(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中に置かれた被検体に１個の励起ＲＦパルスと複数のリフォーカスＲＦパルスとを印加するＲＦパルス印加手段と、前記ＲＦパルスの印加と並行して位相エンコード用傾斜磁場を含む傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場印加手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記傾斜磁場印加手段は、前記複数のリフォーカスＲＦパルスに呼応して発生する複数のエコー信号の内の時間的に中心となるエコー信号よりも早く発生するエコー信号をｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配しかつその他のエコー信号を前記ｋ空間上の位相エンコード軸の正または負のいずれかの方向にのみその分割領域毎に配するように前記位相エンコード用傾斜磁場を制御する制御手段を含むとともに、
前記複数のエコー信号の内の前記ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号の発生前にモーション・プルービング・グラジェント（ＭＰＧ）パルスを印加するＭＰＧパルス印加手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記ｋ空間上で非対称に配置されたエコー信号のデータからこのｋ空間の複素共役対称性を利用してデータ未配置の領域のデータを補填するとともに実空間への画像再構成を実施する再構成手段を備える請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記制御手段は、繰返し時間毎に少なくとも１個の前記エコー信号に対して位相エンコード用傾斜磁場を零に設定する手段を含み、前記再構成手段は、前記少なくとも１個のエコー信号の位相誤差の情報を検出し、その検出情報から前記各エコー信号の位相を補正する位相補正手段を含む請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記ｋ空間の分割領域それぞれのデータに対して当該ｋ空間の残りの空間領域に零を補填することで前記エコー信号それぞれに対応した複数組のｋ空間データを形成して、この複数組のｋ空間データに基づいて複数枚の実空間画像データを再構成する再構成手段と、この複数枚の実空間画像データそれぞれの絶対値画像データを演算するともにその複数枚の絶対値画像データを画素毎に加算または加算平均する絶対値加算手段とを備える請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記ｋ空間の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号は、最初に発生する第１のエコー信号である請求項１〜４の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に係り、とくに、スピンの位相分散を強調した画像を得る、ディフュージョン（diffusion）イメージングまたはＩＶＩＭ（Intra Voxel Incoherent Motion）イメージングと呼ばれるイメージング技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は一般に、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルを得たりする装置である。
【０００３】
ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングと呼ばれるイメージング法は、微小な水分子の動きに因る位相拡散を強調するために、高強度で印加時間の長いＭＰＧ（Motion Probing Gradient）と呼ばれる傾斜磁場パルスが用いられる。このＭＰＧパルスを使ったパルスシーケンスとしては、これまでＳＥ法、ＥＰＩ法、ＳＳＦＰ法、Ｆａｓｔ  ＦＥ法、およびＦａｓｔ  ＳＥ法（対称サンプリングに拠る）をベースにしたものが知られている。
【０００４】
ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングにおける技術的課題は、従来から指摘されていることではあるが、生体（被検体）のマクロな動きに起因したモーションアーチファクトを低減させること、および、スキャン時間を短縮させることである。
【０００５】
