z.
  • the eddy current is generally not spatially uniform, the optimum correction value varies depending on the slice position z. Therefore, in the above method, an appropriate correction value cannot be obtained, and accurate correction cannot be performed.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances.
  • diffusion-weighted imaging distortion of k-space data due to a time-varying defective magnetic field generated by eddy current and vibration accompanying application of a diffusion-weighted gradient magnetic field pulse is obtained.
  • characteristic data for correcting distortion of k-space data is calculated for each position in the slice direction from the peak shift of the echo depending on whether or not the MPG pulse is applied.
  • characteristic data a distortion amount and a phase offset in the readout direction and the phase encoding direction of the slice plane are calculated. Then, the data in the k space is corrected using the characteristic data calculated at the time of image reconstruction.
  • an imaging means for detecting a magnetic resonance signal generated from the subject by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject placed in a static magnetic field, and the magnetic resonance detected by the imaging means
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising a computing means for processing a signal, the imaging means, and a control means for controlling the computing means, wherein the imaging means is a magnetic resonance signal according to a pulse sequence including application of a diffusion-weighted gradient magnetic field pulse.
  • a reference data acquisition means for acquiring reference data for detecting a distortion amount of k-space data due to the diffusion-weighted gradient magnetic field pulse at an arbitrary position in the slice direction,
  • the calculation means is configured to read out and phase out an arbitrary position in the slice direction from the reference data.
  • Characteristic data calculating means for calculating the distortion amount and phase offset amount in the encode direction as characteristic data of the distortion amount of the k-space data, and magnetic resonance obtained by the diffusion weighted imaging execution means using the characteristic data
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising correction means for correcting k-space data constituted by signals, and image reconstruction means for reconstructing an image from data corrected by the correction means.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows schematic structure of the MRI apparatus of embodiment of this invention. It is the sequence diagram of DWEPI in embodiment of this invention, (a) uses a standard MPG pulse, (b) uses a bipolar type MPG pulse. It is a figure for demonstrating k space in embodiment of this invention, (a) is based on the general echo planar method, (b) shows based on DWEPI. It is a figure which shows an example of the reference data in embodiment of this invention, (a) is a thing when not applying an MPG pulse, (b) is a thing at the time of MPG pulse application. It is a figure for demonstrating the characteristic data calculation process in embodiment of this invention. It is a processing flow at the time of imaging
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 irradiates a high-frequency magnetic field and a nuclear magnetism with a magnet 101 that generates a static magnetic field, a gradient coil 102 that generates a gradient magnetic field, a sequencer 104, a gradient magnetic field power source 105, a high-frequency magnetic field generator 106, and the like.
  • a probe 107 for detecting a resonance signal, a receiver 108, a calculator 109, a display 110, and a storage medium 111 are provided.
  • a subject (for example, a living body) 103 is placed on a bed (table) in a static magnetic field space generated by a magnet 101.
  • the sequencer 104 sends commands to the gradient magnetic field power source 105 and the high frequency magnetic field generator 106 to generate a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field, respectively.
  • the high frequency magnetic field is applied to the subject 103 through the probe 107.
  • the nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 103 is received by the probe 107 and detected by the receiver 108.
  • the sequencer 104 sets a nuclear magnetic resonance frequency (detection reference frequency f0) as a reference for detection.
  • the detected signal is sent to the computer 109, where signal processing such as image reconstruction is performed.
  • the result is displayed on the display 110.
  • the detected signal and measurement conditions can be stored in the storage medium 111 as necessary.
  • a gradient magnetic field coil 102 in which a gradient magnetic field power source 105 is wound in three axes of x, y, and z in accordance with a command from a sequencer 104 described later as a gradient magnetic field including a diffusion-weighted gradient magnetic field pulse.
  • Gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the three-axis directions of x, y, and z are generated and applied.
  • a slice gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in one of x, y, and z to set a slice plane (position) with respect to the subject 103, and the phase encode gradient in the remaining two directions.
  • a magnetic field pulse (Gp) and a readout gradient magnetic field pulse (Gr) are applied to encode position information in each direction in the nuclear magnetic resonance signal.
  • the sequencer 104 normally performs control so that each device operates at a timing and intensity programmed in advance.
  • a program that particularly describes a high-frequency magnetic field, a gradient magnetic field, and timing and intensity of signal reception is called a pulse sequence.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment captures a diffusion weighted image. For this reason, DWEPI (Diffusion Weighted Echo Planar Imaging) including an MPG pulse is provided as a pulse sequence.
  • DWEPI Delivery Weighted Echo Planar Imaging
  • the computer 109 instructs the sequencer 104 to measure the nuclear magnetic resonance signal (echo) according to the DWEPI sequence, and arranges the measured echo in the k space,
  • An image reconstruction unit that reconstructs an image from the arranged echoes and an influence due to magnetic field fluctuations (hereinafter referred to as defective magnetic fields) caused by eddy currents and vibrations caused by MPG pulses from the echoes arranged in the k space are removed.
  • a correction processing unit that performs correction is provided.
  • a reference data acquisition unit that performs measurement (reference measurement) for acquiring reference data serving as a basis for calculating characteristic data used for correction through the sequencer 104 prior to actual imaging, and reference data acquired by the reference data acquisition unit
  • a characteristic data calculation unit for calculating characteristic data used for correction by the correction processing unit.
  • a pulse sequence (hereinafter referred to as a DWEPI sequence) that realizes the DWEPI method used when the diffusion enhancement measurement unit performs diffusion enhancement imaging (main imaging) in the MRI apparatus 100 of the present embodiment will be described.
  • 2A and 2B are sequence diagrams of the DWEPI sequence.
  • RF, Gs, Gp, and Gr represent axes of a high-frequency magnetic field, a slice gradient magnetic field, a phase encoding gradient magnetic field, and a readout gradient magnetic field, respectively.
  • the slice direction in which the slice gradient magnetic field pulse Gs is applied to determine the slice position is defined as the z direction
  • the readout direction in which the readout gradient magnetic field pulse Gr is applied is defined in the x direction
  • the phase encode gradient is defined in the y direction.
  • a high frequency magnetic field (RF) pulse 202 having a proton resonance frequency fh is applied along with application of a slice direction gradient magnetic field pulse 201 in the z direction, and within the target object.
  • the proton of a predetermined slice is excited.
  • the 180-degree pulse 208 is irradiated and read.
  • a plurality of magnetic resonance signals (echoes) 207 are measured while applying a dephasing readout gradient magnetic field 205 and a positive and negative alternating readout gradient magnetic field pulse 206.
  • a blip-shaped gradient magnetic field 210 is applied every time the echo 207 is measured.
  • MPG pulses 211 and 212 are applied before and after the 180-degree pulse 208.
  • the MPG pulse may be applied in any of the slice direction, the readout direction, and the phase encoding direction.
  • an MPG pulse having a large intensity and a long application time is required. For this reason, when performing diffusion weighted imaging, eddy currents generated by MPG pulses and vibrations associated with application of MPG pulses cannot be ignored.
  • the shape of the MPG pulse includes a standard MPG pulse 211 applied in only one of positive and negative directions shown in FIG. 2A, and a bipolar type MPG pulse 212 shown in FIG. 2B.
  • the bipolar MPG pulse 212 is a combination of positive and negative pulses, it is possible to suppress the generation of eddy currents compared to the standard MPG pulse 211. However, it cannot be completely suppressed. In the present embodiment, the influence of eddy currents is corrected using actual measurement results, so that it does not depend on the shape of the MPG pulse. Therefore, the MPG pulse used for the DWEPI sequence may have any shape of the MPG pulse 211 and the MPG pulse 212.
  • the MPG pulse 211 is used will be described as an example.
  • echoes measured by the echo planar method are arranged along the lead-out direction (kr) in the k space as shown in FIG.
  • the case where the phase encoding amount of each echo is ⁇ 8 to 63 (the number of echoes is 72) and the number of sampling points in the readout direction is 128 is shown. Since the echo planar method is used, the number of echoes in the phase encoding direction (kp) is suppressed.
  • the image reconstruction unit reconstructs an image of 128 ⁇ 128 pixels using the half Fourier method and filling the data in the phase encoding direction by calculation.
  • the DWEPI sequence when executed, a defective magnetic field that fluctuates in time due to eddy current and vibration accompanying MPG pulse application is generated. Since the spatial main component of the defective magnetic field is a linear component, the defective magnetic field causes distortion in the k-space data as shown in FIG. Therefore, if normal image reconstruction processing is performed as it is, artifacts (distortion and blurring) occur in the obtained image.
  • the reference data acquisition unit performs reference measurement prior to the main imaging to acquire reference data
  • the characteristic data calculation unit references the defective magnetic field characteristic data that causes distortion in the k-space data. Calculate from the data. Thereafter, actual photographing is performed, and the distortion of k-space data obtained by the main photographing is removed by the correction processing unit using the characteristic data.
