(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、
エコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための１対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、
前記位相補正データに基づいてエコーデータを補正する補正手段と、
前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴診断装置。
【請求項２】
前記計算手段は、前記１対のエコーデータの各々に対して１次元の逆フーリエ変換を実行することにより、実空間上の読み出し方向に関する位相誤差分布Ｖａ（ｘｒ）  、Ｖｂ（ｘｒ）  を求め、各位置での前記位相補正データをｄＶ（ｘｒ）とし、ｘ＊をｘの共役複素数、｜ｘ｜をｘの絶対値とすると、
ｄＶ（ｘｒ）＝Ｖａ（ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｘｒ）  ｝＊／｜Ｖａ（ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｘｒ）  ｝＊｜
により求めること特徴とする請求項１記載の磁気共鳴診断装置。
【請求項３】
高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、
位相補正計算のための第１のエコーデータを収集する第１の収集手段と、
前記第１のエコーデータとエコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための第２のエコーデータを収集する第２の収集手段と、
前記第１のエコーデータと前記第２のエコーデータとに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、
画像再構成のためのエコーデータを収集する第３の収集手段と、
前記画像再構成のためのエコーデータを、前記位相補正データに基づいて補正する補正手段と、
前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴診断装置。
【請求項４】
前記第１の収集手段は前記第１のエコーデータに位相エンコード情報を与えないために位相エンコード用傾斜磁場を発生せず、前記第２の収集手段は前記第２のエコーデータに位相エンコード情報を与えないために位相エンコード用傾斜磁場を発生せず、前記第３の収集手段は前記再構成のためのエコーデータに位相エンコード情報を与えるために位相エンコード用傾斜磁場を発生することを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴診断装置。
【請求項５】
前記計算手段は、前記第１のエコーデータと前記第２のエコーデータそれぞれに対して１次元の逆フーリエ変換を実行することにより、実空間上の読み出し方向に関する位相誤差分布Ｖａ（ｘｒ）  、Ｖｂ（ｘｒ）  を求め、各位置での前記位相補正データをｄＶ（ｘｒ）とし、ｘ＊をｘの共役複素数、｜ｘ｜をｘの絶対値とすると、
ｄＶ（ｘｒ）＝Ｖａ（ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｘｒ）  ｝＊／｜Ｖａ（ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｘｒ）  ｝＊｜
により求めること特徴とする請求項３記載の磁気共鳴診断装置。
【請求項６】
前記第１の収集手段は高周波励起パルスの後に高周波反転パルスを発生し、前記第２の収集手段は高周波励起パルスの後に、前記第１の収集手段と実行エコー時間が同一となるように高周波反転パルスを発生することを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴診断装置。
【請求項７】
高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、
第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシーケンスに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が相違する第２のパルスシーケンスとを交互に繰り返し実行する手段と、
時間的に前後する前記第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスとで収集されたエコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる１対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、
前記時間的に前後する第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスとの少なくとも一方で収集されたエコーデータを、前記位相補正データに基づいて補正する補正手段と、
前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴診断装置。
【請求項８】
