JP5366437B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

本発明は、被検体で生じる磁気共鳴信号に基づいて被検体を撮像する磁気共鳴イメージング装置に関する。
鉄シムを利用してシミングする磁気共鳴イメージング装置においては、鉄シムの温度変化にともなって撮像領域における静磁場強度が変化する。このような静磁場強度の変化は、Ｂ0シフトと呼ばれている。Ｂ0シフトが生じると共鳴周波数も変化するため、再構成された画像の位置がずれるおそれがある。このような位置のずれは、位相エンコード（ＰＥ）方向の周波数分解能が高いＥＰＩ（echo planar imaging）シーケンス（エコープラナー撮像シーケンス）において顕著に表れる。
ＥＰＩタイプの拡散強調撮像（diffusion weighted imaging：ＤＷＩ）においては、ＭＰＧ（motion probing gradient）パルスの印加により傾斜磁場コイルの負荷が大きいために傾斜磁場コイルの発熱が大きい。このため、スキャン中における鉄シムの温度上昇が大きく、Ｂ0シフトも大きくなる。
このような傾斜磁場コイルの発熱に伴うＢ0シフトの増大を防止するために従来は、鉄シムの温度上昇を防ぐ手段を講じていた。この手段は例えば、鉄シムを傾斜磁場コイルから離して配置したり、鉄シムを強力に冷却するなどにより実現されていたため、コスト面で問題があった。
そこで、鉄シム等のハードウェアを大幅に改修することなく、Ｂ0シフトの影響を低減させる技術が、例えば特許文献１によって提案されている。
特開２００５−２７０２８５
しかしながら特許文献１の技術は、フィールドエコータイプのＥＰＩシーケンス（ＦＥ−ＥＰＩシーケンス）によるダイナミック撮像を行う場合を前提としている。このため特許文献１の技術は、スピンエコータイプのＥＰＩシーケンス（ＳＥ−ＥＰＩシーケンス）のような異なるシーケンスには適用できない。
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、磁気共鳴撮像におけるＢ0シフトの影響を、ハードウェアを大幅に改修することなく低減することにある。
本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中の被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加することにより前記被検体で生じる磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場による位相エンコードをしないで前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの取得および前記位相エンコードをして前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの取得を１アベレージ単位としたデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、前記複数のアベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位において収集されたイメージデータに生じている前記位相エンコード傾斜磁場の印加方向についての位相ずれを、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて補正する補正手段と、前記基準アベレージ単位において収集されたイメージングデータと、前記補正手段により補正された１つの対象アベレージング単位に関するイメージングデータ、あるいは前記補正手段により補正された前記複数の対象アベレージ単位に関するイメージングデータとに基づいて、前記被検体に関する画像を再構成する再構成手段とを備える。
本発明の第２の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中の被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加することにより前記被検体で生じる磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場による位相エンコードをしないで前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの取得および前記位相エンコードをして前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの取得を１アベレージ単位としたデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、前記複数のアベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて、前記対象アベレージ単位におけるイメージングデータの収集のために前記被検体に対して印加する前記励起用高周波パルスの中心周波数を補正する補正手段と、前記収集手段により収集されるイメージングデータに基づいて前記被検体に関する画像を再構成する手段とを備える。
本発明の第３の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検体に対して、励起用高周波パルスを印加すると同時に、スライス選択用傾斜磁場を印加してスライス面内の核スピンを選択的に励起した後、再収束高周波パルスを印加してから、前記スライス面に平行な方向に読出し用傾斜磁場を複数回スイッチングさせつつ印加し、同時に前記スライス選択用傾斜磁場と平行でかつ前記読出し用傾斜磁場と直交する方向に位相エンード用傾斜磁場を静的に印加するスピンエコー型のエコープラナー法により前記被検体をイメージングする磁気共鳴イメージング装置において、前記スライス面について、前記位相エンコード用傾斜磁場を印加しないで前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの収集、ならびに前記位相エンコード用傾斜磁場を印加して前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの収集を１アベレージ単位とするデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、前記複数アベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位において収集されたイメージデータに生じている前記位相エンコード傾斜磁場の印加方向についての位相ずれを、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて補正する補正手段と、前記基準アベレージ単位において収集されたイメージングデータと、前記補正手段により補正された１つの対象アベレージング単位に関するイメージングデータ、あるいは前記補正手段により補正された前記複数のアベレージ単位に関するイメージングデータとに基づいて、前記スライス面に関する画像を再構成する再構成手段とを備える。
本発明の第４の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検体に対して、励起用高周波パルスを印加すると同時に、スライス選択用傾斜磁場を印加してスライス面内の核スピンを選択的に励起した後、再収束高周波パルスを印加してから、前記スライス面に平行な方向に読出し用傾斜磁場を複数回スイッチングさせつつ印加し、同時に前記スライス選択用傾斜磁場と平行でかつ前記読出し用傾斜磁場と直交する方向に位相エンード用傾斜磁場を静的に印加するスピンエコー型のエコープラナー法により前記被検体をイメージングする磁気共鳴イメージング装置において、前記スライス面について、前記位相エンコード用傾斜磁場を印加しないで前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの収集、ならびに前記位相エンコード用傾斜磁場を印加して前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの収集を１アベレージ単位とするデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、前記複数アベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて、前記対象アベレージ単位におけるイメージングデータの収集のために前記被検体に対して印加する前記励起用高周波パルスの中心周波数を補正する補正手段と、前記収集手段により収集されるイメージングデータに基づいて前記スライス面に関する画像を再構成する手段とを備える。
本発明によれば、磁気共鳴撮像におけるＢ0シフトの影響を、ハードウェアを大幅に改修することなく低減できる。
以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。
図１は本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図である。
このＭＲＩ装置１００は、被検体２００を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源２、傾斜磁場コイルユニット６、傾斜磁場電源７、シーケンサ（シーケンスコントローラ）５、ホスト計算機１６、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔ、受信器９Ｒ、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、シムコイル３、シムコイル電源４および音声発生器１５を有する。またＭＲＩ装置１００には、被検体２００の心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部が接続されている。
静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｂ0を発生させる。この静磁場Ｂ0の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。静磁場発生部には、さらにシムコイル３が設けられている。このシムコイル３は、ホスト計算機１６の制御下でのシムコイル電源４からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する。
寝台部は、被検体２００を載せた天板５を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。
傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット６および傾斜磁場電源７を含む。傾斜磁場コイルユニット６は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット６は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル６ｘ，６ｙ，６ｚを備える。傾斜磁場電源７は、シーケンサ１０の制御の下で、コイル６ｘ、コイル６ｙおよびコイル６ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。傾斜磁場発生部は、傾斜磁場電源７からコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向のそれぞれの傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場ＧSS、位相エンコード方向傾斜磁場ＧPE、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧROから成る論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。スライス方向、位相エンコード方向および読出し方向の各傾斜磁場ＧSS、ＧPE、ＧROは、静磁場Ｂ0に重畳される。
