JP2002085376A - 核磁気共鳴イメージング装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 静磁場不均一が比較的大きなオープン型MRI
で、実用的な高画質のシングルショットEPI画像を得る
ための信号補正方法を提供する。 【解決手段】 静磁場中に置かれた被検体から磁気共鳴
信号を検出し、画像再構成処理によって画像を作成する
際に、信号補正用のデータを収集・処理するステップ
と、画像作成用のデータを収集・処理するステップと、
画像作成用データを信号補正用データにより補正する補
正ステップとを実行する。この際、信号補正用のデータ
は画像作成用のデータよりも少ない位相エンコード数の
信号で構成し、低空間周波数の画像を得る。この画像の
データ数を画像作成用データのデータ数と合わせるよう
に補間し、静磁場不均一マップを作成する。この静磁場
不均一マップを用いて画像作成用データを補正する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明が属する技術分野】本発明は、被検体中の水素や
燐等からの核磁気共鳴（以下、「NMR」という）信号を
測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核
磁気共鳴撮影（MRI）装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年のMRIは、ハードウェア・ソフトウ
ェアの両面において技術進歩が目覚しく、傾斜磁場の高
強度高速化とこれに伴う撮影の高速化、静磁場磁石のオ
ープン化が進んでいる。この結果、従来の形態イメージ
ングに加え機能イメージングや術中モニタリングなどへ
MRIが用いられ始めている。特に最近のオープンMRI装置
は、画質・性能が向上し、その特長を生かしてI−MRI
（Interventional/Intraoperative MRI）への応用が先
端医療機関で研究されている。

【０００３】高速撮影の代表的なものとしては、１回の
励起で複数のエコーを取得するEPI（Echo Planer Imagi
ng）や分割EPIが知られており、これを組み込んだオー
プンMRI装置も開発されている。通常EPIは磁場不均一の
影響を受けやすく、これによる画質の劣化の問題があ
り、これを解決するためにプリスキャンデータを用いた
位相補正が一般的に行われている。

【０００４】たとえば特開平5−31095号公報には、EPI
撮影において1エコートレインのプリスキャンデータを
取得し、これを使って本計測のデータを位相補正する技
術が開示されている。しかし1エコートレインのデータ
とは、一つの位相エンコードを付与した或いは位相エン
コードを付与されていないデータであり、これを全位相
エンコードの本計測データに適用した場合に、必ずしも
良好な画質が得られない。特に静磁場が不均一な場合に
は画質が劣化する。

【０００５】これを改善する方法として、プリスキャン
を複数回行い、補正する方法が知られている（著者名：
Xin Wan， Grant T. Gullberg， Dennis L． Parker，
Gengsheng L． Zeng、題名：Reduction of Geometric a
nd Intensity Distortions in Echo-Planar Imaging Us
ing a Multireference Scan、雑誌名：Magn Reson Med
37，932-944（1997））。

【０００６】この方法では、位相補正用データとしてプ
リスキャンを複数回行って得られたマルチレファレンス
スキャンデータを用いて、静磁場不均一による画像歪を
除去する。この方法は、特に被検体の磁気感受性の変化
により生じる磁場不均一、すなわち軟部組織と空気の境
界、軟部組織と骨の境界などで発生する幾何学的および
信号強度の歪を補正することができる。

【０００７】しかしながら、マルチレファレンススキャ
ンでは、補正用データの取得に通常のスピンエコー（S
E）シーケンスと同等のスキャン数（たとえば64エコー
トレインのEPIでは64ショット、128エコートレインのEP
Iでは128ショット）が必要で、取得時間も長い。したが
って、EPIの高速性のメリットを著しく損なう。この結
果、一般臨床に広く利用されるにはいたっていない。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】そこで本発明は、EPI
を適用する際に静磁場の不均一がある場合でも位相を短
時間で正確に行うことができるMRI装置を提供すること
を目的とする。また本発明はオープンタイプのMRIにお
いてEPIの適用を可能にし、短時間で画質の優れたMR画
像を取得することが可能なMRI装置を提供することを目
的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、本発明者らは、中磁場（0.3T）オープン型MRI装置
でシングルショットEPIの画質が劣化する要因について
検討した。その結果、中磁場（0.3T）オープン型MRI装
置では、EPI画質劣化の目安である静磁場不均一と傾斜
磁場強度との比が、高磁場（1.5T）筒型MRI装置に比ベ
約2倍大きく画質劣化が起きやすいこと、また中磁場オ
ープンMRI装置の主たる磁場不均一の原因は、静磁場磁
石が作る静磁場の空間不均一性であることが確認され
た。静磁場の空間不均一は凸状の比較的なだらかな分布
を持つ。したがって、空間周波数的にこれを表現すれ
ば、静磁場不均一マップは、低空間周波数成分を多く含
んでおり、高空間周波数成分は少ないということにな
る。本発明はこのような中磁場オープンMRI装置におけ
る静磁場不均一特性に鑑み、位相補正するための静磁場
不均一マップとして低空間周波数成分のデータを取得す
ることにより、中磁場オープンMRI装置における適切な
位相補正を可能にするとともに、位相補正用データ取得
の時間の低減を図ったものである。