前記計算手段は、前記１対のエコーデータの各々に対して１次元の逆フーリエ変換を実行することにより、実空間上の読み出し方向に関する位相誤差分布Ｖａ（ｘｒ）  、Ｖｂ（ｘｒ）  を求め、各位置での前記位相補正データをｄＶ（ｘｒ）とし、ｘ＊をｘの共役複素数、｜ｘ｜をｘの絶対値とすると、
ｄＶ（ｘｒ）＝Ｖａ（ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｘｒ）  ｝＊／｜Ｖａ（ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｘｒ）  ｝＊｜
により求めること特徴とする請求項７記載の磁気共鳴診断装置。
【請求項９】
前記第１のパルスシーケンスには高周波励起パルスの後に高周波反転パルスが発生され、前記第２のパルスシーケンスには高周波励起パルスの後に、前記第１のパルスシーケンスと実行エコー時間が同一となるように高周波反転パルスが発生されることを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴診断装置。
【請求項１０】
前記計算手段は、前記第１のパルスシーケンスの実効エコー時間で収集されたエコーデータと、前記第２のパルスシーケンスの前記第１のパルスシーケンスと同じ実効エコー時間で収集されたエコーデータとを前記１対のエコーデータとして、前記１対のエコーデータに基づいて前記位相補正データを計算することを特徴とする請求項９記載の磁気共鳴診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ）  、ＧＲＡＳＥ法（Ｇｒａｄｉｅｎｔ  ａｎｄ  ＳｐｉｎＥｃｈｏ  Ｉｍａｇｉｎｇ）等のように、高周波励起パルス（ＲＦ  ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ  ｐｕｌｓｅ  ）により発生させた横磁化を、読み出し用傾斜磁場（ｒｅａｄ−ｏｕｔ  ｇｒａｄｉｅｎｔ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｆｉｅｌｄ）の高速な極性反転により繰り返し集束（ｒｅｆｏｃｕｓ）  させて、エコー（グラジエントエコーとも呼ばれる）  を繰り返し発生させるパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
以下の記述において、高周波励起パルス印加を“ショット”と定義する。また、高周波励起パルスの印加回数を“ショット数”と称する。
「“Ｓｅｌｆ−Ｃｏｒｒｅｃｔｉｎｇ  ＥＰＩ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ”；Ａ．Ｊｅｓｍａｎｏｗｉｃｚ．ｅｔ．ａｌ．；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ，Ｎｏ．６１９，１９９５」、「“Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ＥＰＩ  Ｕｓｉｎｇ  Ｉｎｔｅｒｎａｌ  Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ  Ｌｉｎｅ”；Ａ．Ｊｅｓｍａｎｏｗｉｃｚ．ｅｔ．ａｌ．；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ，Ｎｏ．１２３９，１９９５  」等で述べられているように、ＥＰＩで収集されるエコーデータに含まれる位相誤差の主な原因は、Ｆ０のずれも含めた静磁場不均一性と、傾斜磁場のスイッチングにより発生する渦磁場の２つと考えられている。前者による位相誤差は、撮像対象の信号強度分布と撮像領域内の静磁場不均一性の空間分布により異なる。一方、後者の原因による位相誤差は、主に実空間のリード方向に１次の傾斜を持ち、エコーデータ収集中のリード方向傾斜磁場の極性により、その位相傾斜の方向が反転するという性質を持っている。
【０００３】
位相補正法ではないが、前者の原因の位相誤差によって生じるリンギングアーチファクトを低減する従来技術として、エコータイムシフトという技術がある。エコータイムシフトに関しては、「“Ｐｈａｓｅ  Ｅｒｒｏｒ  Ｃｏｒｒｅｃｔｅｄ  Ｉｎｔｅｒｌａｃｅｄ  Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ”；Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ  ａｎｄ  Ｃ．Ｂ．Ａｈｎ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  Ａｎｎｕａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ（＝ＳＭＲＭ），Ｎｏ．９１２，１９８７」、「“Ｐｈａｓｅ  Ｅｒｒｏｒｓ  ｉｎ  Ｍｕｌｔｉ−Ｓｈｏｔ  Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ”；Ｄａｖｉｄ  Ａ．Ｆｅｉｎｂｅｒｇ  ａｎｄ  Ｋｏｉｃｈｉ  Ｏｓｈｉｏ；Ｍｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．