送受信部は、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを含む。ＲＦコイルユニット８は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８に接続さる。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、シーケンサ１０の制御の下で動作する。送信器９Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を生じさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット８に供給する。受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してデジタルデータ（生データ）を生成する。
図２は図１に示すＲＦコイルユニット８および受信器９Ｒの詳細構成の一例を示す図である。
図２に示す例においてＲＦコイルユニット８は、全身用（ＷＢ：whole-body）コイル８１およびフェーズドアレイコイル８２を含む。フェーズドアレイコイル８２は、複数の表面コイル８２ａを備える。全身用コイル８１は、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの双方に接続され、高周波信号の送信用および磁気共鳴信号の受信用のいずれとしても使用される。複数の表面コイル８２ａは、受信器９Ｒにそれぞれ接続される。受信器９Ｒは、複数の受信系回路９１を含む。全身用コイル８１および複数の表面コイル８２ａは、それぞれ個別に受信系回路９１と接続される。受信系回路９１は、それぞれが上記のような生データの生成を行う。
ただしＲＦコイルユニット８は、各種用途に応じた任意のコイルで構成しても良く、また単一のコイルで構成しても良い。
制御・演算部は、シーケンサ１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を含む。
シーケンサ１０は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ１０は、ホスト計算機１６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ１０のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御するとともに、受信器９Ｒが出力した生データを一旦入力し、これを演算ユニット１１に転送する。ここで、シーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。シーケンス情報には、ＳＥ−ＥＰＩシーケンスによるＤＷＩのためのデータ収集をアベレージスキャンにより実現するためのものが含まれる。
アベレージスキャンは、１つのスライスに関するデータを同一の条件で複数回収集し、これにより得られた複数のデータをアベレージングすることによって上記スライスの画像を再構成するためのデータを得る。なお以下においては、上記の複数回のデータ収集における１回を、アベレージ単位と称する。
演算ユニット１１は、受信器９Ｒが出力した生データを、シーケンサ１０を通して入力する。演算ユニット１１は、入力した生データを、内部メモリに設定したｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置し、このｋ空間に配置されたデータを２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニット１１は、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も必要に応じて実行可能である。この合成処理には、画素毎に画素値を加算する処理や、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとった上で、これら複数フレームの生データを合成して１フレームの生データを得てもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、あるいは重み付け加算処理などが含まれる。
記憶ユニット１２は、再構成された画像データや、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。
表示器１３は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機１６の制御の下に表示する。表示器１３としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
入力器１４は、操作者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器１４は、入力した情報をホスト計算機１６に送る。入力器１４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。
音声発生器１５は、ホスト計算機１６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発する。
ホスト計算機１６は、予め定められたソフトウエア手順を実行することにより実現される各種の機能を有している。この機能の１つは、既存のＭＲＩ装置で実現されている各種の動作を実現するようにＭＲＩ装置１００の各部の動作を総括する。この機能の１つは、シーケンサ１０にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する。上記の機能の１つは、テンプレートデータの取得の開始時点および終了時点のそれぞれにおける磁気共鳴信号の位相どうしの変化量をアベレージ単位毎に測定する。上記の機能の１つは、実行順序が隣り合う２つのアベレージ単位のそれぞれについて測定された変化量どうしの差として当該２つのアベレージ単位間の位相差を判定する。上記の機能の１つは、上記の位相差に基づいて２つのアベレージ単位のそれぞれにおける共鳴周波数どうしの周波数差を算出する。上記の機能の１つは、共鳴周波数の変化に起因する画像の劣化を低減するための補正処理を上記の周波数差に基づいて行う。