  • the characteristic data means the distortion amount of k-space data per unit gradient magnetic field strength of the MPG pulse (distortion amount in the readout direction: dkr, distortion amount in the phase encoding direction: dkp) and the phase offset amount (p 0 ). It is.
  • reference data acquisition processing by the reference data acquisition unit will be described.
  • the same DWEPI sequence as in the main shooting is executed as the reference measurement using the same shooting parameters as in the main shooting, and reference data for calculating the characteristic data is acquired.
  • a defective magnetic field due to vibration or eddy current is not spatially uniform, and the characteristic data depends on the direction and position of the slice. For this reason, characteristic data of a plurality of slice positions is required for each slice direction.
  • at least characteristic data in the slice direction that is the same as the slice direction in the main photographing is necessary.
  • the slice direction of the reference measurement is set to the same direction as the slice direction of the main shooting, shooting is performed at a plurality of slice positions, and the slice data in the same direction as the slice direction of the main shooting is obtained from the obtained reference data.
  • characteristic data is calculated will be described as an example.
  • the following description will be made assuming that the slice direction of the main photographing is the z direction.
  • the distortion amount dkr in the lead-out direction is an echo (first reference) measured by setting all the gradient magnetic field pulses (204 and 210) in the phase encoding direction to zero in the DWEPI sequence shown in FIG. Data) can be observed as a change in peak position (peak shift) depending on the presence or absence of an MPG pulse.
  • FIG. 4 shows an example of first reference data obtained by setting all gradient magnetic field pulses in the phase encoding direction to zero in the DWEPI sequence.
  • FIG. 4A shows an example when no MPG pulse is applied
  • FIG. 4B shows an example when an MPG pulse is applied in any one of x, y, and z directions.
  • the echo peak position 281 (the portion with high luminance) is located at the center (origin) in the readout direction (kr direction) regardless of the echo number.
  • the MPG pulse 211 when the MPG pulse 211 is applied, the echo peak position 281 'shifts in the readout direction (kr direction) as the latter half echoes.
  • the distortion of the k-space data due to the eddy current generated by the MPG pulse 211 appears as a shift of the echo peak position 281. Therefore, the distortion of the k-space data can be measured by detecting the amount of deviation of the echo peak position 281 'when the MPG pulse 211 is applied from the echo peak position 281 when the MPG pulse is not applied.
  • the k-space data distortion amount dkr in the lead-out direction is calculated from the peak shift amount depending on the presence or absence of the MPG pulse of the first reference data acquired as described above.
  • the peak shift amount of the echo is equal to the primary component of the phase of the projection data obtained by inverse Fourier transform of the echo from the principle of Fourier transform. That is, when the peak position is shifted by one point in the kr direction, the phase difference between the ends of the projection data changes by 2 ⁇ . Therefore, the k-space data distortion amount dkr in the lead-out direction is obtained by applying projection data obtained by performing inverse Fourier transform on the first reference data obtained by applying the MPG pulse in the lead-out direction and without applying the MPG pulse.
  • the phase offset amount p 0 is a difference in peak phase of each echo of the reference data depending on the presence or absence of the first MPG pulse.
  • the phase of the echo peak is equal to the zero order component of the phase of the projection data obtained by inverse Fourier transforming the echo from the principle of Fourier transform. Therefore, the phase offset amount p 0 is obtained as the zeroth-order component of the phase difference between the projections with or without MPG of the first reference data.
  • the reference data acquisition unit applies MPG pulses to the x-, y-, and z-axes respectively for the first set of the readout direction and the phase encoding direction as reference measurements.
  • a total of four types of sequences, which are not performed, are executed at a plurality of slice positions with the pulse intensity of the phase encoding gradient magnetic field pulse all set to 0, and first reference data is acquired.
  • the readout direction and the phase encoding direction are switched, and the same four types of sequences are executed at the same plurality of slice positions to obtain second reference data.
  • the pulse sequence to be executed basically follows the DWEPI sequence shown in FIG. 2A except for the above conditions.
  • the measurement parameters of the reference measurement for performing the above-described eight types (eight sets) of multi-slice photographing can be set as follows, for example.
  • the values of measurement parameters other than the measurement parameters to be changed are the same in each of the eight sets of reference measurements.
  • it is desirable that values of measurement parameters other than the change parameter and the phase encoding gradient magnetic field pulse intensity are matched with the imaging conditions of the main imaging.
  • the characteristic data calculated from the reference data depends on the slice direction and the on / off time of the MPG pulse. Therefore, the slice direction and the application time and application interval of the MPG pulse are matched to the imaging parameters of the main imaging as much as possible.
  • the intensity of the MPG pulse in the reference measurement is adjusted so that the peak position can be detected up to the last echo.
  • the bad magnetic field is proportional to the MPG pulse intensity.
  • the intensity of the MPG pulse equivalent to that at the time of actual imaging is used, the intensity is too large and the echo attenuates in a short time due to the defective magnetic field, and the peak position may not be detected until the last echo. Therefore, the MPG pulse intensity in the reference measurement is often set smaller than the same pulse intensity in the main imaging.
  • Characteristic data calculation unit using the reference data s 0 obtained in Reference shooting 8 sets the reference data acquisition unit has acquired, k-space data distortion amount (DKR, dkp) and the phase offset p 0, respectively, the reference data It is calculated as a function of the center time and slice position of each echo at the time of acquisition.
  • each MPG pulse application shaft m (m is one of x, y, z) strain amount DKR m for each of the lead-out direction, the phase encoding direction strain amount dkp m, and the phase offset p 0m is calculated according to the following equation group (1).
  • Each value in the formula group (1) is normalized by the MPG pulse intensity and the visual field.
  • the reference data (echo) s 0 * was measured under the conditions of the subscripts * (readout direction and phase encoding direction, MPG pulse application axis) in the above eight sets of reference measurements. It means reference data (echo).
  • AP and RL indicate a set of the readout direction and the phase encoding direction
  • m and b 1 indicate that the MPG pulse is applied in the m-axis direction
  • b 0 indicates that the MPG pulse is not applied.
  • Show. B 1 also represents the pulse intensity of the MPG pulse.
  • T ′ is the center time of each echo in the reference measurement
  • n e0 is the number of echoes in the reference measurement
  • T e0 is the echo interval in the reference measurement
  • T 00 is the first echo from the off time of the last MPG pulse in the reference measurement.
  • n s0 is the number of slices in the reference measurement
  • FT ⁇ 1 [*] is the one-dimensional inverse Fourier transform
  • Arg [*] is the variable *
  • the functions that return the phase of each point, F 1,1 [*] and F 1,0 [*], respectively, use only data of “region with signal”, and a linear coefficient and a constant term as a result of linear function fitting.
  • n r, n p the lead-out direction of the field of view of each AP and RL
  • n r, n p is the AP and RL
  • Doauto is the direction of the number of sampling points. Note that the domain of definition (sampling point coordinate range) for fitting is [ ⁇ n r / 2, n r / 2-1], [ ⁇ n p / 2, n p / 2-1] for AP and RL, respectively. ].
  • the “region with a signal” is, for example, a region of a pixel having a luminance value greater than or equal to a predetermined value in the projection of the first measured echo (first echo).
  • a maximum value of 0.7 of the luminance value of the projection of the first echo ⁇ 0.7 is set as a threshold value, and an area that is equal to or greater than the threshold value among the pixels of the projection of the first echo is expressed as “signal Is an area.
  • the same area is referred to as an “area with a signal” in all echoes.
  • the coefficient (0.7) for obtaining the threshold varies depending on conditions such as the S / N of the data.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the flow of the characteristic data calculation process of the present embodiment.
  • m a description will be given by using m as a representative.
  • the characteristic data calculation unit for each of AP and RL, the reference data (501, 503) obtained by the sequence of applying the MPG pulse to the m-axis and the reference data (502) obtained by the sequence of not applying it. , 504) are respectively subjected to one-dimensional inverse Fourier transform (steps 505, 506, 507, 508) to obtain projection data.
  • the projection data calculated from the reference data obtained by applying the MPG pulse is divided by the projection data calculated from the reference data obtained without applying the MPG pulse (steps 509 and 510). Since this processing is division of complex data, it is equivalent to obtaining a phase difference between projections.
  • a phase value is calculated from each result (complex data) (steps 511 and 512), and fitting is performed using a linear function.
  • the first-order coefficient and constant term of the linear function are calculated, and for RL, the first-order coefficient is calculated (steps 513, 514, and 515).
  • the results are normalized using the MPG pulse intensity and the field of view (516, 517, 518) in the readout direction (steps 519, 520, 521), and the characteristic data (522, 523, 524) are obtained. obtain.
  • the correction processing unit applies to the k-space data obtained by the actual photographing.