例えば、"Stejskal-Tanner"のパルスシーケンスに代表される、最も基本的なＳＥ法ベースのパルスシーケンスでは、上記２点が一番の問題となっている。この問題を解決しようとして、高速スキャンであるＥＰＩ法、ＳＳＦＰ法、Ｆａｓｔ  ＦＥ法（Turbo FLASH 法）、対称Ｆａｓｔ  ＳＥ法のそれぞれをベースにしたシーケンスが報告されている。さらには、ソフトウエアによる信号処理法として、ナビゲーションエコー（Navigation Echo）と呼ばれる、動きに因る位相ずれを補正するためのエコーを繰返し時間ＴＲ毎に用いて位相補正する手法も報告されている。またさらには、近年、ｋ空間をライン状にエコー収集するのではなく、ｋ空間を渦巻き状に収集するスパイラルスキャンと呼ばれる手法も報告されている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した種々のスキャン法には、ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングを実施する上で以下のような問題が在る。
【０００７】
まず、ＳＥ法をベースにしたシーケンスの場合、上述したようにモーションアーチファクトが最も大きく、スキャン時間も長く掛かるので、拡散強調像を得るには実用上、困難である。
【０００８】
また、ＥＰＩ法をベースにしたシーケンスの場合、高頻度で多重エコーを発生させる必要があるため、グラジェント系、静磁場系などのハードウエア的な制約が大きくなり設計が複雑化、困難化し、また製造コストも高くなるのみならず、グラジェントエコーが含まれるため、磁場不均一性やケミカルシフトに弱いという欠点がある。
【０００９】
さらに、ＳＳＦＰ法をベースにしたシーケンスの場合、拡散強調因子であるｂファクタの計算が複雑になり、演算負荷が大きいという問題がある。
【００１０】
さらにまた、ＦａｓｔＦＥ法（Turbo FLASH 法）にＭＰＧパルスを載せたシーケンスは、例えば特開平６−１３３９４４号公報に示されているが、プリパレーションパルスを用いることになるので、Ｔ１緩和（縦緩和）の影響に因る誤差が出るという問題がある。
【００１１】
さらにまた、Ｆａｓｔ  ＳＥ法をベースにしたシーケンスでは、スティミュレーテッドエコー（stimulated echo）の拡散強調因子（ｂファクタ）を定量的に求めるのが難しいことから、定量性に劣る。また、実効ＴＥのエコーの時間の若い側に半分のエコー信号を発生させる必要があるため、エコー時間ＴＥを長くせざるを得ないことから、ＳＮＲが低下するという問題もある。
【００１２】
さらに、スパイラルスキャン法は、現状では未だ特殊なシーケンスとして取り扱われており、再構成のアルゴリズムも複雑で、演算時間が長く、演算負荷も大きいことから、ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングの抱える従来の問題を解決することは困難である。
【００１３】
この発明は、このような従来技術が有する問題に鑑みてなされたもので、スキャン時間を短縮し、演算時間の長期化、演算量の増大化を極力回避し、かつ画像精度を向上させた拡散強調画像を得ることを、その目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体に１個の励起ＲＦパルスと複数のリフォーカスＲＦパルスとを印加するＲＦパルス印加手段と、前記ＲＦパルスの印加と並行して位相エンコード用傾斜磁場を含む傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場印加手段とを備える。前記傾斜磁場印加手段は、前記複数のリフォーカスＲＦパルスに呼応して発生する複数のエコー信号の内の時間的に中心となるエコー信号よりも早く発生するエコー信号をｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配しかつその他のエコー信号を前記ｋ空間上の位相エンコード軸の正または負のいずれかの方向にのみその分割領域毎に配するように前記位相エンコード用傾斜磁場を制御する制御手段を含む。さらに、前記複数のエコー信号の内の前記ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号の発生前にモーション・プルービング・グラジェント（ＭＰＧ）パルスを印加するＭＰＧパルス印加手段を備える。
【００１５】
好適には、前記ｋ空間上で非対称に配置されたエコー信号のデータからこのｋ空間の複素共役対称性を利用してデータ未配置の領域のデータを補填するとともに実空間への画像再構成を実施する再構成手段を備える。
【００１６】
また好適には、前記制御手段は、繰返し時間毎に少なくとも１個の前記エコー信号に対して位相エンコード用傾斜磁場を零に設定する手段を含み、前記再構成手段は、前記少なくとも１個のエコー信号の位相誤差の情報を検出し、その検出情報から前記各エコー信号の位相を補正する位相補正手段を含む。