心電計測部は、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８を含む。ＥＣＧセンサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００のＥＣＧ信号を電気信号（以下、センサ信号と称する）として検出する。ＥＣＧユニット１８は、センサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、ホスト計算機１６およびシーケンサ１０に出力する。この心電計測部としては、例えばベクトル心電計を用いることができる。この心電計測部によるセンサ信号は、被検体２００の心時相に同期したスキャンを実行するときにシーケンサ１０にて必要に応じて用いられる。
次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の動作について説明する。
ＭＲＩ装置１００は、ＳＥ−ＥＰＩシーケンスを利用したアベレージスキャンを行うことができる。図３はＳＥ−ＥＰＩシーケンスを利用したＤＷＩを行う際のホスト計算機１６の処理のフローチャートである。
ステップＳａ１においてホスト計算機１６は、シーケンサ１０および演算ユニット１１に対して、ＳＥ−ＥＰＩシーケンスを利用したアベレージスキャンによるＤＷＩのための生データの収集を指令する。これに応じてシーケンサ１０は、生データの収集を行う。シーケンサ１０により収集された生データは、演算ユニット１１の内部メモリに記憶される。通常、生データとはＭＲ信号そのものを示す。しかしながらここでの生データは、ＭＲ信号から再構成された、アベレージングがなされる前の画像データとする。
図４は３アベレージ単位で生データを収集する手順の一例を示すタイミング図である。
図４（ａ）に示すように、第１アベレージ単位乃至第３アベレージ単位のそれぞれにおいて、テンプレートデータおよびイメージングデータが収集される。テンプレートデータは、位相エンコードを行わずに生じる生データである。イメージングデータは、ＭＰＧパルスの印加および位相エンコードを行って生じる生データである。イメージングデータは、ｂ値の大きさおよびＭＰＧパルスの向きの少なくとも一方を異ならせつつ順次取得された複数組の生データを含む。つまり、イメージングデータの収集にはＭＰＧパルスが印加される。しかし、テンプレートデータの収集にはＭＰＧパルスは印加されない。
図４（ｂ）は１アベレージ分のデータ収集の手順をより詳細に示している。図４（ｂ）に示すようにイメージングデータとしては、まずｂ値を「0」とした状態にて生データが収集される。こののちに、ｂ値を「1000」に固定した上で、ＭＰＧパルスの向きを位相エンコード（ＰＥ）方向、リードアウト（ＲＯ）方向およびスライス選択（ＳＳ）方向のそれぞれとして変化させながら３種類の生データが収集される。
このようなアベレージスキャンは、１スライスのみを対象として行っても良いし、複数スライスを対象として行っても良い。
１スライスのみを対象とする場合は、図４（ｂ）に示す各ブロックが１スライス分の生データの収集期間に相当し、各期間において同一スライスについての生データが収集される。
複数スライスを対象とする場合には、各スライスについてのテンプレートデータおよびイメージングデータが各アベレージでそれぞれ収集される。このときにイメージングデータは、各スライスの生データが各群にそれぞれ含まれる。すなわち、スキャン対象となるスライス数をｎとするならば、図４（ｃ）に示すように同一条件のｎスライス分の生データが連続的に収集される。かくして、１アベレージ単位当たりｎスライス分の生データがテンプレートデータとして収集される。また、図４（ｂ）に示すような４種類の生データをイメージデータとして収集するのだとするならば、１アベレージ単位当たり、４×ｎ個の生データが収集される。なお、１スライス分のテンプレートデータや生データは、その収集のために複数の表面コイル８２ａが有効とされているならば、これら有効とされている複数の表面コイル８２ａのそれぞれから出力される信号に基づくデータをそれぞれ含む。
図５は３アベレージ単位で生データを収集する手順の別の例を示すタイミング図である。
図５に示す手順が図４に示す手順と異なるのは、１つのアベレージ単位におけるイメージングデータとしての生データの収集の手順である。すなわち図５（ｂ）に示すようにイメージングデータとしては、まずｂ値を「0」とした状態にて生データが収集される。こののちに、ｂ値を「750」に固定した上で、ＭＰＧパルスの向きをＰＥ方向、ＲＯ方向およびＳＳ方向のそれぞれとして変化させながら３種類の生データが収集される。さらにｂ値を「1500」に固定した上で、ＭＰＧパルスの向きをＰＥ方向、ＲＯ方向およびＳＳ方向のそれぞれとして変化させながら３種類の生データが収集される。かくして、イメージングデータとしては、合計で７種類の生データが収集される。
図６は３アベレージ単位で生データを収集する手順の別の例を示すタイミング図である。
図６に示す手順が図４に示す手順と異なるのは、１つのアベレージ単位におけるイメージングデータとしての生データの収集の手順である。すなわち図６（ｂ）に示すようにイメージングデータとしては、まずｂ値を「0」とした状態にて生データが収集される。こののちに、ｂ値を「1000」に固定した上で、ＭＰＧパルスの向きを「ＰＥ，ＲＯ」方向、「ＰＥ，−ＲＯ」方向、「ＲＯ、ＳＳ」方向、「ＲＯ、−ＳＳ」方向、「ＳＳ，ＰＥ」方向および「ＳＳ，−ＰＥ」方向のそれぞれとして変化させながら６種類の生データが収集される。かくして、イメージングデータとしては、合計で７種類の生データが収集される。なお、上記の６種類の生データを収集する際のＭＰＧパルスの大きさと方向は（ＰＥ方向，ＲＯ方向，ＳＳ方向）なるベクトル表示で、（ｂ／２，ｂ／２，０）、（ｂ／２，−ｂ／２，０）、（０，ｂ／２，ｂ／２）、（０，ｂ／２，−ｂ／２）、（ｂ／２，０，ｂ／２）および（−ｂ／２，０，ｂ／２）となる。
なお、イメージングデータとしての生データを収集する条件および収集数は、様々に変更が可能である。また、ｂ値を「0」とした状態にて生データの収集は、必ずしも全てのアベレージ単位で行う必要はなく、例えば第１アベレージ単位のみにて行っても良い。