  • the correction process to be performed will be described.
  • the main photographing is performed according to the DWEPI sequence by the diffusion weighting measurement unit.
  • the case where the slice direction is the z direction as described above, and the readout direction is the x direction and the phase encoding direction is the y direction will be described as an example.
  • the obtained imaging data s ′ * is expressed as the following (2) as a function of the center time t of each echo and the slice position z at the time of actual imaging.
  • S ′ * indicates that it is photographing data obtained under the condition of the subscript * at the time of actual photographing.
  • g x, g y, g z is the intensity of MPG pulses for each axis at the time of the shooting
  • n e is the number of echoes during the imaging
  • T e is the echo spacing during the main photographing
  • T 0 is the last time of the shooting
  • n s is the number of slices at the time of actual imaging.
  • Correction processing unit first, using the phase offset p 0, performs phase offset correction.
  • the phase offset correction amount of the imaging data s ′ * is obtained as a proportional addition of the MPG pulse intensity g m of the characteristic data p 0m for each MPG pulse application axis. Therefore, the photographing data s ′′ * after the phase offset correction is obtained by the following equation (3). I is an imaginary unit.
  • k-space data distortion correction for correcting k-space data distortion is performed using the lead-out direction distortion amount dkr and the phase encoding direction distortion amount dkp.
  • the distortion correction of k-space data is performed by shooting data s ''.
  • the signal value of the latticed sampling points (kr, kp) is obtained by performing the coding.
  • w r and w p are the fields of view in the readout direction and the phase encoding direction of the main imaging, respectively.
  • p 0m (t, z), dkr m (t, z) and dkp m (t, z) are p 0m (t ′, z ′), dkr m (t ′, z ′) and dkp m (t ′, z ′), respectively. Is obtained by linear interpolation in the directions of t ′ and z ′.
  • FIG. 6 is a processing flow at the time of photographing according to the present embodiment.
  • the reference data acquisition unit sets the slice direction to the same direction as the main shooting and performs reference measurement (step 602) to obtain reference data (603).
  • the characteristic data calculation unit performs characteristic data calculation processing using the reference data (step 604), and calculates characteristic data (605).
  • the diffusion weighted measurement unit performs diffusion weighted photographing using the photographing parameters determined in step 601 (step 606), and obtains photographing data (607).
  • the correction processing unit performs phase offset correction on the photographic data using the phase offset amount p 0 in the characteristic data (step 608). Thereafter, the correction processing unit performs k-space data distortion amount correction using the k-space data distortion amount (dkr, dkp) by gridding on the data after the phase offset correction processing (step 609). Data (610) is obtained.
  • the image reconstruction unit performs a two-dimensional inverse half Fourier transform (2D half FT ⁇ 1 ) on the k-space data after the k-space data distortion amount correction (step 611) to obtain an image (612).
  • Each graph is a value of three of the 20 slices described above. As shown in the figure, the value of the characteristic data varies greatly depending on the slice. In the present embodiment, since the characteristic data is calculated by measuring reference data for each slice, correction with an optimal correction value is possible for each slice, that is, according to the position in the slice direction.
  • FIG. 8 shows an example in which correction is performed according to the above procedure.
  • FIG. 8 shows one image when 20 multi-slice imaging is performed.
  • 8A is an image before correction
  • FIG. 8B is an image after correction
  • FIG. 8C is an image when the pulse intensity of the MPG pulse is zero.
  • the image contrast is emphasized so as to be displayed.
  • the image shown in FIG. 8A shows that distortion and blurring are caused by the MPG pulse.
  • FIG. 8B by performing the correction processing of the present embodiment, distortion and blurring can be suppressed, and an image equivalent to the image shown in FIG. 8C can be obtained. I can confirm. Note that the noise in FIG. 8B is large because of the effect of diffusion emphasis.
  • the k-space data distortion amount and phase offset amount in the readout direction and the phase encoding direction by the diffusion-weighted gradient magnetic field pulse in the slice plane Calculated as characteristic data, and the k-space data obtained in the actual photographing is corrected using the characteristic data. Therefore, a highly accurate correction value can be obtained for each slice. For this reason, the accuracy of correction is also improved, and the image quality of an image obtained by diffusion weighted imaging is improved. That is, according to the present embodiment, a magnetic resonance imaging apparatus capable of accurately correcting the influence of a defective magnetic field caused by eddy current and vibration caused by a diffusion-weighted gradient magnetic field pulse and suppressing blur and distortion of a diffusion-weighted image is provided. it can.
  • FIG. 9 shows the result of correcting the data photographed under the same conditions by the conventional method and the result of correcting by the method of this embodiment.
  • FIG. 9A shows the result of correcting the conventional method, that is, all slices with the same correction value
  • FIG. 9B shows the method of the present embodiment, that is, the correction value for each slice. It is the result corrected using.
  • a circle is displayed at the original contour position of the subject, and the lower figure in each figure is displayed with the image contrast emphasized.
  • FIG. 9A the blur seen near the top of the circular phantom is suppressed in FIG. 9B, and it can be confirmed that a uniform image is obtained as a whole.
  • the characteristic data must be calculated for each slice direction. For this reason, in the above embodiment, the slice direction in which the reference measurement that is the basis for calculating the characteristic data is matched with the slice direction (z direction as an example) at the time of actual imaging, and the minimum necessary characteristic data is calculated. The case where correction is performed has been described as an example. However, the calculation of the characteristic data is not limited to this.
  • Defective magnetic field depends on the device (magnet and gradient coil) and not on the subject.
  • the device characteristic data is unique to each device, and once measured, the device characteristic data can be commonly used in subsequent photographing. Therefore, in order to shorten the imaging time, data in all slice directions necessary for subsequent main imaging may be acquired in advance and held in the storage medium 111. In this case, in the processing flow shown in FIG. 6, step 602 and step 604 are repeated for each slice direction to acquire characteristic data in each direction.
  • the slice direction, the lead-out direction, and the phase encoding direction in the reference measurement are matched with each direction of the main imaging is described as an example, but the present invention is not limited thereto.
  • the readout direction and the phase encoding direction may be reversed.
  • the direction of each axis may be deviated within a predetermined range (about 20 to 30 degrees).
  • the slice position z ′ and the echo peak time t ′ at the time of reference measurement are not necessarily the same as the slice position z and the echo peak time t at the time of actual imaging is described as an example.
  • the shooting parameters for reference shooting may be set so as to match.
  • linear interpolation becomes unnecessary, and the accuracy of correction increases.
  • reference data is acquired by switching m in three ways of x, y, and z, and characteristic data is calculated so that correction can be made regardless of the direction in which the MPG pulse is applied in actual imaging.
  • the acquisition of the reference data and the calculation of the characteristic data are not necessarily performed for the three axes x, y, and z. You may comprise so that only the reference measurement which applies an MPG pulse to the same direction as the application direction of the MPG pulse at the time of this imaging
  • photography may be performed.
  • the number of reference measurements can be reduced to shorten the measurement time.
  • the number of reference measurements can be reduced, so that the measurement time can be shortened.
  • linear interpolation is performed when the imaging parameters for reference measurement are set so that the slice position z ′ and echo peak time t ′ at the time of reference measurement coincide with the slice position z and echo peak time t at the time of actual imaging. Becomes unnecessary and the correction accuracy is improved.
  • the number of slices for reference measurement may be the same as that for actual photographing. For example, when the number of slices for actual photographing is one, the number of slices for reference measurement may be one.
  • the k-space data distortion amount (dkr, dkp) and the phase offset amount p 0 obtained by the procedure described in the above embodiment have a systematic slight difference between the odd value and the even value. There is. In that case, the correction accuracy may be improved by averaging the values adjacent in time according to the following equation group (5).
  • correction of the influence of the defective magnetic field by the diffusion weighted gradient magnetic field pulse is targeted, but the present invention is not limited to this. It can also be used to correct the influence of a bad magnetic field that cannot be ignored by gradient magnetic field pulses that generate eddy currents and vibrations.