【００１０】すなわち本発明のMRI装置は、被検体が置
かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記
空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被
検体に核磁気共鳴を起させる高周波磁場を発生する高周
波発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号
を検出する検出手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて前
記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、前記傾斜
磁場発生手段、高周波発生手段、検出手段および信号処
理手段を制御する制御手段とを備えたMRI装置におい
て、前記制御手段は、被検体組織を励起する1回または1
組の高周波磁場の印加後に、異なる位相エンコードが付
与された複数の核磁気共鳴信号を取得する制御を行い、
画像形成に必要な位相エンコード数（N）の核磁気共鳴
信号を本計測データとして取得するとともに、被検体組
織を励起する1回または1組の高周波磁場の印加後に、所
望の位相エンコードが付与された複数の核磁気共鳴信号
の取得を、位相エンコード量を変えながら前記位相エン
コード数（N）よりも少ない回数（M）繰り返し、位相補
正用の核磁気共鳴信号を補正用データとして取得し、前
記信号処理手段は、前記補正用データについて補間を行
い、前記本計測データと同じマトリックス数のデータと
した後、前記本計測データの位相補正に用いることを特
徴とする。

【００１１】また本発明のMRI方法は、静磁場中に置か
れた被検体から磁気共鳴信号を検出し、画像再構成処理
により画像を作成する方法であって、被検体組織を励起
する1回または1組の高周波磁場の印加後に、異なる位相
エンコードが付与された複数の核磁気共鳴信号を取得す
る制御を行い、画像形成に必要な位相エンコード数
（N）の核磁気共鳴信号を本計測データとして取得する
ステップと、被検体組織を励起する1回または1組の高周
波磁場の印加後に、所望の位相エンコードが付与された
複数の核磁気共鳴信号を取得するステップを、位相エン
コード量を変えながら前記位相エンコード数（N）より
も少ない回数（M）繰り返し、位相補正用の核磁気共鳴
信号を補正用データとして取得するステップと、前記補
正用データを用いて、取得時刻が異なる核磁気共鳴信号
毎に低空間分解能の画像を作成するステップと、前記低
空間分解の画像から磁場不均一マップを作成するステッ
プと、前記磁場不均一マップを用いて前記本計測データ
を各信号毎に位相補正するステップとを含むことを特徴
とする。