ステップＳａ２においてホスト計算機１６は、第２アベレージ単位以降の各アベレージ単位について、第１アベレージ単位に対する位相差Δθａｃｑを算出する。位相差Δａｃｑの算出は、テンプレートデータに基づいてスライス毎に行われる。また位相差Δａｃｑの算出は、テンプレートデータの収集のために複数の表面コイル８２ａが有効とされているならば、これら有効とされている複数の表面コイル８２ａのそれぞれで得られた信号に基づくデータのそれぞれについて行われる。
テンプレートデータを取得する際には、磁気共鳴信号の位相は図７に示すように推移する。すなわち、磁気共鳴信号の位相は、フリップパルスの印加直後から徐々に変化して行く。フリップパルスの印加から時間ＴＥ／２が経過した時点でフロップパルスを印加することによって、磁気共鳴信号の位相を反転させる。これにより、さらに時間ＴＥ／２が経過した時点、すなわちフリップパルスの印加から時間ＴＥが経過した時点にてフリップパルスの印加直後と同じ位相に戻る。
このような磁気共鳴信号の位相の変化率は、Ｂ0シフトの大きさに応じて異なる。しかし、位相の変化率に関わらず、フリップパルスの印加から時間ＴＥが経過した時点における位相はフリップパルスの印加直後と同じ位相となる。このため、フリップパルスの印加から時間ＴＥが経過した時点における位相にはＢ0シフトの影響は現れず、特許文献１に開示された技術は適用できない。
そこでホスト計算機１６は、エコーデータをテンプレートデータとして取得する期間Ｔａｃｑにおける位相変化量の差としてΔθａｃｑを算出する。このようなΔθａｃｑの算出をホスト計算機１６は、具体的には次のようにして行う。
まずホスト計算機１６は、期間Ｔａｃｑ内に定めた多数のサンプリングタイミングについて、第２アベレージ単位についてのテンプレートデータが示す位相と第１アベレージ単位についてのテンプレートデータが示す位相との位相差Δθｓｔをそれぞれ算出する。例えば図８はある１つのサンプリングタイミングについて算出される位相差Δθｓｔを表している。
またホスト計算機１６は、第３アベレージ単位以降の各アベレージ単位について、そのアベレージ単位についてのテンプレートデータと１つ前のアベレージ単位についてのテンプレートデータとに基づいて位相差Δθｓｔ′を、上記の位相差Δθｓｔと同様にして算出する。そしてホスト計算機１６は、第３アベレージ単位以降の各アベレージ単位についてはさらに、当該アベレージ単位について算出したΔθｓｔ′にその１つ前のアベレージ単位について算出されたΔθｓｔを加算することによって、当該アベレージ単位についてのΔθｓｔを算出する。
かくして、第２アベレージ単位以降の各アベレージ単位のそれぞれについて、第１アベレージ単位との位相差Δθｓｔが多数のサンプリングタイミング毎にそれぞれ算出される。なお、このような位相差Δθｓｔの算出は、Ahnの方法を用いて行うことができる。なお、Ahnの方法については、特許文献１の００９５段落乃至００９８段落にも詳しく説明されている。
以上のようにして同一のアベレージ単位について算出された多数の位相差Δθｓｔの時間変化は、例えば図９に実線で示すような非線形になる。これは、図８では位相変化を原理的に線形で示しているのに対して、実際の位相変化が被検体２００の動き、渦電流、あるいはノイズなどの影響による誤差を含んで非線形になっていることに起因する。特に期間Ｔａｃｑの初期においては渦電流の影響を大きく受け易く、末期においては磁気共鳴信号のレベルが低下していることによりノイズの影響を大きく受け易い。そこでホスト計算機１６は、このような実際の磁気共鳴信号の位相変化に対して線形フィッティングを行うことによって例えば図９に破線で示すような線形な時間変化となるように位相差Δθｓｔのそれぞれを補正する。この上でホスト計算機１６は図９に示すように、期間Ｔａｃｑの開始タイミングにおける補正後の位相差Δθｓｔと終了タイミングにおける補正後の位相差Δθｓｔとの差として、１つのアベレージ単位についての第１アベレージ単位に対する位相差Δθａｃｐを算出する。
ステップＳａ３においてホスト計算機１６は、第２アベレージ単位以降の各アベレージ単位についての第１アベレージ単位に対する周波数差Δｆｏをスライス毎に算出する。これは、第２アベレージ単位以降の各アベレージ単位についてスライス毎、あるいはさらに使用された表面コイル８２ａ毎に算出されているΔθａｃｐをそれぞれ次式に代入することにより行われる。
Δｆｏ＝Δθａｃｑ／Ｔａｃｑ
ステップＳａ４においてホスト計算機１６は、マルチコイル補正を行う。ただし、このマルチコイル補正は、テンプレートデータの収集に複数の表面コイル８２ａを用いている場合に行う。すなわち、複数の表面コイル８２ａを用いてテンプレートデータを収集する場合、各表面コイル８２ａで受信される信号の強度（積分値）がそれぞれ異なる。そこでホスト計算機１６は、複数の表面コイル８２ａのそれぞれの重みを、その表面コイル８２ａの出力信号の信号強度が大きいほど大きくなるように定める。そしてホスト計算機１６は、各表面コイル８２ａについてそれぞれ算出された周波数差Δｆｏに、同一の表面コイル８２ａについて算出した重みを適用して重み付け平均を算出する。これにより、マルチコイル補正がなされた周波数差Δｆｏが１スライスにつき１つ得られる。
具体的には、複数の表面コイル８２ａのそれぞれに付与された番号をｉ、ＲＯ方向の収集マトリックスの番号をｊ、ｉ番目の表面コイル８２ａにてｊ番目の収集マトリクスについて受信される信号強度をＳ(i,j)と表すならば、ｉ番目の表面コイル８２ａの重みＷ(i)は次式により算出される。
Ｗ(i)＝ΣＳ(i,j)
そして周波数差Δｆｏは、次式により算出される。
Δｆｏ＝Σ（Ｗ(i)×Δｆ(i)）／ΣＷ(i)
このマルチコイル補正は、全てのスライスに関して個別に行われる。
ステップＳａ５においてホスト計算機１６は、同一スライスについての各アベレージ単位の周波数差Δｆｏを時間方向に平滑化する。すなわちホスト計算機１６は、同一スライスについての複数の周波数差Δｆｏのアベレージ単位順での変化を一次関数で近似するように各アベレージ単位についての周波数差Δｆｏをそれぞれ補正する。この時間方向の平滑化は、全スライスについてそれぞれ行われる。この時間方向の平滑化により、被検体の動き等、突発的に発生するノイズ等に起因する誤差が補正される。