  • 101 Magnet for generating a static magnetic field
  • 102 Gradient magnetic field coil
  • 103 Subject
  • 104 Sequencer
  • 105 Gradient magnetic field power source
  • 106 High-frequency magnetic field generator
  • 107 Probe
  • 108 Receiver
  • 109 Computer
  • 110 Display
  • 111 Storage medium

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Abstract

拡散強調撮影において、拡散強調傾斜磁場パルスの印加に伴う渦電流と振動とによって発生する時間的に変動する不良磁場によるｋ空間データのひずみ量と位相オフセット量を精度よく補正し、画質を向上させる。ｋ空間データのひずみを補正するための特性データを、ＭＰＧパルス印加の有無によるプロジェクションのピークシフトとしてスライス方向の位置毎に算出する。特性データとして、スライス面のリードアウト方向および位相エンコード方向それぞれのひずみ量および位相オフセットを算出する。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関する。特に、拡散強調撮影における渦電流や振動に起因する磁場変動の影響を補正する技術に関する。
　磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、静磁場に置かれた被検体に高周波磁場、傾斜磁場を印加し、核磁気共鳴により被検体から発生する信号を計測し、画像化する医用画像診断装置である。
　急性期の脳梗塞や腫瘍を高信号に強調した画像を撮影可能な方法として水分子の拡散を強調して撮影する拡散強調撮影がある。急性期の脳梗塞は細胞浮腫の状態にあるため拡散が抑制される。また、腫瘍は細胞が密になっているため同じく拡散が抑制される。このため、拡散強調撮影では、これらの部位は、拡散係数が他の組織に比べて小さくなり、信号が高く計測される。
　拡散強調画像の代表的な撮影法としては拡散強調エコープラナー法がある。この方法は、１ショットで撮影できるエコープラナー法に、拡散を強調するための傾斜磁場パルスであるＭＰＧ（ｍｏｔｉｏｎ　ｐｒｏｂｉｎｇ　ｇｒａｄｉｅｎｔ：拡散強調傾斜磁場）パルスを追加した超高速撮影法である。ＭＰＧパルスは、一般に強度が大きく印加時間も比較的長いため、これによって発生する渦電流や振動に起因する磁場変動が画質を劣化させる。
　ＭＰＧを印加した場合に発生する渦電流をスライス方向の傾斜磁場成分として測定し、本撮影時には、その成分をキャンセルするように傾斜磁場を印加することにより、渦電流の影響を抑制する手法がある（例えば、非特許文献１参照）。
　ここでは、拡散強調エコープラナー法のパルスシーケンスを用いて、リードアウト用の傾斜磁場パルスと位相エンコード用の傾斜磁場パルスの強度をゼロにして信号を計測する。この計測を、所定のスライス方向の複数のスライスの位置において行い、各スライス位置におけるＭＰＧによる磁場の時間変動を測定する。そして、この磁場変動をスライス方向に一次関数でフィッティングし、静磁場の時間変動とスライス方向の傾斜磁場の時間変動とを求める。得られた一次関数の定数項がＭＰＧによって発生する静磁場成分であり、一次の項がスライス方向の傾斜磁場成分である。拡散強調画像を撮影する際に、この静磁場成分と傾斜磁場成分をキャンセルするように静磁場と当該スライス方向の傾斜磁場を印加し、ＭＰＧによって発生する渦電流を抑制する。
　また、撮影時にキャンセルするよう傾斜磁場を印加するのではなく、上記手法で得られたＭＰＧにより発生する渦電流による磁場の時間変動を用いて、後処理でアーチファクトを抑制する方法がある（例えば、非特許文献２参照）。ここでは、上述のようにして測定された静磁場成分と傾斜磁場成分からｋ空間データの位相のずれ（位相オフセット）とひずみを算出し、位相オフセット補正とグリッディングにより画像を補正し、ＭＰＧによる渦電流の影響を除去する。
Ｐａｐａｄａｋｉｓ　ＮＧ，　Ｇｒａｄｉｅｎｔ　Ｐｒｅｅｍｐｈａｓｉｓ　Ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ　ｉｎ　Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ－Ｗｅｉｇｈｔｅｄ　Ｅｃｈｏ－Ｐｌａｎａｒ　Ｉｍａｇｉｎｇ，　Ｍａｇｎ．　Ｒｅｓｏｎ．　ｉｎ　Ｍｅｄ．　２０００；４４：６１６－６２４． Ｓｍｐｏｎｉａｓ　Ｔ，　ｋ－ｓｐａｃｅ　Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｅｄｄｙ　Ｃｕｒｒｅｎｔ－Ｉｎｄｕｃｅｄ　Ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎｓ　ｉｎ　ＤＷ　ＥＰＩ，　Ｐｒｏｃ．　Ｉｎｔｌ．　Ｓｏｃ．　Ｍａｇ．　Ｒｅｓｏｎ．　Ｍｅｄ．　２００４；１１：２１８７．
　上述の方法では、渦電流の測定時にリードアウト用傾斜磁場パルスと位相エンコード用傾斜磁場パルスの強度をゼロとしているため、スライス面内に分布する磁場変動は、積分されているため測定することができない。例えば、渦電流測定時のスライス方向がｘ方向の場合は、ｙ方向やｚ方向の磁場変動は測定できない。このため、得られるｘ方向の傾斜磁場成分の補正値は、ｙあるいはｚには依存しない定数となる。従って、例えばスライス方向がｚ方向の拡散強調画像を撮影する場合、スライス面内のｘ方向の渦電流の補正には、スライス位置ｚによらず同じ補正値を使用することになる。しかし、渦電流は、一般に空間的に一様ではないため、スライス位置ｚによって最適な補正値も異なる。従って、上記方法では、適切な補正値が得られず、精度のよい補正ができない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、拡散強調撮影において、拡散強調傾斜磁場パルスの印加に伴う渦電流と振動とによって発生する時間的に変動する不良磁場によるｋ空間データのひずみを精度よく補正し、画質を向上させる技術を提供する。
　本発明は、ｋ空間データのひずみを補正するための特性データを、ＭＰＧパルス印加の有無によるエコーのピークシフトからスライス方向の位置毎に算出する。特性データとして、スライス面のリードアウト方向および位相エンコード方向それぞれのひずみ量および位相オフセットを算出する。そして、画像再構成時に算出した特性データを用いてｋ空間上のデータを補正する。
　具体的には、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する撮影手段と、前記撮影手段で検出した磁気共鳴信号を処理する演算手段と、前記撮影手段および前記演算手段を制御する制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記撮影手段は拡散強調傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスに従って磁気共鳴信号を検出する拡散強調撮影実行手段と、前記拡散強調傾斜磁場パルスによるｋ空間データのひずみ量をスライス方向の任意の位置において検出するためのリファレンスデータを取得するリファレンスデータ取得手段と、を備え、前記演算手段は、前記リファレンスデータから前記スライス方向の任意の位置のリードアウト方向および位相エンコード方向それぞれのひずみ量と位相オフセット量とを前記ｋ空間データのひずみ量の特性データとして算出する特性データ算出手段と、前記特性データを用いて、前記拡散強調撮影実行手段で得られた磁気共鳴信号により構成されたｋ空間データを補正する補正手段と、前記補正手段による補正後のデータから画像を再構成する画像再構成手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
　本発明によれば、拡散強調撮影において、拡散強調傾斜磁場パルスの印加に伴う渦電流と振動とによって発生する時間的に変動する不良磁場によるｋ空間データのひずみを精度よく補正でき、画質が向上する。
本発明の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態におけるＤＷＥＰＩのシーケンス図であり、（ａ）は、標準的なＭＰＧパルスを用いるもの、（ｂ）は、バイポーラタイプのＭＰＧパルスを用いるものである。 本発明の実施形態におけるｋ空間を説明するための図であり、（ａ）は、一般のエコープラナー法によるもの、（ｂ）は、ＤＷＥＰＩによるものを示す。 本発明の実施形態におけるリファレンスデータの一例を示す図であり、（ａ）はＭＰＧパルスを印加しない場合のもの、（ｂ）はＭＰＧパルス印加時のものである。 本発明の実施形態における特性データ算出処理を説明するための図である。 本発明の実施形態における撮影時の処理フローである。 本発明の実施形態の特性データを示す図であり、（ａ）はｄｋｒ、（ｂ）はｄｋｐ、（ｃ）はｐ０をそれぞれ示す。 本発明の実施形態による補正の効果を説明するための図であり、（ａ）は補正前の画像、（ｂ）は補正後の画像、（ｃ）はＭＰＧパルスを印加しない場合の画像である。 本発明の実施形態による補正の効果を説明するための図であり、（ａ）は従来法による補正結果、（ｂ）は、本実施形態の手法による補正結果を示す。
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本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し、その繰り返しの説明は省略する。