【００１２】さらに本発明のMRI方法は、静磁場中に置
かれた被検体から磁気共鳴信号を検出し、画像再構成処
理によって画像を作成する、核磁気共鳴イメージング方
法であって、信号補正用のデータを収集・処理するステ
ップ（１）と、画像作成用のデータを収集・処理するス
テップ（２）と、画像作成用データを信号補正用データ
を使って補正する補正ステップ（３）からなり、前記信
号補正用のデータを収集・処理するステップ（１）は、
上記被検体に横磁化を発生させるための第1のRF照射磁
場を印加するステップ（１１）、第1の位相エンコード
磁場を付与するステップ（１２）、第1の読み出し傾斜
磁場を、極性を反転させながら連続的に発生させるステ
ップ（１３）、第1の読み出し傾斜磁場の発生タイミン
グに同期して、第1のエコー信号群を検出するステップ
（１４）、位相エンコード量を変えながら、繰り返し前
記RF照射磁場の発生と読み出し傾斜磁場の発生と信号検
出を繰り返すステップ（１５）、発生タイミングごとの
異なる位相エンコードのエコー信号群から、発生タイミ
ングごとに相対的に低空間分解能の画像を作成するステ
ップ（１６）、および前記低空間分解能画像から発生タ
イミングごとの磁場マップを反映した情報を抽出するス
テップ（１７）からなり、前記画像作成用のデータを収
集・処理するステップは、前記被検体に横磁化を発生さ
せるための第2のRF照射磁場を印加するステップ（２
１）、第2の位相エンコード磁場をステップ的に繰り返
し付与するステップ（２２）、位相エンコード磁場の付
与に同期して第2の読み出し傾斜磁場を、極性を反転さ
せながら連続的に発生させるステップ（２３）、読み出
し傾斜磁場の各発生タイミングに同期して、第2のエコ
ー信号を検出するステップ（２４）からなり、前記補正
ステップ（３）は、前記ステップ（２４）で得た発生タ
イミング毎の各エコー信号を、前記ステップ（１７）で
得た発生タイミング毎の磁場マップを使って補正するス
テップ（３１）、補正後のエコー信号から、相対的に高
空間分解能の画像を作成するステップ（３２）からなる
ことを特徴とする。

【００１３】本発明のMRI装置および方法によれば、信
号補正用のデータとして、比較的低周波成分の静磁場マ
ップを作成するので、計測するエコー数を少なくするこ
とができ、信号取得のためのプリスキャンに要する時間
を大幅に短縮することができる。

【００１４】またこのような低周波成分の静磁場マップ
を用いることにより中磁場のMRI装置における位相補正
を精度よく行うことができる。これにより画質の劣化が
少なく、実用性が高いシングルショットEPIをオープンM
RI装置で実現することが可能となる。

【００１５】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を図面を
参照して詳述する。

【００１６】図４は、本発明が適用される典型的なMRI
装置の構成を示す図である。このMRI装置は、被検体401
が置かれる空間に静磁場を磁場を発生する磁石402と、
この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、
被検体401の撮影領域に高周波磁場を発生するRFコイル4
04と、被検体401が発生するMR信号を検出するRFプロー
ブ405と、被検体401を静磁場空間に搬送するためのベッ
ド412とを備えている。

【００１７】磁石402は、被検体401が置かれる空間を挟
んで上下一対の磁石で構成されたオープンタイプで、図
中上下方向にほぼ均一な静磁場を発生する。静磁場磁石
402が作る静磁場の空間不均一は、凸状の比較的なだら
かな分布を持つ。

【００１８】傾斜磁場コイル403は、X、Y、Zの3方向の
傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源409からの信
号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。

【００１９】RFコイル404はRF送信部410の信号に応じて
高周波磁場を発生する。RFプローブ405の信号は、信号
検出部406で検出され、信号処理部407で信号処理され、
また計算により画像信号に変換される。画像は表示部40
8で表示される。

【００２０】傾斜磁場電源409、RF送信部410、信号検出
部406は制御部411で制御され、パルスシーケンスと呼ば
れるタイムチャートに従って、高周波磁場パルス、傾斜
磁場パルスの印加、NMR信号の計測が制御される。この
パルスシーケンスは、撮影の目的により異なる種々のも
のが、予め制御部411のメモリにプログラムとして組み
込まれている。本実施形態のMRI装置では、このパルス
シーケンスとして位相補正を含むEPIのパルスシーケン
スが組み込まれている。

【００２１】次に、撮影方法を説明する。図1は本発明
のMRI方法の概要を示す図で、この撮影方法は、大きく
分けて信号補正用のデータを収集・処理するステップ
（１）と、画像作成用のデータを収集・処理するステッ
プ（２）と、画像作成用データを信号補正用データを使
って補正する補正ステップ（３）とからなる。

【００２２】ステップ（１）および（２）で実行される
パルスシーケンスの具体例を図２（ステップ（２））お
よび図３（ステップ（１））に示す。これらパルスシー
ケンスは、前述したようにそれぞれ本発明のMRI装置の
制御部に組み込まれている。

【００２３】まず図２に示すパルスシーケンスは、被検
体の断層像を構成するためのエコー信号を取得するため
のグラディエントエコー（GrE）型EPIシーケンスであ
り、このシーケンスの実行によってステップ２（図１の
ステップ２１〜２４）が実行される。