【００１７】
さらに好適には、前記ｋ空間の分割領域それぞれのデータに対して当該ｋ空間の残りの空間領域に零を補填することで前記エコー信号それぞれに対応した複数組のｋ空間データを形成して、この複数組のｋ空間データに基づいて複数枚の実空間画像データを再構成する再構成手段と、この複数枚の実空間画像データそれぞれの絶対値画像データを演算するともにその複数枚の絶対値画像データを画素毎に加算または加算平均する絶対値加算手段とを備える。
【００１８】
さらに好適には、前記ｋ空間の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号は、最初に発生する第１のエコー信号である。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００２０】
（第１の実施の形態）
第１の実施形態を図１〜図３に基づいて説明する。
【００２１】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００２２】
磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0を発生させる。なお、この磁石部には１次のシミング用のシムコイル１４が設けられている。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できるようになっている。
【００２３】
傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体を管理するコントローラ６（コンピュータを搭載）からＦＡＳＥ（Fast Asymmetric ＳＥ（非対称Fast Asymmetric ＳＥ））法に係るデータ収集用のパルスシーケンスの指令信号を受ける。
【００２４】
このＦＡＳＥ法は、図２に示す如く、１つの励起ＲＦパルスとそれに続く複数のリフォーカスＲＦパルスのほか、スピン位相の拡散強調用のＭＰＧパルスを使用する。さらに、ＦＡＳＥ法の位相エンコード用傾斜磁場は、エコー信号がｋ空間上で位相エンコード方向の中心部からその一方の空間領域に非対称に配されるように決定してある。
【００２５】
傾斜磁場シ−ケンサ５ａは、指令されたパルスシーケンスにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ0に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交する３軸Ｘ，Ｙ，Ｚの内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場ＧSとし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場ＧRとし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコ−ド用傾斜磁場ＧEとする。
【００２６】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、このコイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００２７】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデジタルデータを入力し、画像データを演算する演算ユニット１０と、演算した画像データを保管する記憶ユニット１１と、画像を表示する表示器１２と、入力器１３とを備えている。演算ユニット１０は、具体的には、メモリで形成されるｋ空間への実測データの配置、画像再構成の処理などを行う。この画像再構成処理として、ここではハーフフーリエ変換法としてのＡＦＩ（Asymmetric Fourier Imaging）処理を採用している。コントローラ６は傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとりながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する。
【００２８】
次に、この実施例の動作を説明する。
【００２９】
コントローラ６は所定メインプログラムを実行することに伴い、シーケンサ５（傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂ）に図２に示すＦＡＳＥ法のパルスシーケンス開始を指令する。具体的には、傾斜磁場シーケンサ５ａが、同図のシーケンスに基づいてスライス用傾斜磁場ＧS、読出し用傾斜磁場ＧR、位相エンコード用傾斜磁場ＧE、およびＭＰＧ（motion probing gradient）パルスを制御する。これと並行して、ＲＦシーケンサ５ｂが、被検体Ｐに９０゜ＲＦパルス及び１８０゜ＲＦパルスを印加させる。