３２，５３５−５３９（１９９４）  」、「“Ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ−ＥＰＩ  ａｎｄ  ＧＲＡＳＥ  Ｐｕｌｓｅ  Ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ：Ｏｆｆ−Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｅ  Ａｒｔｉｆａｃｔｓ  ｄｕｅ  ｔｏ  Ｄｉｓｃｏｎｔｉｎｕｉｔｉｅｓ  ｉｎ  ｔｈｅ  Ｓｉｇｎａｌ  Ｐｈａｓｅ  Ｅｖｏｌｕｔｉｏｎｓ  ”；Ｊ．Ｐ．Ｍｕｇｌｅｒ  ＩＩＩ，Ｊ．Ｒ．Ｂｒｏｏｋｅｍａｎ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  Ａｎｎｕａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ（＝ＳＭＲＭ），Ｎｏ．４６２，１９９４  」等に記載されている。マルチショットのＥＰＩ法においては、各エコー（グラジエントエコー）のエコー時刻が異なり、静磁場不均一性に起因する位相ずれがＫ空間上の各エコーブロック毎に段階状に変化するため、リンギングアーチファクトが発生してしまう。この技術はそれぞれのエコーデータの収集とエコーデータ収集のための傾斜磁場波形とをショット毎に変化させることにより、前記のリンギングアーチファクトを低減させる技術である。この技術は、ＧＲＡＳＥ法にも効果があることが、「“Ｕｌｔｒａ−ｆａｓｔ  Ｍｕｌｔｉ−ｓｅｃｔｉｏｎＭＲＩ  ｕｓｉｎｇ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  ａｎｄ  Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ  ｉｍａｇｉｎｇ  ”；Ｄａｖｉｄ  Ａ．Ｆｅｉｎｂｅｒｇ  ａｎｄ  ＫｏｉｃｈｉＯｓｈｉｏ；ＵＳＰ５２７０６５４，Ｄｅｃ．１４，１９９３  」、「“Ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ−ＥＰＩ  ａｎｄ  ＧＲＡＳＥ  Ｐｕｌｓｅ  Ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ：Ｏｆｆ−Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｅ  Ａｒｔｉｆａｃｔｓ  ｄｕｅ  ｔｏ  Ｄｉｓｃｏｎｔｉｎｕｉｔｉｅｓ  ｉｎ  ｔｈｅ  Ｓｉｇｎａｌ  Ｐｈａｓｅ  Ｅｖｏｌｕｔｉｏｎｓ  ”；Ｊ．Ｐ．Ｍｕｇｌｅｒ  ＩＩＩ，Ｊ．Ｒ．Ｂｒｏｏｋｅｍａｎ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  Ａｎｎｕａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ（＝ＳＭＲＭ），Ｎｏ．４６２，１９９４  」等に報告されている。
【０００４】
一方、後者の原因によって生じる位相誤差を補正する方法として、ＥＰＩの画像自体のアーチファクトの信号強度を指標に、後者の原因特有の位相ずれパターンを補正する量を自動的に増減させる方法（“Ａｕｔｏｍａｔｅｄ  Ｇｈｏｓｔ  Ｔｕｎｉｎｇ  ｏｆ  ＥｃｈｏＰｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇｓ”；Ｍ．Ｋｕｔｔｅｒ，Ｄ．Ｍａｙｎａｒｄ，ｅｔ．ａｌ．；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ．Ｎｏ．８３６．１９９４  ）や、シングルショットＥＰＩの本スキャン自体の一部のエコーを補正に用いる方法（“Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ＥＰＩ  Ｕｓｉｎｇ  Ｉｎｔｅｒｎａｌ  Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ  Ｌｉｎｅ”；Ａ．Ｊｅｓｍａｎｏｗｉｃｚ．ｅｔ．ａｌ．；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ，Ｎｏ．１２３９，１９９５  ）、リード傾斜磁場を反転させた２回のスキャンのエコーデータのエコーピークを平均して、本来あるべきエコー中心の位置を求め補正する方法（“Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  ｆｏｒ  Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｒａｗ  Ｄａｔａ  ｆｏｒ  ＥＰＩ  ｗｉｔｈ  Ｕｎｓｈｉｅｌｄｅｄ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｃｏｉｌｓ”；Ｄ．Ｋｅｌｌｙ  ａｎｄ  Ｒ．Ｏｒｄｉｄｇｅ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ，Ｎｏ．１２３７，１９９５）などがある。
【０００５】
以上のように、ＥＰＩ法のエコーデータの位相誤差には多くの対策があるが、ここでは、従来例として他の撮像法でも一般的な、位相ずれの原因に関係なく、各エコーで生じるリード方向の位相ずれを補正する方法を示す。