ステップＳａ６においてホスト計算機１６は、同一アベレージ単位についての各スライスの周波数差Δｆｏをスライス方向に平滑化する。すなわちホスト計算機１６は、同一アベレージ単位についての複数の周波数差Δｆｏのスライス方向での変化を、重み付け最小二乗法または移動平均法により補正する。なお、重みとしては、例えば各スライスについてのテンプレートデータの信号強度の総和を用いることができる。また最小二乗法を適用する場合の参照関数としては、一次関数または二次関数を用いることができる。このスライス方向の平滑化は、第２アベレージ単位以降の各アベレージ単位についてそれぞれ行われる。被検体が生体であるときにはスライス方向に連続して磁場不均一性が発生するために被検体が占める領域の割合が小さいスライスほど大きくなる測定誤差が、このスライス方向の平滑化により補正される。
以上のようにして、第２アベレージ単位以降の各アベレージ単位のそれぞれについて、各種の補正がなされた周波数差Δｆｏがスライス毎に求められる。
ステップＳａ７においてホスト計算機１６は、演算ユニット１１に対し、上記のように求めた補正後の周波数差Δｆｏを渡すとともに、イメージングデータの補正を行うよう指示する。これに応じて演算ユニット１１は、第２アベレージ単位以降の各アベレージ単位に関するイメージングデータのそれぞれを、同一アベレージ単位、同一スライスに関する周波数差Δｆｏに相当する位相エンコード方向への位相ずれを補償するように補正する。
ステップＳａ８においてホスト計算機１６は、補正後のイメージングデータに基づく再構成を行うように演算ユニット１１に対して指示する。これに応じて演算ユニット１１は、まず１アベレージ単位、１スライス分のイメージングデータ毎に１枚の画像を再構成する。そして演算ユニット１１は、同一スライスについて得られる複数（アベレージ単位数）の画像毎にアベレージングすることにより、１スライスにつき１枚の画像を得る。
かくして、補正後のイメージングデータに基づいて再構成される画像は、Ｂ0シフトに伴う位置ずれが補正されたものとなるから、同一のスライスに関する各アベレージ単位についてそれぞれ得られる画像どうしに位置ずれはなく、アベレージングによって良好な画像を得ることが可能である。
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
(1) 脂肪抑制は、脂肪からの磁気共鳴信号の周波数に応じたサチュレーションパルスにより脂肪からの磁気共鳴信号を抑圧する。このため、Ｂ0シフトの影響により脂肪抑制周波数がシフトすると、サチュレーションパルスにより脂肪からの磁気共鳴信号を抑圧できなくなる。そこで、１アベレージ単位のテンプレートデータの収集が終了する毎に当該アベレージ単位に関する周波数差Δｆｏを上記と同様に求め、この周波数差Δｆｏによって当該アベレージ単位におけるイメージングデータの収集の際に照射するサチュレーションパルスの周波数を変化させる。そうすれば、Ｂ0シフトに起因する脂肪抑制不良を軽減することができる。
(2) 上記のように１アベレージ単位のテンプレートデータの収集が終了する毎に当該アベレージ単位に関する周波数差Δｆｏを求めるならば、それに応じて当該アベレージ単位におけるイメージングデータの収集の際に照射するＲＦパルスの中心周波数を変化させることによって、画像の位置ずれを軽減することもできる。ただし、再構成で中心周波数による位置シフト補正を併用している場合には、中心周波数を変化させた分を考慮して、再構成前にイメージングデータの補正を行う必要がある。
(3) ＳＥ−ＥＰＩシーケンスやＦＥ−ＥＰＩシーケンスによる撮像を行っていたために鉄シムの温度が上昇している状態から、ＳＥ−ＥＰＩシーケンスよりも傾斜磁場コイルの負荷が小さな他のシーケンスによる撮像を行う場合がある。この場合、冷却機能が十分に効果を発揮し、撮像中に鉄シムの温度が低下することがある。このような場合においても、Ｂ0シフトが生じるから、上記実施形態のような補正が有用である。つまり、上記のような補正が適用されるシーケンスは、ＳＥ−ＥＰＩシーケンスやＦＥ−ＥＰＩシーケンスには限定されない。
(4) ステップＳａ４に乃至ステップＳａ６における各種の補正および平滑化はそれぞれ、その実施を省略することもできる。
(5) ステップＳａ４乃至ステップＳａ６における各種の補正および平滑化はそれぞれ、ステップＳａ２にて算出した位相差に対して行うことも可能である。
(6) 図４（ｂ）に示す例では、ＭＰＧパルスの印加方向は、ＰＥ方向、ＲＯ方向およびＳＳ方向の３方向（ｂ値＝0の場合を加えれば４方向）となっている。このようなＭＰＧパルスの印加方向の数は、任意に変更が可能である。例えば、１２８方向とすることが考えられる。このようにＭＰＧパルスの印加方向を増やした場合、その全ての方向についてテンプレートデータを収集するのは合理的ではない。そこで、ＭＰＧパルスの全印加方向をいくつかのグループに分割して、このグループ毎にテンプレートデータを収集しても良い。例えば、ＭＰＧパルスの全印加方向が１２８方向である場合、これを８つのグループに分割し、１つのグループに属する１６方向ずつでテンプレートデータを収集する。
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。
本発明の一実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図。 図１に示すＲＦコイルユニット８および受信器９Ｒの詳細構成の一例を示す図。 ＤＷＩを行う際の図１中のホスト計算機１６の処理のフローチャート。 ３アベレージ単位で生データを収集する手順の一例を示すタイミング図。 ３アベレージ単位で生データを収集する手順の別の例を示すタイミング図。 ３アベレージ単位で生データを収集する手順の別の例を示すタイミング図。 テンプレートデータを取得する際における磁気共鳴信号の位相の推移を示す図。 ある１つのサンプリングタイミングについて算出される位相差Δθｓｔを表わす図。 同一のアベレージ単位について算出された多数の位相差Δθｓｔの時間変化を示す図。
符号の説明