【００３０】
なお、本実施形態では、異方性拡散（anisotropic diffusion）を測定することを目的としている。異方性拡散を測定する場合、ＭＰＧパルスは、読出し方向、位相エンコード方向、スライス方向の３軸の内のいずれかに印加すればよい。ここでは、図２に示すように、ＭＰＧパルスを読出し方向に印加するようにしている。これに対し、単に拡散強調画像を得る場合、ＭＰＧパルスは読出し方向、位相エンコード方向、スライス方向の３軸全てまたはその内の２軸に印加するようにすればよい。
【００３１】
図２のパルスシーケンスを説明する。最初に、スライス用傾斜磁場ＧSが傾斜磁場電源４からｚコイル３ｚ、３ｚを介して印加され、この傾斜磁場ＧSの印加と並行して送信機８Ｔ及び高周波コイル７を介して励起用の９０゜ＲＦパルスが印加される。これにより、被検体の所定スライス幅の領域が選択されるとともに、その面内の原子核スピンが選択的に励起され、ｙ´軸（回転座標系）までフリップする。
【００３２】
次いで、スライス用傾斜磁場ＧSは極性反転され、さらに読出し用傾斜磁場ＧRがｘコイル３ｘ、３ｘを介して印加される。これはスライス面内の読出し用傾斜磁場ＧR方向に並んだスピンの位相が各エコーの中心時刻において揃うようにするための印加である。
【００３３】
一方、読出し方向については、ｘコイル３ｘ，３ｘを介して、例えば９０°ＲＦパルスの印加後に、ディフェーズ用の読出し用傾斜磁場ＧRが印加される。この後、第１回目のＭＰＧパルスが印加される。ＭＰＧパルスは大きなパルス面積に設定されており、これによりスピンの拡散に拠る位相分散が強調される。
【００３４】
次いで、スライス用傾斜磁場ＧSとともに、リフォーカス用の１８０゜ＲＦパルスが印加される。このため、原子核スピンが１８０度、ｙ´軸の回りに回転する。つまり、原子核スピンの位相が反転する。
【００３５】
この後、読出し方向では、第２回目のＭＰＧパルスがｘコイル３ｘ，３ｘを介して印加される。第１回目、第２回目のＭＰＧパルスは共に、同極性および同量に設定されている。
【００３６】
この第２回目のＭＰＧパルス印加と並行して又はその後に、位相エンコード方向では、傾斜磁場ＧEが印加される。ここで印加する位相エンコード用傾斜磁場ＧEの強度（またはパルス面積）は、その後に収集される第１のエコー信号Ｅ０を、ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部（図３参照）に配置できるように設定されている。
【００３７】
次いで、１回目の位相反転に因るエコー信号を収集するため、エコー時間ＴＥに達する時間に対応させて、リフェーズ用の読出し用傾斜磁場ＧRがｘコイル３ｘ、３ｘを介して印加される。このため、リフォーカスに拠り発生する１個目のエコー信号Ｅ０が高周波コイル７により受信され、受信機６Ｔに送られる。
【００３８】
この後、位相エンコード方向では、リワインド用の傾斜磁場ＧEが印加される。これにより、リフォーカス用の１８０°ＲＦパルスを印加するとき、ｋ空間内の位相エンコード位置をその中心位置（ｋｅ＝０）に戻し、スティミュレーティドエコーに起因した画質劣化の影響を極力排除するようになっている。
【００３９】
次いで、スライス用傾斜磁場ＧSとともに、２番目のリフォーカス用の１８０゜ＲＦパルスが印加される。これにより、再びスピンの位相が反転する。
【００４０】
さらに、２回目の位相エンコード用傾斜磁場ＧEが印加される。この傾斜磁場の強度（またはパルス面積）は、その後に収集される第２のエコー信号Ｅ１を、ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部の一方の高周波側（図３参照）に配置できるように設定されている。
【００４１】
その後、２回目の位相反転に因るエコー信号を収集するため、リフェーズ用の読出し用傾斜磁場ＧRが再び印加される。このため、リフォーカスに拠り発生する２個目のエコー信号Ｅ１が受信される。そして、リワインド用の位相エンコード用傾斜磁場ＧEが再び印加される。
【００４２】
以下、同様のパルス印加が１つの繰り返し時間内で繰り返される。これにより、合計でｎ＋１個のリフォーカス用の１８０°ＲＦパルスに呼応するｎ＋１個のエコー信号Ｅ０〜Ｅｎが収集される。この一連の収集において、位相エンコード用傾斜磁場ＧEはエコー信号収集が進むにつれて、エコー信号を配するｋ空間の位相エンコードＮy方向の位置が高周波側に移行するように、その強度（パルス面積）が設定されている。
【００４３】
以上の処理は繰り返し時間ＴＲ毎に繰り返され、ｋ空間をその位相エンコード方向中心部からその一方（片側）の半分の領域に充填するエコー信号が収集される。