【００２４】図３はこのEPIシーケンスで取得されるエ
コー信号の位相補正を行うための位相情報を含むエコー
信号を取得するパルスシーケンスである。このパルスシ
ーケンスを用いた撮影はプリスキャンと呼ばれ、被検体
の断層像を得るための撮影(本計測)に先行して、或いは
本計測の後に実行され、これによりステップ１１〜１５
が実行される。

【００２５】図２に示す本計測のためのEPIシーケンス
は、当業者によく知られたシーケンスであるが、簡単に
説明すると、まず検知する磁化を含む被検体に高周波パ
ルス201を照射すると同時にスライスを選択する傾斜磁
場パルス202を印加し、画像化するスライスを選択す
る。次に位相エンコードのオフセットを与えるパルス20
3と読み出し傾斜磁場のオフセットを与えるパルス205を
印加する。そのあとに、連続して反転する読み出し傾斜
磁場パルス206を印加する。

【００２６】傾斜磁場パルス206は台形である。傾斜磁
場パルス206に同期して、位相エンコード傾斜磁場パル
ス204を離散的にブリップ状に印加する。反転する読み
出し傾斜磁場206の各周期内で各位相エンコードのエコ
ー信号207が時系列的に発生するので、これを時間範囲2
08の間おのおのサンプリングし時系列データを得る。デ
ータ数は例えば読み出し方向（kx）が64、位相エンコー
ド方向（ky）方向を64とする。時間範囲208は典型的に
はそれぞれ1ms程度である。一連の動作209により画像再
構成に必要な全エコー（本計測データ）を収集する。

【００２７】プリスキャンは、このような本計測で得た
データを用いて画像を再構成する際に、各エコー信号の
位相補正情報を得るために行う。図３に示すプリスキャ
ン用のシーケンスは、RFパルス、読み出し傾斜磁場の強
度や印加タイミングなどは、図２に示す本計測のシーケ
ンスと同じである。ただし、位相エンコードパルスの印
加方法が、図２のパルスシーケンスとは異なり、位相エ
ンコードは読み出し傾斜磁場の第1パルスの前で単一の
矩形パルスとして付与される。

【００２８】この矩形パルスの面積、即ちパルスの強度
および／または印加時間を変えながら、繰り返しスキャ
ンを行い、複数の位相エンコードの異なる信号のセット
を得る。繰り返し回数は、例えば16とする。

【００２９】このデータもしくは、これをフーリエ変換
して得られる複素画像データは、引き続き取得される本
計測データの信号補正に使用されるために、メモリー上
に保存される。このようにプリスキャンの繰り返し回数
（スキャン数）16が本計測の撮影マトリクス（ここでは
64）にくらべ少ないことが本発明の特徴となっている。

【００３０】次にこのようなプリスキャンデータから位
相補正用のデータを作成する手順（ステップ16、17）お
よび位相補正用のデータを用いて本計測データを位相補
正する手順（ステップ３）を説明する。ここではプリス
キャンデータを2次元フーリエ変換して得られた複素画
像データを用いて位相補正用データを作成する場合を図
5を参照して説明する。

【００３１】まず上述したようなスキャン数16のプリス
キャンによって得られたデータを2次元フーリエ変換す
る（図１：ステップ16）。これにより、64×16画素すな
わち低空間周波数の複素画像が時相ごとに得られる。複
素画像の位相成分は、静磁場分布を反映している。

【００３２】次に時相ごとの64×16の2次元画像データ
を補間して、本計測のマトリックスと同じマトリックス
数64×64の画像を作成する(図５：ステップ51)。補間
は、もっとも簡単な補間である一次近似でもよいが、精
度を上げるには2次関数で補間することが好ましい。オ
ープンMRIの静磁場分布を求めるには2次関数のフィッテ
ィングで十分であるが、必要に応じて、さらに高精度な
補間技術、例えば、sinc関数を使ったグリッディングア
ルゴリズムを採用することも可能である。

【００３３】この補間後の64×64の画像を2次元フーリ
エ変換により、再び計測空間のデータに戻す(図５：ス
テップ52)。計測空間のデータは、64×64になる。すな
わち、実際に計測していない48エコー分を補った参照デ
ータ（位相補正用のデータ）が求まる。この参照データ
はエコー信号の発生タイミング(時相)毎の磁場マップを
反映した情報である。