　まず、本実施形態のＭＲＩ装置について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場発生器１０６と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出するプローブ１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、ディスプレイ１１０と、記憶媒体１１１とを備える。被検体（例えば、生体）１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内の寝台（テーブル）に載置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、プローブ１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（検波基準周波数ｆ０）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。
　本実施形態のＭＲＩ装置１００では、拡散強調傾斜磁場パルスを含む傾斜磁場として、後述するシーケンサ１０４からの命令に従って傾斜磁場電源１０５がｘ、ｙ、ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１０２を駆動することにより、ｘ、ｙ、ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが生成され、印加される。より具体的には、ｘ、ｙ、ｚのいずれかの１方向にスライス傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１０３に対するスライス面（位置）を設定し、残り二つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）とリードアウト傾斜磁場パルス（Ｇｒ）とを印加して、核磁気共鳴信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。本実施形態のＭＲＩ装置１００では、拡散強調画像を撮影する。このため、パルスシーケンスとして、ＭＰＧパルスを含む、ＤＷＥＰＩ（Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ　Ｗｅｉｇｈｔｅｄ　Ｅｃｈｏ　Ｐｌａｎａｒ　Ｉｍａｇｉｎｇ）を備える。
　また、本実施形態の計算機１０９は、ＤＷＥＰＩシーケンスに従って核磁気共鳴信号（エコー）を計測することをシーケンサ１０４に指示し、計測されたエコーをｋ空間に配置する拡散強調計測部と、ｋ空間に配置されたエコーから画像を再構成する画像再構成部と、ｋ空間に配置されたエコーからＭＰＧパルスによる渦電流と振動とに起因する磁場変動（以後、不良磁場と呼ぶ。）による影響を取り除く補正を行う補正処理部を備える。さらに、補正に用いる特性データを算出する基礎となるリファレンスデータを取得するための計測（リファレンス計測）を本撮影に先立ってシーケンサ１０４を通じて行うリファレンスデータ取得部と、リファレンスデータ取得部が取得したリファレンスデータから上記補正処理部が補正に用いる特性データを算出する特性データ算出部とを備える。これらの各機能は、記憶媒体１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。
　まず、本実施形態のＭＲＩ装置１００で、拡散強調計測部が拡散強調撮影（本撮影）を行う際に用いる、ＤＷＥＰＩ法を実現するパルスシーケンス（以下、ＤＷＥＰＩシーケンスと呼ぶ。）について説明する。図２（ａ）および（ｂ）は、ＤＷＥＰＩシーケンスのシーケンス図である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場の軸を表す。以下、本実施形態では、一例として、上記スライス傾斜磁場パルスＧｓを印加してスライス位置を決定するスライス方向をｚ方向、リードアウト傾斜磁場パルスＧｒを印加するリードアウト方向をｘ方向、位相エンコード傾斜磁場パルスＧｐを印加する位相エンコード方向をｙ方向とする場合を例にあげて説明する。
　図２（ａ）および（ｂ）に示すように、ＤＷＥＰＩでは、まず、ｚ方向のスライス方向傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトン共鳴周波数ｆｈの高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を照射し、対象物体内の、所定のスライスのプロトンを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス２０３と磁化に位相エンコード方向（ｙ方向）の位置情報を付加するためのディフェーズ用位相エンコード傾斜磁場パルス２０４を印加した後、１８０度パルス２０８を照射し、リードアウト方向（ｘ方向）の位置情報を付加するためにディフェーズ用リードアウト傾斜磁場２０５と正負交互のリードアウト傾斜磁場パルス２０６を印加しながら複数の磁気共鳴信号（エコー）２０７を計測する。このとき、位相エンコード方向（ｙ方向）の位置情報を付加するために、エコー２０７を計測する毎にブリップ状の傾斜磁場２１０を印加する。
　ＭＰＧパルス２１１、２１２は１８０度パルス２０８の前後に印加される。ここでは、一例としてリードアウト方向（ｘ方向）に印加する場合を示す。ＭＰＧパルスの印加は、スライス方向、リードアウト方向、位相エンコード方向のいずれであってもよい。十分な拡散強調を行うためには、強度が大きく印加時間の長いＭＰＧパルスが必要である。このため、拡散強調撮影を行う場合、ＭＰＧパルスにより発生する渦電流や、ＭＰＧパルスの印加に伴う振動を無視できない。なお、ＭＰＧパルスの形状には、図２（ａ）に示す、正負いずれか一方向のみに印加する標準的なＭＰＧパルス２１１、図２（ｂ）に示す、バイポーラタイプのＭＰＧパルス２１２があり、いずれであってもよい。バイポーラタイプのＭＰＧパルス２１２は正負のパルスを組み合わせるものであるため、標準的なＭＰＧパルス２１１よりは渦電流の発生を抑制することが可能である。ただし、完全に抑制することはできない。なお、本実施形態では、渦電流による影響を実際の計測結果を用いて補正するため、ＭＰＧパルスの形状には依存しない。従って、ＤＷＥＰＩシーケンスに用いるＭＰＧパルスは、ＭＰＧパルス２１１およびＭＰＧパルス２１２のいずれの形状であってもよい。以下、本実施形態では、ＭＰＧパルス２１１を用いる場合を例にあげて説明する。
　なお、一般にエコープラナー法により計測されたエコーは、図３（ａ）に示すようにｋ空間上のリードアウト方向（ｋｒ）に沿って配置される。ここでは、一例として、各エコーの位相エンコード量が－８から６３（エコー数が７２個）、リードアウト方向のサンプリング点数が１２８である場合を示す。エコープラナー法を用いるため、位相エンコード方向（ｋｐ）のエコー数を抑えている。画像再構成部は、ハーフフーリエ法を用い、位相エンコード方向のデータを計算により充填し、１２８×１２８画素の画像を再構成する。
　上述のように、ＤＷＥＰＩシーケンスを実行すると、ＭＰＧパルス印加に伴う渦電流と振動とによって時間的に変動する不良磁場が発生する。不良磁場の空間的な主成分は線形成分であるため、不良磁場によって図３（ｂ）に示すようにｋ空間データにひずみが生じる。従って、このまま通常の画像再構成処理を施すと、得られる画像にアーチファクト（ひずみとぶれ）が発生する。
　そこで、本実施形態では、リファレンスデータ取得部により本撮影に先立ちリファレンス計測を行ってリファレンスデータを取得し、特性データ算出部によりｋ空間データにひずみを発生させる要因となる不良磁場の特性データをリファレンスデータから算出する。その後、本撮影を行い、補正処理部により、本撮影で得られたｋ空間データのひずみを特性データを用いて取り除く。ここで、特性データとは、ＭＰＧパルスの単位傾斜磁場強度当たりのｋ空間データのひずみ量（リードアウト方向のひずみ量：ｄｋｒ，位相エンコード方向のひずみ量：ｄｋｐ）および位相オフセット量（ｐ０）である。以下、各処理部による処理の詳細について説明する。
　まず、リファレンスデータ取得部によるリファレンスデータ取得処理について説明する。リファレンスデータ取得処理では、基本的に本撮影と同じ撮影パラメータを用いて本撮影と同じＤＷＥＰＩシーケンスをリファレンス計測として実行し、特性データを算出するためのリファレンスデータを取得する。一般に振動や渦電流による不良磁場は空間的に一様ではなく、特性データは、スライスの方向や位置に依存する。このため、スライス方向毎に複数のスライス位置の特性データが必要である。本撮影で取得したｋ空間データを補正するためには、少なくとも、本撮影のスライス方向と同一のスライス方向の特性データが必要である。本実施形態では、リファレンス計測のスライス方向を、本撮影のスライス方向と同一方向に設定し、複数のスライス位置で撮影を実行し、得られたリファレンスデータから、本撮影のスライス方向と同一方向の特性データを算出する場合を例にあげて説明する。ここでは、一例として、本撮影のスライス方向をｚ方向として以下説明する。