【００４４】
受信機８Ｒに送られたエコー信号は、増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅などの処理が施される。このエコー信号は受信機８ＲでさらにＡ／Ｄ変換によりデジタル量のエコーデータに変換される。このエコーデータは演算ユニット１０に送られ、ｋ空間に対応したメモリ領域に配置される。位相エンコード用傾斜磁場ＧEは前述の如くその強度（パルス面積）が設定されているため、図３に示す如く、第１エコーデータＥ０はｋ空間上の画像コントラストに支配的な、位相エンコード方向の中心領域に位相エンコード量に応じて配置される。続く第２エコーデータＥ１は本実施形態の場合、第１エコーデータＥ０の配置領域の一方の側（高周波側）の隣接領域に位相エンコード量に応じて配置される。第３エコーデータＥ３〜第ｎ＋１番目のエコーＥｎも図３に示す如く順次、その高周波側の領域に配置される。この結果、収集したｎ＋１個のエコーデータＥ０〜Ｅｎは、図３に示す如く、２次元ｋ空間の約半分の領域に非対称に配置される。
【００４５】
ｋ空間に非対称に配置されたエコーデータは、演算ユニット１０によりＡＦＩ処理により実空間の画像データに再構成される。ＡＦＩ処理はハーフフーリエ変換法の一種である。ＡＦＩ処理は、ｋ空間上の位相エンコード方向または周波数エンコード方向の約半分のエコーデータを基に、ｋ空間データの複素共役対称性を利用して残りの約半分の空間領域のエコーデータを補い、フーリエ変換により再構成する手法である。この一例として、例えば、Ｃ．Ｈ．Ｏｈ等に依る「ＳＭＲＭ  １９８７年抄録、＃４５５、“Faster Magnetic Resonance Imaging by Use of 3D-Quarter Matrix Data”」が知られている。なお、ＡＦＩ処理ではｋ空間上または実空間上で位相補正を行ってから再構成することが望ましいが、位相エラーが小さい場合は位相補正を必ずしも行わなくてもよい。
【００４６】
再構成された画像データは記憶ユニット１３に記憶されるとともに、必要に応じて表示器１４にＭＲ画像として表示される。
【００４７】
このように本実施形態では、第１エコーデータＥ０はｋ空間の中心領域に配置しているため、実効エコー時間ＴＥeffを短くすることができるとともに、スティミュレーティド（疑似）エコーが実効エコー時間ＴＥeff内のエコーに入ることを防止できる。スティミュレーティドエコーは、傾斜磁場やＲＦパルスの間隔次第でサンプルウインドウ内に入り込んでくることがある。ｋ空間の位相エンコード方向の中心領域に配置するエコーデータは、第２エコー、第３エコーなど、時間的に後の方のエコーデータでも構わないが、上述の有利さを考慮すると、本実施形態のように第１エコーデータＥ０を中心領域に配置することが最も有利である。
【００４８】
ここで、さらに、このスティミュレーティドエコーに関して従来例の１つである特開平６−１３３９４４号記載の手法との違い（利点）を説明する。
【００４９】
前述の如く、この特開平６−１３３９４４号はＦａｓｔ  ＳＥ法を拡散強調画像の撮影に応用した従来技術を開示している。この従来手法によれば、スティミュレーティドエコー（ＳＴＥ）がマルチエコー内に入り込まない条件として、ＭＰＧパルスが十分に大きいことを挙げている。ＭＰＧパルスが十分に大きいとい条件を常に維持できる場合はそれでよいが、ディフュージョンイメージングにおいてその条件を常に維持できないこともある。例えば、ディフュージョンイメージングにおいて、とくに、ＡＤＣ（Apparent Diffusion Coefficient）像を測定する場合が、かかる条件を維持できない場合に該当する。
【００５０】
このＡＤＣ像を測定するには、ＭＰＧパルス≠０の場合とＭＰＧパルス＝０の場合との対のシーケンスを利用して２以上の画像を得る必要がある。つまり、ＡＤＣ像は、
【数１】
0003688795.tif 000002
ここで、Ｓ０（ｘ，ｙ，ｚ）は、ＭＰＧパルス＝０のときの画像データで、その拡散強調因子（ｂファクタ）をｂ０とし、一方、Ｓｎ（ｘ，ｙ，ｚ）はＭＰＧパルス≠０のときの画像データで、その拡散強調因子をｂｎとする、ことで求められる。なお、拡散強調因子ｂｎは、
【数２】
0003688795.tif 000003
で求められる。
【００５１】
このＡＤＣ像を測定する場合、ＭＰＧパルスを零にしたときの画像データを使う必要があるので、特開平６−１３３９４４号記載の手法を使ったとしても、スティミュレーティドエコーは第２エコーよりも後のエコーに入り込むことが多く、スティミュレーティドエコーの影響を良好に回避することはできない。
【００５２】