１…磁石、２…静磁場電源、３…シムコイル、４…シムコイル電源、５…天板、６ｘ，６ｙ，６ｚ…コイル、６…傾斜磁場コイルユニット、７…傾斜磁場電源、８…ＲＦコイルユニット、９Ｒ…受信器、９Ｔ…送信器、１０…シーケンサ、１１…演算ユニット、１２…記憶ユニット、１３…表示器、１４…入力器、１５…音声発生器、１６…ホスト計算機、８１…全身用（ＷＢ）コイル、８２…フェーズドアレイコイル、８２ａ…表面コイル、９１…受信系回路、１００…磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置、２００…被検体。

Claims (12)

  1. 静磁場中の被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加することにより前記被検体で生じる磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、
    前記傾斜磁場による位相エンコードをしないで前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの取得および前記位相エンコードをして前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの取得を１アベレージ単位としたデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、
    前記複数のアベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、
    前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位において収集されたイメージデータに生じている前記位相エンコード傾斜磁場の印加方向についての位相ずれを、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて補正する補正手段と、
    前記基準アベレージ単位において収集されたイメージングデータと、前記補正手段により補正された１つの対象アベレージング単位に関するイメージングデータ、あるいは前記補正手段により補正された前記複数の対象アベレージ単位に関するイメージングデータとに基づいて、前記被検体に関する画像を再構成する再構成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 静磁場中の被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加することにより前記被検体で生じる磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、
    前記傾斜磁場による位相エンコードをしないで前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの取得および前記位相エンコードをして前記被検体に生じる前記磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの取得を１アベレージ単位としたデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、
    前記複数のアベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、
    前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて、前記対象アベレージ単位におけるイメージングデータの収集のために前記被検体に対して印加する前記励起用高周波パルスの中心周波数を補正する補正手段と、
    前記収集手段により収集されるイメージングデータに基づいて前記被検体に関する画像を再構成する手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記算出手段は、前記テンプレートデータの収集開始時点から前記テンプレートデータの収集終了時点までの間における複数のサンプリングタイミング毎の２つのテンプレートデータの位相どうしの差をそれぞれ求め、この差の経時変化を線形フィッティングにより補正した上で、この補正された経時変化における前記開始時点および前記終了時点のそれぞれにおける前記差どうしの変化量として位相差を測定し、さらにこの位相差に基づいて前記周波数差を算出することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記収集手段は、前記磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルを用いて前記テンプレートデータおよび前記イメージングデータを取得し、
    前記算出手段は、前記複数のコイルのそれぞれで取得された前記テンプレートデータに基づいて前記位相差をそれぞれ測定し、前記複数のコイルのそれぞれでの受信信号強度の比を求めて、前記複数のコイルのそれぞれに関して測定された前記位相差を前記比に応じて重み付け平均して得られる位相差に基づいて前記周波数差を算出するか、または前記複数のコイルのそれぞれに関して測定された前記位相差に基づいて前記複数のコイルのそれぞれに関して求まる複数の周波数差を前記比に応じて重み付け平均して前記周波数差を算出することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記算出手段は、同一スライスについて複数の前記アベレージ単位のそれぞれに関して測定された複数の前記位相差を時間方向に平滑化した後の各位相差に基づいて前記周波数差を算出するか、または同一スライスについて複数の前記アベレージ単位のそれぞれに関して測定された複数の前記位相差のそれぞれに基づいて算出される複数の周波数差を時間方向に平滑化して前記周波数差を算出することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記算出手段は、同一アベレージ単位について複数のスライスのそれぞれに関して測定された複数の位相差をスライス方向に平滑化した後の各位相差に基づいて前記周波数差を算出するか、または同一アベレージ単位について複数のスライスのそれぞれに関して測定された複数の位相差のそれぞれに基づいて算出される複数の周波数差をスライス方向に平滑化して前記周波数差を算出することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記収集手段は、前記イメージングデータの取得時に脂肪抑制パルスの送信を行い、