　特性データのうち、リードアウト方向のひずみ量ｄｋｒは、図２（ａ）に示すＤＷＥＰＩシーケンスにおいて、位相エンコード方向の傾斜磁場パルス（２０４および２１０）を全てゼロにして計測したエコー（第一のリファレンスデータ）の、ＭＰＧパルスの有無によるピーク位置の変化(ピークシフト）として観測できる。図４にＤＷＥＰＩシーケンスにおいて、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスを全てゼロにして得た第一のリファレンスデータの例を示す。図４（ａ）は、ＭＰＧパルスを印加しない場合の例であり、図４（ｂ）は、ＭＰＧパルスをｘ、ｙ、ｚのいずれか１軸方向に印加した場合の例である。本図に示すように、ＭＰＧパルスを印加しない場合は、エコーピーク位置２８１（輝度の高い部分）がエコー番号によらずリードアウト方向（ｋｒ方向）の中心（原点）に位置している。しかし、ＭＰＧパルス２１１を印加した場合は、エコーピーク位置２８１’は、後半のエコーほどリードアウト方向（ｋｒ方向）にシフトする。このように、ＭＰＧパルス２１１によって発生する渦電流によるｋ空間データのひずみは、エコーピーク位置２８１のシフトとして現れる。従って、ＭＰＧパルス２１１を印加した場合のエコーピーク位置２８１’の、ＭＰＧパルスを印加しない場合のエコーピーク位置２８１からのずれ量を検出することにより、ｋ空間データのひずみを測定することができる。
　本実施形態では、リードアウト方向のｋ空間データひずみ量ｄｋｒは、上述のように取得した第一のリファレンスデータのＭＰＧパルスの有無によるピークシフト量から算出する。エコーのピークシフト量は、フーリエ変換の原理から、エコーを逆フーリエ変換して得られるプロジェクションデータの位相の一次成分に等しい。すなわち、ピーク位置がｋｒ方向へ１点シフトすると、プロジェクションデータの両端の点の位相差が２π変化する。そのため、リードアウト方向のｋ空間データひずみ量ｄｋｒは、ＭＰＧパルスを印加して得た第一のリファレンスデータをリードアウト方向に逆フーリエ変換して得られたプロジェクションデータと、ＭＰＧパルスの印加無しに得た第一のリファレンスデータから得たプロジェクションデータとの位相差の１次成分として得られる。また、位相エンコード方向のひずみｄｋｐは、第一のリファレンスデータ取得時とリードアウト方向および位相エンコード方向を入れ替えて計測した第二のリファレンスデータから同様に算出する。また、位相オフセット量ｐ０は、第一のＭＰＧパルスの有無によるリファレンスデータの各エコーのピーク位相の差である。エコーピークの位相は、フーリエ変換の原理から、エコーを逆フーリエ変換して得られるプロジェクションデータの位相のゼロ次成分に等しい。そのため、位相オフセット量ｐ０は、第一のリファレンスデータのＭＰＧ有無のプロジェクション間の位相差の０次成分として得られる。
　以上を踏まえ、リファレンスデータ取得部は、リファレンス計測として、リードアウト方向および位相エンコード方向の第一の組について、ＭＰＧパルスをそれぞれｘ、ｙ、ｚ軸に印加するものと、いずれの方向にも印加しないものとの計４種類のシーケンスを、位相エンコード傾斜磁場パルスのパルス強度を全て０にして複数のスライス位置で実行し、第一のリファレンスデータを取得する。さらに、リードアウト方向および位相エンコード方向を入れ替え、同じく４種類のシーケンスを同じ複数のスライス位置で実行し、第二のリファレンスデータを取得する。実行するパルスシーケンスは、上記条件以外は、基本的には図２（ａ）に示すＤＷＥＰＩシーケンスに沿ったものである。
　本実施形態では本撮影のスライス方向をｚ方向としているため、上記８種類（８セット）のマルチスライス撮影を行うリファレンス計測の計測パラメータは、例えば以下のとおりとすることができる。
　スライス方向：ｚ方向、
　リードアウト方向および位相エンコード方向：ｘ方向およびｙ方向とするもの（以下、ＡＰと呼ぶ。）とｙ方向およびｘ方向とするもの（以下、ＲＬと呼ぶ。）の２種類、
　ＭＰＧパルス：ｘ軸方向に印加するもの、ｙ軸方向に印加するもの、ｚ軸方向に印加するもの、いずれにも印加しないものの４種類、
　位相エンコード傾斜磁場パルス強度：０、
　スライス数：２０枚、
　スライス間隔：１ｃｍ、
　エコー間隔（ＩＥＴ）：１ｍｓ、
　マルチエコー数：１００
　なお、上記変更する計測パラメータ（変更パラメータ：リードアウト方向と位相エンコード方向との組み、ＭＰＧパルスの印加の有無、ＭＰＧパルス印加軸）以外の計測パラメータの値は、８セットの各リファレンス計測において一致させる。また、変更パラメータおよび位相エンコード傾斜磁場パルス強度以外の計測パラメータの値は、本撮影の撮影条件に合わせることが望ましい。特に、リファレンスデータから算出する特性データは、スライス方向やＭＰＧパルスのオン／オフ時刻に依存するため、スライス方向とＭＰＧパルスの印加時間および印加間隔は、可能な限り本撮影の撮影パラメータに合わせる。一方、リファレンス計測におけるＭＰＧパルスの強度は、最後のエコーまでピーク位置が検出できるよう調整する。一般に不良磁場はＭＰＧパルス強度に比例する。このため、リファレンス計測において、本撮影時と同等のＭＰＧパルスの強度を用いると、強度が大きすぎて不良磁場によってエコーが短時間に減衰し、最後のエコーまでピーク位置が検出できないことがある。従って、リファレンス計測におけるＭＰＧパルス強度は、本撮影の同パルス強度より小さく設定されることが多い。
　次に、特性データ算出部による特性データ算出処理について説明する。特性データ算出部は、リファレンスデータ取得部が取得した８セットのリファレンス撮影で得たリファレンスデータｓ０を用い、ｋ空間データひずみ量（ｄｋｒ、ｄｋｐ）および位相オフセット量ｐ０を、それぞれ、リファレンスデータ取得時の各エコーの中心時刻およびスライス位置の関数として算出する。
　すなわち、特性データ算出部は、各ＭＰＧパルス印加軸ｍ（ｍはｘ、ｙ、ｚのいずれか）毎のリードアウト方向のひずみ量ｄｋｒｍ、位相エンコード方向のひずみ量ｄｋｐｍ、および位相オフセット量ｐ０ｍを、以下の式群（１）に従って算出する。なお、式群（１）内の各値は、ＭＰＧパルス強度と視野とで規格化されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　式群（１）において、リファレンスデータ（エコー）ｓ０＊は、上記８セットのリファレンス計測の中の添え字＊の条件（リードアウト方向および位相エンコード方向、ＭＰＧパルスの印加軸）で計測されたリファレンスデータ（エコー）であることを意味する。ＡＰ、ＲＬはリードアウト方向および位相エンコード方向の組を示し、ｍ、ｂ１はｍ軸方向にＭＰＧパルスを印加したものであることを示し、ｂ０はＭＰＧパルスを印加しないものであることを示す。なお、ｂ１は、ＭＰＧパルスのパルス強度も表す。また、ｔ’はリファレンス計測における各エコーの中心時刻、ｎｅ０はリファレンス計測におけるエコー数、Ｔｅ０はリファレンス計測におけるエコー間隔、Ｔ００はリファレンス計測における最後のＭＰＧパルスのオフ時刻から最初のエコーの中心時刻までの時間、ｚ’（＝Ｓ０ｊ）はリファレンス計測におけるスライス位置、ｎｓ０はリファレンス計測におけるスライス数、ＦＴ－１［＊］は１次元逆フーリエ変換、Ａｒｇ［＊］は変数＊の各点の位相を返す関数、Ｆ１，１［＊］、Ｆ１，０［＊］はそれぞれ「信号がある領域」のみのデータを用い、一次関数フィッティングした結果の１次の係数と定数項とを返す関数、ｗｒ０、ｗｐ０はそれぞれＡＰとＲＬのリードアウト方向の視野、ｎｒ、ｎｐはそれぞれＡＰとＲＬのリードアウト方向のサンプリング点数である。なお、フィッティングの際の定義域（サンプリング点の座標範囲）はＡＰとＲＬのそれぞれについて［－ｎｒ／２，ｎｒ／２－１］、［－ｎｐ／２，ｎｐ／２－１］とする。
　なお、「信号がある領域」は、例えば、最初に計測したエコー（第一エコー）のプロジェクションにおける、所定の値以上の輝度値を有するピクセルの領域である。具体的には、例えば、第一エコーのプロジェクションの輝度値の最大値×０．７をしきい値とし、第一エコーのプロジェクションの各ピクセルのうち、このしきい値以上となる領域を「信号がある領域」とする。以後、すべてのエコーで同じ領域を「信号がある領域」とする。なお、しきい値を求める際の係数（０．７）は、データのＳ／Ｎなどの条件によって変化する。
　ここで、特性データ算出部が、式群（１）を用いて特性データを算出する特性データ算出処理を説明する。図５は、本実施形態の特性データ算出処理の流れを説明するための図である。各ＭＰＧパルス印加軸ｍ＝｛ｘ，ｙ，ｚ｝毎に以下の処理は実行される。ここでは、ｍで代表して説明する。本図に示すように、特性データ算出部は、ＡＰとＲＬそれぞれについて、ＭＰＧパルスをｍ軸に印加するシーケンスにより得られたリファレンスデータ（５０１、５０３）と印加しないシーケンスにより得られるリファレンスデータ（５０２、５０４）とを、それぞれ１次元逆フーリエ変換し（ステップ５０５、５０６、５０７、５０８）、プロジェクションデータを得る。ＡＰとＲＬそれぞれについて、ＭＰＧパルスを印加して得られたリファレンスデータから算出したプロジェクションデータを、ＭＰＧパルスを印加せずに得たリファレンスデータから算出したプロジェクションデータで除算する（ステップ５０９、５１０）。この処理は、複素データの除算であるため、プロジェクション同士の位相の差分を求めていることに等しい。それぞれの結果（複素データ）から位相値を計算し（ステップ５１１、５１２）、一次関数でフィッティングする。ＡＰについてはその一次関数の１次の項の係数と定数項とを、ＲＬについてはその１次の係数を、それぞれ算出する（ステップ５１３、５１４，５１５）。この結果に対して、ＭＰＧパルスのパルス強度およびリードアウト方向の視野（５１６、５１７、５１８）を用いて規格化を行い（ステップ５１９、５２０、５２１）、特性データ（５２２、５２３、５２４）を得る。