【００３４】次にこうして求めた参照データを用いて本
計測データを位相補正する（図５：ステップ５３〜５
５）。ここで参照データをp（i，j，k）、本計測データ
をq（i，j，k）とする。ここで、i，jは計測空間上の位
置座標、すなわちiは周波数エンコード量、jは位相エン
コード量である。kは位相エンコード量であり、本例で
はエコーの計測時間順序(時相)に対応している。

【００３５】まずエコー信号の発生時刻の相違に伴う磁
場不均一の影響、即ち時間変動を伴う磁場不均一の影響
を求める（図５：ステップ５３）。参照データのうち位
相補正の基準となるデータ、例えば最初に計測されるデ
ータをp（i，j，kb）とすると、時間変動を伴う磁場不
均一の影響は、p（i，j，kb）とp（i，j，k）の間の変
化として求められる。すなわち、位相成分の変化は次式

【００３６】

【数１】 で表され、絶対値成分の変化は、

【００３７】

【数２】 である（図５：ステップ５４）。

【００３８】したがって、本計測データに、これらの値
を使って補正すれば、磁場不均一の影響を排除した画像
が得られる（図５：ステップ５５）。すなわち、

【００３９】

【数３】 を得る。

【００４０】このように補正した本計測データを2次元
フーリエ変換することにより位相補正された画像を得る
ことができる（図５：ステップ５６）。このように本発
明では、2次元フーリエ変換の前に上述の時相ごとの位
相マップを使って信号補正を行うことが一つの特徴であ
る。

【００４１】なお、この例では、プリスキャンデータを
実空間データとして補間し、これを計測空間に戻したデ
ータで補正する場合を説明したが、一方向（読み出し方
向）については実空間とし、他の一方向（位相エンコー
ド方向）については計測空間としたハイブリッド空間上
のデータに対して補正を行っても良い。

【００４２】いずれの場合にも、このような補正を行う
ことによって、静磁場不均一が10ppm以上と大きいオー
プンMRIにおいて、磁場不均一による画像歪や強いナイ
キストアーチファクトが無いシングルショットEPIが、
短い前計測時間で実現できる。

【００４３】例えば、従来例では64ショットの前計測用
データが必要なところ、この例では16ショットの前計測
データで補正が可能なことから、前計測に要する時間
が、1/4に短縮できる。これは、前計測の繰り返し時間
を2sとすると、96sの時間短縮に相当する。また、取得
しない前計測データは、信号推定(補間)により求めるの
で、補正精度の劣化は無い。

【００４４】また上記例では、本計測データが64×64の
マトリックスであり、プリスキャンデータを16ショット
のデータとしたが、本計測データのマトリックス数、プ
リスキャンのショット数はこれに限定されない。

【００４５】ところでEPIを利用した撮影法として、連
続撮影を行い時系列の連続画像を得るダイナミックEPI
があり、このようなダイナミックEPIにも本発明の位相
補正を適用することができる。一般に装置に起因する磁
場変動は、撮影ごとには不変であるので、撮影の対象が
脳のように大きな位置変化が無い部位の場合には、プリ
スキャンは1回だけ行えばよく、その後の一連のデータ
に同じ補正係数

【００４６】

【数４】 を使って信号補正することができる。これによりプリス
キャンデータの測定の無用な延長が避けられる。

【００４７】このようなダイナミックシングルショット
EPIは、例えば脳の造影パーフュジョン（灌流）撮影に
好適である。造影パーフュージョンに適用した撮影タイ
ミングの1例を図６に示す。典型的な撮影シーケンス
は、シングルショットGrE−EPIであり、撮影マトリクス
は、128×128、撮影視野は200mmスライス厚は7mm、マル
チスライス数15枚、ダイナミックインターバル2sであ
る。補正用データ取得時のTRは2sである。補正用データ
は、本撮影の各スライスに対応して複数取得する。