    前記補正手段は、２つ目以降の前記アベレージ単位における前記脂肪抑制パルスの周波数を各アベレージについて算出された前記周波数差に基づいて変更することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 被検体に対して、励起用高周波パルスを印加すると同時に、スライス選択用傾斜磁場を印加してスライス面内の核スピンを選択的に励起した後、再収束高周波パルスを印加してから、前記スライス面に平行な方向に読出し用傾斜磁場を複数回スイッチングさせつつ印加し、同時に前記スライス選択用傾斜磁場と平行でかつ前記読出し用傾斜磁場と直交する方向に位相エンード用傾斜磁場を静的に印加するスピンエコー型のエコープラナー法により前記被検体をイメージングする磁気共鳴イメージング装置において、
    前記スライス面について、前記位相エンコード用傾斜磁場を印加しないで前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの収集、ならびに前記位相エンコード用傾斜磁場を印加して前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの収集を１アベレージ単位とするデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、
    前記複数アベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、
    前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位において収集されたイメージデータに生じている前記位相エンコード傾斜磁場の印加方向についての位相ずれを、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて補正する補正手段と、
    前記基準アベレージ単位において収集されたイメージングデータと、前記補正手段により補正された１つの対象アベレージング単位に関するイメージングデータ、あるいは前記補正手段により補正された前記複数のアベレージ単位に関するイメージングデータとに基づいて、前記スライス面に関する画像を再構成する再構成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 被検体に対して、励起用高周波パルスを印加すると同時に、スライス選択用傾斜磁場を印加してスライス面内の核スピンを選択的に励起した後、再収束高周波パルスを印加してから、前記スライス面に平行な方向に読出し用傾斜磁場を複数回スイッチングさせつつ印加し、同時に前記スライス選択用傾斜磁場と平行でかつ前記読出し用傾斜磁場と直交する方向に位相エンード用傾斜磁場を静的に印加するスピンエコー型のエコープラナー法により前記被検体をイメージングする磁気共鳴イメージング装置において、
    前記スライス面について、前記位相エンコード用傾斜磁場を印加しないで前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくテンプレートデータの収集、ならびに前記位相エンコード用傾斜磁場を印加して前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づくイメージングデータの収集を１アベレージ単位とするデータ収集を複数アベレージ単位分繰り返す収集手段と、
    前記複数アベレージ単位が２つである場合には前記複数のアベレージ単位のうちの基準アベレージ単位を除く１つの対象アベレージ単位について、また前記複数のアベレージ単位が３つ以上である場合には前記基準アベレージを除く複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記基準アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量と前記対象アベレージ単位において前記テンプレートデータを収集する期間における前記磁気共鳴信号の位相変化量とに基づいて、前記基準アベレージ単位における共鳴周波数と前記対象アベレージ単位における共鳴周波数との周波数差を算出する算出手段と、
    前記１つの対象アベレージ単位について、または前記複数の対象アベレージ単位のそれぞれについて、前記対象アベレージ単位について算出された前記周波数差に基づいて、前記対象アベレージ単位におけるイメージングデータの収集のために前記被検体に対して印加する前記励起用高周波パルスの中心周波数を補正する補正手段と、
    前記収集手段により収集されるイメージングデータに基づいて前記スライス面に関する画像を再構成する手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記再構成手段は、前記複数のアベレージ単位のそれぞれに関するイメージングデータを加重平均して得られるデータに基づいて前記スライス面に関する画像を再構成することを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記イメージングデータの収集は、前記再収束高周波パルスの前後にＭＰＧ（Motion Probing Gradient）パルスを複数方向に印加する拡散強調イメージングにて行うことを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記収集手段は、アベレージ単位前記テンプレートデータを、前記ＭＰＧパルスの印加方向の数を所定値（整数）により除算して求まる数の方向毎に収集することを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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