　次に、以上の手順で特性データ算出部が算出した式群（１）に示す特性データ（ｄｋｒ、ｄｋｐ、ｐ０）を用い、補正処理部が本撮影で得られたｋ空間データに対して行う補正処理について説明する。本撮影は、拡散強調計測部によりＤＷＥＰＩシーケンスに従って行われる。ここでは、スライス方向は上述のようにｚ方向であり、リードアウト方向をｘ方向、位相エンコード方向をｙ方向として撮影を行う場合を例にあげて説明する。得られた撮影データｓ’*は、本撮影時の各エコーの中心時刻ｔとスライス位置ｚとの関数として、以下の（２）のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 であり、ｓ’＊は、本撮影時において添え字＊の条件で得られた撮影データであることを示す。ｇｘ，ｇｙ，ｇｚは本撮影時の各軸のＭＰＧパルスの強度、ｎｅは本撮影時のエコー数、Ｔｅは本撮影時のエコー間隔、Ｔ０は本撮影時の最後のＭＰＧパルスのオフ時刻から最初のエコーの中心時刻までの時間、Ｓｊ（＝ｚ）は本撮影時のスライス位置、ｎｓは本撮影時のスライス数である。
　補正処理部は、まず、位相オフセット量ｐ０を用い、位相オフセット補正を行う。撮影データｓ’*の位相オフセット補正量は、各ＭＰＧパルス印加軸毎の特性データｐ０ｍのＭＰＧパルス強度ｇｍの比例加算として求められる。従って、位相オフセット補正後の撮影データｓ’’*は以下の式（３）により求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 なお、Ｉは虚数単位である。
　位相オフセット補正に続き、リードアウト方向ひずみ量ｄｋｒおよび位相エンコード方向ひずみ量ｄｋｐを用い、ｋ空間データひずみを補正するｋ空間データひずみ補正を行う。ｋ空間データのひずみ補正は、撮影データｓ’’
*の各エコーのｋ空間上の実際の位置（ｋｒ’、ｋｐ’）と、格子状のサンプリング点（ｋｒ、ｋｐ）とが、以下の式群（４）の関係にあることを用いてグリッディングすることにより、格子状のサンプリング点（ｋｒ、ｋｐ）の信号値を求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 ここで、ｗｒ、ｗｐはそれぞれ、本撮影のリードアウト方向と位相エンコード方向の視野である。
　なお、リファレンス撮影時の各エコーの中心時刻ｔ’およびスライス位置ｙ’と、本撮影時の同ｔおよびｙとが異なる場合、上記式（３）および式（４）における、ｐ０ｍ（ｔ、ｚ）、ｄｋｒｍ（ｔ、ｚ）およびｄｋｐｍ（ｔ、ｚ）は、ｐ０ｍ（ｔ’、ｚ’）、ｄｋｒｍ（ｔ’、ｚ’）およびｄｋｐｍ（ｔ’、ｚ’）それぞれを、ｔ’とｚ’の方向に線形補間することにより求める。
　次に、拡散強調撮影時の本実施形態の各処理部による処理の流れを説明する。ここでは、本撮影の撮影パラメータが決定した時点で、本撮影のスライス方向の特性データを取得するものとする。図６は、本実施形態の撮影時の処理フローである。本撮影に用いる各撮影パラメータが決定すると（ステップ６０１）、リファレンスデータ取得部は、スライス方向を本撮影と同方向に設定してリファレンス計測を行い（ステップ６０２）、リファレンスデータ（６０３）を得る。特性データ算出部は、リファレンスデータを用い、特性データ算出処理を行い（ステップ６０４）、特性データ（６０５）を算出する。
　拡散強調計測部は、ステップ６０１で決定した撮影パラメータを用い、拡散強調撮影を行い（ステップ６０６）、撮影データを得る（６０７）。補正処理部は、撮影データに対し、特性データの中の位相オフセット量ｐ０を用い、位相オフセット補正を行う（ステップ６０８）。その後、補正処理部は、位相オフセット補正処理後のデータに対し、グリッディングにより、ｋ空間データひずみ量（ｄｋｒ、ｄｋｐ）を用いてｋ空間データひずみ量補正を行い（ステップ６０９）、補正後のデータ（６１０）を得る。画像再構成部は、ｋ空間データひずみ量補正後のｋ空間データに対し、２次元逆ハーフフーリエ変換（２ＤハーフＦＴ－１）を施し（ステップ６１１）、画像（６１２）を得る。
　上記実施形態の手法で、特性データ算出部が求めたｋ空間データひずみ量（ｄｋｒ，ｄｋｐ）および位相オフセット量ｐ０の例を、それぞれ図７（ａ）、（ｂ）、および（ｃ）に示す。各グラフは、上述の２０枚のスライスのうち３枚の値である。本図に示すように、特性データは、スライスによって値が大きく異なる。本実施形態では、スライス毎にリファレンスデータを計測して上記特性データを算出しているため、スライス毎、すなわち、スライス方向の位置に応じて最適な補正値での補正が可能になる。
　また、以上の手順による補正を行った例を図８に示す。図８は２０枚のマルチスライス撮影を行った場合の１枚である。図８（ａ）は補正前の画像、図８（ｂ）は補正後の画像、図８（ｃ）はＭＰＧパルスのパルス強度をゼロとした場合の画像であり、それぞれ補正の効果が明確になるように画像コントラストを強調して表示している。図８（ａ）に示す画像は、図８（ｃ）に示す画像と比較するとＭＰＧパルスによってひずみやぶれが発生していることがわかる。これに対して、図８（ｂ）に示すように、本実施形態の補正処理を行うことにより、ひずみとぶれが抑制され、図８（ｃ）に示す画像と同等の画像が得られることが確認できる。なお、図８（ｂ）のノイズが大きいのは、拡散強調の効果のためである。
　以上説明したように、本実施形態によれば、スライス位置毎に、そのスライス面内の、拡散強調傾斜磁場パルスによるリードアウト方向および位相エンコード方向それぞれのｋ空間データひずみ量、位相オフセット量を、特性データとして算出し、その特性データを用いて、本撮影で得たｋ空間データを補正する。従って、スライス毎に、精度の高い補正値を得ることができる。このため、補正の精度も高まり、拡散強調撮影により得られる画像の画質が向上する。すなわち、本実施形態によれば、拡散強調傾斜磁場パルスによる渦電流と振動とに起因する不良磁場の影響を精度よく補正し、拡散強調画像のぶれとひずみを抑制可能な磁気共鳴イメージング装置を提供できる。
　図９に、同条件で撮影したデータを、従来法により補正した結果と本実施形態の手法により補正した結果と示す。ここで、図９（ａ）は、従来法、すなわち、全スライスを同じ補正値で補正した結果であり、図９（ｂ）は、上記本実施形態の手法、すなわち、スライス毎の補正値を用いて補正した結果である。ここでは、効果の違いを明確にするために、被検体の本来の輪郭位置に円を表示し、各図において下段の図は、画像コントラストを強調して表示している。図９（ａ）において、円形のファントムの上部付近に見られるぼけが図９（ｂ）では抑制され、全体に均一な画像が得られていることが確認できる。
　なお、特性データは、スライス方向毎に算出する必要がある。このため、上記実施形態では、特性データを算出する基礎となるリファレンス計測を行うスライス方向を、本撮影時のスライス方向（一例としてｚ方向）に合致させ、必要最小限の特性データを算出し、補正を行う場合を例にあげて説明した。しかし、特性データの算出はこれに限られない。
　不良磁場は装置（磁石と傾斜磁場コイル）に依存し、撮影対象には依存しない。すなわち、装置の特性データは、装置ごとに固有のデータであるため、一度測定しておけば、以後の撮影では共通に利用することができる。従って、撮影時間を短縮するため、予め、その後の本撮影で必要となる全スライス方向のデータを取得しておき、記憶媒体１１１に保持するよう構成してもよい。この場合、上記図６に示す処理フローにおいて、ステップ６０２およびステップ６０４を各スライス方向について繰り返し、各方向の特性データを取得する。
　また、上記実施形態では、リファレンス計測におけるスライス方向、リードアウト方向、および位相エンコード方向は、それぞれ、本撮影の各方向に合致させる場合を例にあげて説明しているが、これに限られない。例えば、リードアウト方向と位相エンコード方向とは逆であってもよい。また、それぞれの軸の方向についても、所定範囲（２０～３０度程度）であれば、ずれがあってもよい。
　また、上記実施形態では、リファレンス計測時のスライス位置ｚ’およびエコーピーク時間ｔ’が、本撮影時のスライス位置ｚおよびエコーピーク時間ｔと必ずしも同じとならない場合を例にあげて説明しているが、合致するようリファレンス撮影の撮影パラメータを設定してもよい。この場合、上記式（３）および式（４）において、線形補間が不要となり、補正の精度が高まる。
　上記実施形態では、ｍをｘ、ｙ、ｚの３通りに切り替えてリファレンスデータを取得し、本撮影でどの方向にＭＰＧパルスを印加しても補正できるよう特性データを算出する。しかし、リファレンスデータの取得および特性データの算出は、必ずしもｘ、ｙ、ｚの３軸について行う必要はない。本撮影時のＭＰＧパルスの印加方向と同じ方向にＭＰＧパルスを印加するリファレンス計測のみを行うよう構成してもよい。例えば、本撮影のＭＰＧパルスの各軸の印加強度が（ｇｘ，ｇｙ，ｇｚ）であり、印加方向がｍ１（ｍ１＝（ｇｘ，ｇｙ，ｇｚ）／｜（ｇｘ，ｇｙ，ｇｚ）｜）の場合、リファレンス計測のＭＰＧパルスの印加方向をｍ１、そのパルス強度を（ｇｘ’，ｇｙ’，ｇｚ’）とし、式群（１）においてｍ＝｛ｘ，ｙ，ｚ｝の３通りを計算する代わりに、ｍ＝ｍ１、ｂ１＝√（ｇｘ’２＋ｇｙ’２＋ｇｚ’２）として特性データを算出する。これにより、上記実施形態と同様に補正することができる。また、リファレンス計測と本撮影とでＭＰＧパルスの方向を同じにできるため、より補正精度が向上する。また、リファレンス計測の回数を減らして計測時間を短縮することができる。特に、本撮影のＭＰＧパルスの印加方向が２とおり以下である場合には、リファレンス計測の回数を減らせるため、計測時間を短縮することができる。なお、この場合も、リファレンス計測時のスライス位置ｚ’およびエコーピーク時間ｔ’と、本撮影時のスライス位置ｚおよびエコーピーク時間ｔとが合致するようリファレンス計測の撮影パラメータを設定すると、線形補間が不要となり、補正精度が向上する。また、この場合、リファレンス計測のスライス枚数も本撮影と同じで良い。例えば、本撮影のスライス枚数が１枚の場合はリファレンス計測のスライス枚数も１枚で良い。