これに対し、本実施形態によれば、第１エコーをｋ空間の位相エンコード方向中心部に配しているので、少なくとも、スティミュレーティドエコーがコントラストに支配的に影響してしまうという事態を回避できる。つまり、ディフュージョンイメージングにおいてスティミュレーティドエコーの影響を常に良好に低減させることができる。
【００５３】
さらに、スティミュレーティドエコーを全てのエコーから排除することもできる。それは傾斜磁場波形にスポイリング用の波形を加えることで達成でき、スティミュレーティドエコーがサンプリングウインド内に入り込まないようにすることができる。
【００５４】
（第２の実施の形態）
第２の実施形態を図４に基づき説明する。
【００５５】
この実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、モーションアーチファクトを低減するための位相補正を行うことを主眼としている。なお、本装置のハードウエアは第１の実施形態のものと同一であり、そのシーケンサ５はＦＡＳＥ法に基づく図４のパルスシーケンスを実行する。
【００５６】
かかる位相補正にはナビゲータエコー（navigator echo）を用いる。この方法は、本実施形態によるＦＡＳＥ法に限らず、対称型のＦａｓｔ  ＳＥ法のディフュージョンイメージング（ＩＶＩＭイメージング）でも同様に実施できる。
【００５７】
具体的には、ＦＡＳＥ法に拠って発生するマルチエコーの内の一つのエコーをナビゲータエコーとして指定し、このナビゲータエコーは位相エンコード用傾斜磁場ＧE＝０の状態で収集する。そして、このエコーデータに基づいて一つの繰返し時間ＴＲ内の全エコーの位相を補正するものである。
【００５８】
体動（拍動や患者自身の動き）があるとスピンには位相シフトが生じる。一つの繰返し時間ＴＲ内の第１〜第ｎ番目までのマルチエコーの時間はたかだか１００msec程度のオーダであるから、これらのマルチエコーには同程度の位相誤差（エラー）が含まれると考えられるが、繰返し時間ＴＲ毎では２〜３msecと長いので、実際には各エコーに含まれる位相誤差は異なると考えられる。そこで、繰返し時間ＴＲ毎に計測したＬ個の位相誤差データを基に、その繰返し時間ＴＲ内のｎ個のマルチエコーの位相誤差を補正するという処理を、全部の繰返し時間ＴＲのエコーのＬ組のそれぞれのエコーに対して行う。
【００５９】
位相エンコード用傾斜磁場ＧE＝０としてエコーデータを１次元フーリエ変換した実空間のデータは、図５に示すように、位相エンコードｙ方向に、リードｘ軸上へのプロジェクションデータＰ（ｘ）になる。その位相をａｒｇＰｉ（ｘ）として、ｉ＝１，２，…，ＬのＬ個分の各エコーデータＥｉ（Ｋｘ，Ｋｙ）（ｉ＝０，１，…，ｎ）を次式で位相補正する。
【００６０】
【数３】
0003688795.tif 000004
ここで、Ｆ［  ］はフーリエ変換演算子を示す。
【００６１】
つまり、演算ユニット１０は、上式に基づき実空間上の画像データを再構成した後、位相補正する。
【００６２】
このように、本実施形態のパルスシーケンス（図４）によればＭＰＧパルスを読出し方向に印加したので、読出し方向の動きによる位相シフトが強調される。この強調後に、位相エンコード用傾斜磁場ＧE＝０としたナビゲーションエコーＥnavが得られる。そして、演算ユニット１０の演算により、ナビゲーションエコーＥnavのエコーデータを使って、読出し方向軸上へのプロジェクションデータが求められ、位相補正される。
【００６３】
なお、再構成前の生データのまま位相補正することもできる。また、上式によれば、ｘ方向の全てのｘ値について位相補正することを示しているが、近似的には、空間的に０次、１次程度の特定の位相誤差成分のみの位相補正でもよい。なお、上記実施形態ではＭＰＧパルスを読出し方向に印加する場合を説明したが、このＭＰＧパルスを位相エンコード方向またはスライス方向に印加する場合、それぞれ、エンコード軸上またはスライス軸上へのプロジェクションデータを求めることができるように、ナビゲーションエコーを対応する軸上でサンプリングすればよい。
【００６４】
さらに、位相補正をさらに簡便に行う場合、空間的に０次および１次の成分のみを位相補正することでも相当の補正効果が見込まれる。その場合、ナビゲーションエコー用の傾斜磁場パルス（図４の＊印のパルス）を印加しないで、エコーを収集する。そのエコーピークから０次の位相成分を求め、位相補正すればよい。
【００６５】
続いて、上述した位相補正法の別の形態を、前述した図２、図３を流用して説明する。
【００６６】