【０００６】
図１４（ａ）に、ＦＩＤタイプのＥＰＩ法における位相補正用テンプレートショット（ｔｅｍｐｌａｔｅ  ｓｈｏｔ）  Ａのパルスシーケンスを示し、図１４（ｂ）に、イメージングのためのエコーデータを実際に収集することを目的としたＦＩＤタイプのＥＰＩ法のメインスキャン（ｍａｉｎ  ｓｃａｎ）のパルスシーケンスを示す。図１５にその補正処理及び再構成処理の手順を示す。なお、メインスキャンは、ショット数が１のシングルショットＥＰＩ（あるいはスナップショットＥＰＩ）でも、ショット数が複数のマルチショットＥＰＩ（ｍｕｌｔｉ−ｓｈｏｔ  ＥＰＩ）又はインターリブドＥＰＩ（ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ    ＥＰＩ）でもよい。図中のＧｅ１、Ｇｅ２はそれぞれシングルショットＥＰＩ、マルチショットＥＰＩに対応する位相エンコード方向の傾斜磁場を示す。リード方向傾斜磁場波形Ｇｒ  の極性を正負交互に反転することにより、複数のエコー（グラジエントエコー）を発生させ、それぞれのエコーに異なる大きさの位相エンコードを施すことにより、従来のＦＥ法（ｆｉｅｌｄ  ｅｃｈｏ  ｍｅｔｈｏｄ  ）に比べ高速に１画像の再構成に必要なエコーデータの収集が可能である（「“Ａ  Ｐｅｒｓｐｅｃｔｉｖｅ  ｏｎ  Ｋ−ｓｐａｃｅ”；Ｒｅｕｂｅｎ  Ｍｅｚｒｉｃｈ；Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ  １９９５．Ｖｏｌ．１９５，２９７−３１５」、「“Ｕｌｔｒａｆａｓｔ  Ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ−Ｅｃｈｏ−Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｎ  ａ  ＳｔａｎｄａｒｄＳｃａｎｎｅｒ”；Ｇ．Ｃ．Ｍｃｋｉｎｎｏｎ；Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．３０，６０９−６１６（１９９３）  」）。テンプレートショットＡは、位相エンコード方向の傾斜磁場が常に０である以外は、メインスキャンの各ショットのパルスシーケンスと同一である。補正処理も、様々な方法があるが、図１５では、複素数演算を用いた各エコー毎にリード方向の高次までの位相補正が可能な方法を示した。手順は以下の通りである。
【０００７】
（１）テンプレートショット、メインスキャンにより、それぞれのエコーデータＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）を収集する。なお、ｓｈｏｔ、ｅｃｈｏ、ｋｒはそれぞれそのエコーデータを収集したショットの番号、エコーの番号、リード方向の空間周波数［ｒａｄ／ｍ  ］である。Ｅａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）はいずれも複素数である。
【０００８】
（２）Ｅａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅ（ｓｈｏｔ，ｋｒ）  をｋｒについて１次元のフーリエ逆変換を行う。この結果をそれぞれＶａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）、Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）とする。
（３）Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）から、位相補正量ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  を次の式にしたがって求める。
ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ＝Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）／｜Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）｜
ここで、｜ｘ｜はｘの絶対値を表す。
【０００９】
（４）エコーデータＶ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）を、位相補正量ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  に基づいて、次の式にしたがって補正する。なお、補正されたエコーデータを、Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）と表す。
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）・｛ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ｝＊
ここで、ｘ＊は、ｘの共役複素数を表す。
【００１０】
（５）補正されたエコーデータＶ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）を、施されている位相エンコード量の順に並びかえる。この結果をＫ（ｋｅ，ｘｒ）  とする。