　また、上記実施形態で説明した手順により求めたｋ空間データひずみ量（ｄｋｒ，ｄｋｐ）および位相オフセット量ｐ０は、奇数番目の値と偶数番目の値で系統的にわずかな差が発生することがある。その場合は、以下の式群（５）に従って、時間的に隣り合う値の平均をとり、補正精度の向上を図るよう構成してもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　また、上記実施形態では、拡散強調傾斜磁場パルスによる不良磁場の影響の補正を対象としているが、これに限られない。他の、渦電流や振動を発生させる傾斜磁場パルスによる無視できない不良磁場の影響の補正に用いることもできる。
１０１：静磁場を発生するマグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：プローブ、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体

Claims (12)

  1. 　静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する撮影手段と、前記撮影手段で検出した磁気共鳴信号を処理する演算手段と、前記撮影手段および前記演算手段を制御する制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影手段は
    　拡散強調傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスに従って磁気共鳴信号を検出する拡散強調撮影実行手段と、
    　前記拡散強調傾斜磁場パルスによるｋ空間データのひずみ量をスライス方向の任意の位置において検出するためのリファレンスデータを取得するリファレンスデータ取得手段と、を備え、
    　前記演算手段は、
    　前記リファレンスデータから前記スライス方向の任意の位置のリードアウト方向および位相エンコード方向それぞれのひずみ量と位相オフセット量とを前記ｋ空間データのひずみ量の特性データとして算出する特性データ算出手段と、
    　前記特性データを用いて、前記拡散強調撮影実行手段で得られた磁気共鳴信号により構成されたｋ空間データを補正する補正手段と、
    　前記補正手段による補正後のデータから画像を再構成する画像再構成手段と、を備えること
    　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であって、
    　前記リファレンスデータ取得手段は、
    　前記拡散強調撮影実行手段が実行するパルスシーケンスにおいて位相エンコード傾斜磁場パルスのパルス強度を０とし、前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加するシーケンスと、
    　当該パルスシーケンスにおいて位相エンコード傾斜磁場パルスのパルス強度を０とし、前記拡散強調傾斜磁場パルスをいずれの軸にも印加しないシーケンスと、
    　当該パルスシーケンスのリードアウト方向および位相エンコード方向を互いに入れ替えて、位相エンコード傾斜磁場パルスのパルス強度を０とし、前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加するシーケンスと、
    　当該パルスシーケンスのリードアウト方向および位相エンコード方向を互いに入れ替えて、位相エンコード傾斜磁場パルスのパルス強度を０とし、前記拡散強調傾斜磁場パルスをいずれの軸にも印加しないシーケンスと、をそれぞれ実行し、前記リファレンスデータを取得すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記特性データ算出手段は、
    　前記ｋ空間データのリードアウト方向のひずみ量および前記位相オフセット量を、前記リードアウト方向および位相エンコード方向を当該パルスシーケンスと同方向に設定して前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加するシーケンスから得たリファレンスデータの、前記リードアウト方向および位相エンコード方向を当該方向に設定して前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加しないシーケンスから得たリファレンスデータからの、リードアウト方向のシフト量を用いて算出し、
    　前記ｋ空間データの位相エンコード方向のひずみ量を、前記リードアウト方向および位相エンコード方向を当該パルスシーケンスと互いに入れ替えて前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加するシーケンスから得たリファレンスデータの、前記リードアウト方向および位相エンコード方向を互いに入れ替えて前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加しないシーケンスから得たリファレンスデータからの、リードアウト方向のシフト量を用いて算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記特性データ算出手段は、
    　前記前記ｋ空間データのリードアウト方向のひずみ量および位相エンコード方向のひずみ量の前記リードアウト方向のシフト量を、前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加して得たリファレンスデータをリードアウト方向に逆フーリエ変換して得られたプロジェクションデータと、当該拡散強調傾斜磁場パルスを印加せずに得たリファレンスデータをリードアウト方向に逆フーリエ変換して得たプロジェクションデータとの、位相差の一次成分として算出し、
    　前記位相オフセット量の前記シフト量を、前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加して得たリファレンスデータをリードアウト方向に逆フーリエ変換して得られたプロジェクションデータと、当該拡散強調傾斜磁場パルスを印加せずに得たリファレンスデータをリードアウト方向に逆フーリエ変換して得たプロジェクションデータとの、位相差の０次成分として算出すること
    　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であって、
    　スライス位置は複数あり、
    　前記補正手段は、前記補正の対象となるｋ空間データのスライス位置の前記位相オフセット量と前記リードアウト方向および位相エンコード方向それぞれのひずみ量とを、前記リファレンスデータを取得した複数のスライス位置毎の特性データから算出し前記補正を行うこと
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記補正の対象となるｋ空間データのスライス位置の前記位相オフセット量と前記リードアウト方向および位相エンコード方向それぞれのひずみ量とは、前記リファレンスデータを取得した複数のスライス位置毎の特性データを、前記スライス方向に線形補間することにより算出されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記補正手段は、前記位相オフセット量を用い、前記ｋ空間データに対し位相オフセット補正を行い、当該位相オフセット補正後の前記ｋ空間データに対し、前記特性データ算出手段で算出したリードアウト方向および位相エンコード方向のひずみ量を用いてグリッディングにより補正を行うこと
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記リファレンスデータを取得時のリードアウト方向は、前記拡散強調撮影実行手段が実行する前記パルスシーケンスのリードアウト方向および位相エンコード方向のいずれか一方に略一致すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記リファレンスデータ取得時に印加する拡散強調傾斜磁場パルスの強度は、前記拡散強調撮影実行手段が前記パルスシーケンスにおいて印加する拡散強調傾斜磁場パルスの強度より小さいこと
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記リファレンスデータ取得手段が前記リファレンスデータを取得するために実行するパルスシーケンスの撮影パラメータは、前記位相エンコード傾斜磁場パルスの強度と、前記拡散強調傾斜磁場パルスの強度以外は、前記拡散強調撮影実行手段が実行するパルスシーケンスの撮影パラメータと同一であること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記特性データ算出手段は、前記特性データを、前記リファレンスデータ取得手段が前記リファレンスデータを取得するために実行するパルスシーケンスにおけるリードアウト方向および位相エンコード方向の視野と、前記拡散強調傾斜磁場パルスの印加強度とにより規格化すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記拡散強調傾斜磁場パルスを印加するシーケンスでは、当該拡散強調傾斜磁場パルスを、ｘ、ｙ、ｚの各軸にそれぞれ印加すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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