【００４８】このようなマルチスライスのダイナミック
EPIにおける補正の手順を図７に示す。この手順におい
てもプリスキャンデータから時間変動を伴う磁場不均一
の影響を求めるステップ７１〜７４までは１枚の画像作
成について説明した図５の手順と同じである。但し、マ
ルチスライス撮影では、このようなステップ７１〜７４
を全てのスライスについて行いスライス毎の補正用デー
タを得る。こうして得た一組の補正用データを本計測デ
ータに適用し（ステップ７５）、スライス数分の画像を
得る（ステップ７６）。この際、一組の補正用データを
連続して撮影される各時刻毎の本計測データに適用でき
るので、補正用演算のほとんどの部分で繰り返し計算が
不要であり、補正時間を短縮することができる。

【００４９】以上本発明の実施形態を説明し、ここで
は、磁場不均一の時間変動の基準とするデータ(基準デ
ータ)として高周波磁場による励起後最初に計測される
エコー（第１エコー）を用いる場合を説明したが、基準
エコーは第１エコーに限らず、所望のエコーを基準デー
タとすることができる。基準エコーのエコー時間TE(励
起からエコー信号を計測するまでの時間)が補正後デー
タの実効TEとなる。従って、画像の目的に合わせて好適
な実行TEとなるように基準エコーを選択することができ
る。たとえば、TEが40msの基準エコーを用いることによ
り、T2*強調の画像を得ることができ、fMRI(機能的MRI)
や造影MRIに適した画像コントラストが得られる。また
画像コントラストは補正用データ取得時のTRの影響を受
ける。従って、純粋なEPIの画像コントラスト（TR=無限
大）とは若干異なるが、実用上は、TR=500−2000ms程度
に設定すれば良い。

【００５０】また本実施形態では、画像作成用データお
よびプリスキャンデータを取得するためのシーケンスと
して、GrE型のEPIシーケンスを例示したが、高周波パル
ス201印加後にスピンを180度反転させる高周波パルスの
印加を加えたスピンエコー型シングルショットEPIとし
てもよく、目的とする画像コントラストに応じてそれぞ
れ選択することができる。即ち、基準エコーにスピンエ
コー成分を用いることにより、EPIの画像コントラスト
はスピンエコーと等価になる。また非スピンエコー成分
を用いることによりEPIの画像コントラストはオフセッ
トスピンエコー画像と等しい画像コントラストになる。

【００５１】また実施形態ではシングルショットEPIに
ついて説明したが、マルチショットEPIでもよい。この
場合、図２の動作209で、一部分のみの位相エンコード
データを取得し、次に位相エンコードのオフセットを与
えるパルス203を変化させながら動作209を繰り返し、残
りのエコー信号207を取得する。

【００５２】その他、パルスシーケンスとしては、EPI
の他、GRSE（グラディエントアンドスピンエコー）シー
ケンスやスパイラルスキャンでも同様に適用できる。ま
た、3次元EPI、3次元GRSEにも適用できる。

【００５３】

【発明の効果】本発明によれば、中磁場オープンMRI装
置の磁場特性に合わせた信号補正用データを取得、作成
し、これによって画像作成用データを補正するので、補
正用データの取得に要する時間を低減し、しかも品質の
よい画像を得ることができる。これにより臨床的に実用
性の高いEPIをオープンMRI装置において実現できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のMRI方法の処理フローを示す図。