（６）Ｋ（ｋｅ，ｘｒ）  を、ｋｅについて１次元のフーリエ逆変換を行い、再構成画像ρ（ｘｅ，ｘｒ）  を得る。
【００１１】
なお、（３）の段階で、「“Ｎｅｗ  Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｉｎ  ＮＭＲ  Ｉｍａｇｅｉｎｇ  Ｂａｓｅｄ  ｏｎ  Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｈｉｓｔｏｇｒａｍ  Ａｎａｌｙｓｉｓ”；Ｃ．Ｂ．ＡＨＮ  ａｎｄ  Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ．ＩＥＥＥ  ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  ｍｅｄｉｃａｌ  ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−６，Ｎｏ．１，Ｍａｒｃｈ  １９８７」に記載された方法も報告されている。
【００１２】
従来法のように、各エコーに含まれる位相誤差のうち、静磁場不均一性に起因するものとその他の原因によるものを分離せずにまとめて補正する上述の方法では、下記の（１）、（２）の点で問題である。
【００１３】
（１）マルチショットＥＰＩ、マルチショットＧＲＡＳＥ法に適用した場合の特有の問題点として、次の（ａ），（ｂ）のものが挙げられる。
（ａ）位相エンコード方向の静磁場不均一性によりリンギングアーチファクトが生じる。
静磁場不均一性による位相誤差が位相エンコード方向に一様でない場合、それぞれのエコー、リード方向の位置（ｘｒ）  における位相補正量ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  は、スライス方向にはスライス厚の厚みを持ち、位相エンコード方向は撮像領域に等しく、リード方向には、フーリエ逆変換時の１ピクセルに相当する幅をもつ角柱状の領域について１つの値しかとれないため、位置によっては位相補正量が不適当になる。これにより、位相エンコード方向の位置により程度の異なるリンギングアーチファクトが残ってしまうという問題がある。つまり前者の静磁場不均一性の原因による位相誤差に対しては十分な効果が得られない。
【００１４】
（ｂ）（ａ）の問題を解決可能なエコータイムシフト法との併用が困難である。
上述の（ａ）の問題は、前述のエコータイムシフト法によりかなり改善できるが、エコータイムシフトと上記のような位相補正法の併用は、以下の理由で実用上問題がある。エコータイムシフト法を実施すると、補正対象のスキャンの同一のエコーの各ショットのエコーデータは、それぞれ異なるエコー時間で収集されたエコーであるため、静磁場不均一性による位相誤差がそれぞれ異なる。このため位相補正用テンプレートショットの対応するエコーデータとは、多くの場合、静磁場不均一性による位相誤差の大きさが異なり、正しく補正されない。このため、エコータイムシフト法でも対処できない位相誤差の不連続が生じてしまう。したがって、エコータイムシフト法と上記のような位相補正法を併用してもＥＰＩ法の２つの主な原因による位相誤差により生ずるアーチファクトを両方とも低減あるいは除去することは困難である。とくに、傾斜磁場の立ち上がりが遅いＭＲＩ装置でマルチショトＥＰＩ、ＧＲＡＳＥ法で撮像する場合のように、各グラジエントエコーの時間間隔が長く、静磁場不均一性による位相誤差成分が大きいパルスシーケンスにおいては深刻な問題である。
【００１５】
（２）任意のＥＰＩ系パルスシーケンスに適用した場合に共通して発生する問題
シングルショットＥＰＩ法、マルチショット法、シングルショットＧＲＡＳＥ法、マルチショットＧＲＡＳＥ法など全てのＥＰＩ系パルスシーケンスに適用した場合の共通の問題として、下記の（ａ），（ｂ）のものが挙げられる。
【００１６】
（ａ）補正データの信号減少による補正精度の低下
多くの従来例では、位相エンコード方向の傾斜磁場を、０とした位相補正用スキャンのエコーデータを用いている。処理法にもよるが、位相補正データは、実際の画像における１画素よりも大きな領域内にある横磁化のベクトル和をもとに求めているため、領域内に静磁場不均一性による大きな位相誤差分布がある場合、位相の干渉によりデータの絶対値が非常に小さくなり補正精度が著しく下がってしまうという問題がある。この問題は特にエコー時間が静磁場不均一性による位相誤差がキャンセルされるエコー時間、いわゆるハーンエコーの時刻から離れているエコー程（ＦＩＤタイプのＥＰＩの場合はエコー時間が長いエコー程）大きな問題である。
【００１７】
（ｂ）位相補正データ自体に含まれる静磁場不均一性を原因とする位相誤差に起因する補正精度の低下