この位相補正法は、「絶対値加算法」という手法に適用したものである。この絶対値加算法は、ｋ空間分割（セグメント）スキャン法における位相補正法である（例えば、先に本出願人が出願している特願平７−１５４６４６号がある）。すなわち、図２のＦＡＳＥ法のパルスシーケンスを実行することで、繰返し時間ＴＲ毎に得られるｋ空間上のｎ＋１組の分割領域毎のエコーデータそれぞれについてｋ空間のマトリクスサイズを同一に設定するため、エコーデータの無いセグメント部分には零が補填（ゼロフィリング）される。この後、ゼロフィリングにより形成された分割領域毎の複数組のエコーデータについてそれぞれハーフフーリエ変換法を加味したフーリエ変換により実空間画像データが再構成される。さらに、複数枚の実空間画像データそれぞれにて画像データの絶対値成分が画素毎に演算される。この後、ｎ＋１組の実空間画像データが相互に加算または加算平均されて最終的な再構成像が得られる。
【００６７】
これを数式で概念的に表すと、最終画像Ｖａは、
【数４】
0003688795.tif 000005
により求められる。ここで、Ｆ［  ］はフーリエ変換演算子、｜  ｜は絶対値を意味する。これらの処理は演算ユニット１０（図１）で実施される。
【００６８】
以上説明したように本実施形態によれば、１つの繰返し時間内でマルチエコーを収集し、かつ、ｋ空間のエンコード方向の約半分の領域のみに非対称にデータ配置すれば足りる。したがって、スキャン時間を短縮でき、同一スキャン時間に設定する場合、スキャンのマトリクスを増やすことができる。同時に、ディフュージョンイメージング（ＩＶＩＭイメージング）を実施する際、第１エコーをｋ空間のエンコード方向の中心部に配置できるから、スティミュレーティドエコーに因る画質低下の影響を良好に回避できる。同時に、拡散強調因子（ｂファクタ）はｋ空間の中心エコーのみに対する値を計算すれば十分であるから、演算負荷が軽減される。
【００６９】
また、プリパレーションパルスを用いていないから、Ｔ１緩和の影響が少ないという利点も得られる。さらに、静磁場不均一性の影響を殆ど排除できる利点もある。
【００７０】
そのほかの効果として、拡散強調画像（ＤＷＩ：Diffusion Weighted Image）およびＡＤＣ画像の分解能、解像度を向上させることもできる。さらには、エコー時間ＴＥを短縮できるから、拡散強調画像やＡＤＣ画像のＳ／Ｎ比を向上させることもできる。さらにスキャン時間が短いことに拠って、撮影を迅速化でき、オペレータの負担を軽減できる。さらには、スパイラルスキャンに比較して、画像再構成処理は簡単なアルゴリズムで済むので、コンピュータのソフトウエア上の負荷がこの点からも軽くなるという利点がある。
【００７１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置では、複数のリフォーカスＲＦパルスに呼応して発生する複数のエコー信号の内の時間的に中心に位置するエコー信号よりも時間的に早く発生するエコー信号をｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配しかつその他のエコー信号をｋ空間上の位相エンコード軸の正または負のいずれかの方向にのみその分割領域毎に配するように位相エンコード用傾斜磁場を制御する（ＦＡＳＥ法）とともに、複数のエコー信号の内のｋ空間上の位相エンコード方向中心部に配するエコー信号の発生前にモーション・プルービング・グラジェント（ＭＰＧ）パルスを印加し、ｋ空間上で非対称に配置されたエコー信号のデータからこのｋ空間の複素共役対称性を利用してデータ未配置の領域のデータを補填するとともに実空間への画像再構成を実施するようにしたため、従来のディフュージョンイメージング法（ＩＶＩＭイメージング）に比べて、スキャン時間を短縮させ、演算時間の長期化、演算量の増大化を抑制でき、かつ画像精度および品質を向上させた拡散強調画像または拡散計算画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】  第１の実施形態に係るＦＡＳＥ法の一例を示すパルスシーケンス。
【図３】  ＦＡＳＥ法によるｋ空間上の非対称なデータ配置例を示す図。
【図４】  第２の実施形態に係るＦＡＳＥ法の一例を示すパルスシーケンス。
【図５】  別の実施形態に係る位相誤差の補正データの形成を説明するための図。
【符号の説明】
１  磁石
２  静磁場電源
３  傾斜磁場コイルユニット
４  傾斜磁場電源
５  シーケンサ
６  コントローラ
７  高周波コイル
８Ｔ  送信機
８Ｒ  受信機
１０  演算ユニット
１１  記憶ユニット
【図１】
0003688795.tif 000006
【図２】
0003688795.tif 000007
【図３】
0003688795.tif 000008
【図４】
0003688795.tif 000009
【図５】
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