【図２】本発明が適用されるMRI撮影シーケンスの一例
を示す図。

【図３】本発明の一実施形態を示すMRI撮影シーケンス
を示す図。

【図４】本発明が適用されるMRI装置の全体図。

【図５】本発明のMRI方法による補正処理フローの一例
を示す図。

【図６】本発明のMRI方法の灌流イメージングヘの適用
例を示す図。

【図７】図６のイメージングにおける補正処理フローの
一例を示す図。

【符号の説明】

401…被検体、402…磁石、403…傾斜磁場コイル、404…
RFコイル、405…RFプローブ、406…信号検出部、407…
信号処理部、411…制御部

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０Ｙ

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体が置かれる空間に静磁場を発生する
   静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜
   磁場発生手段と、前記被検体に核磁気共鳴を起させる高
   周波磁場を発生する高周波発生手段と、前記被検体から
   発生する核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記核
   磁気共鳴信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信
   号処理手段と、前記傾斜磁場発生手段、高周波発生手
   段、検出手段および信号処理手段を制御する制御手段と
   を備えた核磁気共鳴イメージング装置において、 前記制御手段は、被検体組織を励起する1回または1組の
   高周波磁場の印加後に、異なる位相エンコードが付与さ
   れた複数の核磁気共鳴信号を取得して、画像形成に必要
   な位相エンコード数（N）の核磁気共鳴信号を本計測デ
   ータとして取得するとともに、被検体組織を励起する1
   回または1組の高周波磁場の印加後に、所望の位相エン
   コードが付与された複数の核磁気共鳴信号の取得を、位
   相エンコード量を変えながら前記位相エンコード数
   （N）よりも少ない回数（M）繰り返し、位相補正用の核
   磁気共鳴信号を補正用データとして取得する制御を行
   い、 前記信号処理手段は、前記補正用データについて補間を
   行い、前記本計測データと同じマトリックス数のデータ
   とした後、前記本計測データの位相補正に用いることを
   特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】静磁場中に置かれた被検体から磁気共鳴信
   号を検出し、画像再構成処理により画像を作成する、核
   磁気共鳴イメージング方法であって、 被検体組織を励起する1回または1組の高周波磁場の印加
   後に、異なる位相エンコードが付与された複数の核磁気
   共鳴信号を取得する制御を行い、画像形成に必要な位相
   エンコード数（N）の核磁気共鳴信号を本計測データと
   して取得するステップと、 被検体組織を励起する1回または1組の高周波磁場の印加
   後に、所望の位相エンコードが付与された複数の核磁気
   共鳴信号を取得するステップを、位相エンコード量を変
   えながら前記位相エンコード数（N）よりも少ない回数
   （M）繰り返し、位相補正用の核磁気共鳴信号を補正用
   データとして取得するステップと、 前記補正用データを用いて、取得時刻が異なる核磁気共
   鳴信号毎に低空間分解能の画像を作成するステップと、 前記低空間分解の画像から磁場不均一マップを作成する
   ステップと、 前記磁場不均一マップを用いて前記本計測データを位相
   補正するステップとを含む核磁気共鳴イメージング方
   法。
3. 【請求項３】静磁場中に置かれた被検体から磁気共鳴信
   号を検出し、画像再構成処理によって画像を作成する、
   核磁気共鳴イメージング方法であって、 信号補正用のデータを収集・処理するステップ（１）
   と、 画像作成用のデータを収集・処理するステップ（２）
   と、 画像作成用データを信号補正用データを使って補正する
   補正ステップ（３）からなり、 前記信号補正用のデータを収集・処理するステップ
   （１）は、 上記被検体に横磁化を発生させるための第1の高周波磁
   場を印加するステップ（１１）、 第1の位相エンコード磁場を付与するステップ（１
   ２）、 第1の読み出し傾斜磁場を、極性を反転させながら連続
   的に発生させるステップ（１３）、 第1の読み出し傾斜磁場の発生タイミングに同期して、
   第1のエコー信号群を検出するステップ（１４）、 位相エンコード量を変えながら、繰り返し前記高周波磁
   場の発生と読み出し傾斜磁場の発生と信号検出を繰り返
   すステップ（１５）、 発生タイミングごとの異なる位相エンコードのエコー信
   号群から、発生タイミングごとに相対的に低空間分解能
   の画像を作成するステップ（１６）、および前記低空間
   分解能画像から発生タイミングごとの磁場マップを反映
   した情報を抽出するステップ（１７）からなり、 前記画像作成用のデータを収集・処理するステップは、 前記被検体に横磁化を発生させるための第2の高周波磁
   場を印加するステップ（２１）、 第2の位相エンコード磁場をステップ的に繰り返し付与
   するステップ（２２）、 位相エンコード磁場の付与に同期して第2の読み出し傾
   斜磁場を、極性を反転させながら連続的に発生させるス
   テップ（２３）、 読み出し傾斜磁場の各発生タイミングに同期して、第2
   のエコー信号を検出するステップ（２４）からなり、 前記補正ステップ（３）は、 前記ステップ（２４）で得た発生タイミング毎の各エコ
   ー信号を、 前記ステップ（１７）で得た発生タイミング毎の磁場マ
   ップを使って補正するステップ（３１）、 補正後のエコー信号から、相対的に高空間分解能の画像
   を作成するステップ（３２）からなることを特徴とする
   核磁気共鳴イメージング方法。