従来例のうち、「“Ｉｍａｇｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｅｉｎｇ  ｗｉｔｈ  Ｎｏｎｅｑｕｉｄｉｓｔａｎｔ  ｋ−Ｓｐａｃｅ  Ｓａｍｐｌｉｎｇ”；Ｈ．Ｂｒｕｄｅｒ，Ｈ．Ｆｉｃｈｅｒ，Ｈ−Ｅ．Ｒｅｉｎｆｅｌｄｅｒ，ａｎｄ  Ｆ．Ｓｃｈｍｉｔｔ；Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．２３，３１１−３２３（１９９２）  」、「“Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  ｆｏｒ  Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｒａｗ  Ｄａｔａ  ｆｏｒ  ＥＰＩ  ｗｉｔｈ  Ｕｎｓｈｉｅｌｄｅｄ  ＧｒａｄｉｅｎｔＣｏｉｌｓ”；Ｄ．Ｋｅｌｌｙ  ａｎｄ  Ｒ．Ｏｒｄｉｄｇｅ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ，Ｎｏ．１２３７，１９９５」、「“Ｎｅｗ  Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｉｎ  ＮＭＲ  Ｉｍａｇｅｉｎｇ  Ｂａｓｅｄ  ｏｎ  Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｈｉｓｔｏｇｒａｍ  Ａｎａｌｙｓｉｓ”；Ｃ．Ｂ．ＡＨＮ  ａｎｄ  Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ．ＩＥＥＥ  ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  ｍｅｄｉｃａｌ  ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−６，Ｎｏ．１，Ｍａｒｃｈ  １９８７」に示される方法等は、実空間のリード方向に、（０、１次以外の）高次の位相誤差の存在を仮定していない方法であると考えられる。前述のように静磁場不均一性を原因とする位相誤差は多くの場合、そのような高次の位相誤差を含むため、補正精度が下がるなどの問題が生ずる。例えば、「“Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  ｆｏｒ  Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｒａｗ  Ｄａｔａ  ｆｏｒ  ＥＰＩ  ｗｉｔｈ  Ｕｎｓｈｉｅｌｄｅｄ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｃｏｉｌｓ”；Ｄ．Ｋｅｌｌｙ  ａｎｄ  Ｒ．Ｏｒｄｉｄｇｅ；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ，Ｎｏ．１２３７，１９９５」に記載された方法は、エコーデータのエコーピークの時刻を求める必要があるが、撮像対象の対象核種の密度分布や静磁場不均一性の分布が高次の成分をもつ場合は、エコーピーク自体が存在するとは限らないため、問題である。また、「“Ｎｅｗ  Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｉｎ  ＮＭＲ  Ｉｍａｇｅｉｎｇ  Ｂａｓｅｄ  ｏｎ  Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｈｉｓｔｏｇｒａｍ  Ａｎａｌｙｓｉｓ”；Ｃ．Ｂ．ＡＨＮ  ａｎｄ  Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ．ＩＥＥＥ  ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  ｍｅｄｉｃａｌ  ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−６，Ｎｏ．１，Ｍａｒｃｈ  １９８７」に示される方法は、もともと０、１次以外の高次の位相誤差の存在を仮定していない。その他の方法でも明記はされていないが、同様の過程の上に成り立っているものが多い。したがって、（ａ）の問題と同様、特にエコー時間が静磁場不均一性による位相誤差がキャンセルされるエコー時間、いわゆるハーンエコーの時刻から離れているエコー程（ＦＩＤタイプのＥＰＩの場合はエコー時間が長いエコー程）大きな問題である。
【００１８】
以上のように、各エコーに含まれる位相誤差のうち、静磁場不均一性に起因するものと、その他の原因によるものとを分離せずにまとめて補正する方法では様々な問題があり、幾つかの技術を組み合わせても状況によっては十分な効果が安定して得られていないというのが現状である。
【００１９】
一方、「“Ａｕｔｏｍａｔｅｄ  Ｇｈｏｓｔ  Ｔｕｎｉｎｇ  ｏｆ  Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇｓ”；Ｍ．Ｋｕｔｔｅｒ，Ｄ．Ｍａｙｎａｒｄ，ｅｔ．ａｌ．；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＭＲ．Ｎｏ．８３６．１９９４  」による補正法は、上記のような問題のない方法があるが、アーチファクトを検出するＲＯＩを撮像対象自体からの信号のない部分に設定しなければならないことや、断面方向を任意にとれるようにするには機構が複雑になること等の問題等がある。また、分解能、断面方向などの撮影条件を変えながら連続的に撮影することを考えると、調整量が正しい値に集束してくるまでに時間がかかり、運用上不便である。
【００２０】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、ＥＰＩ等で収集される各エコーに含まれる位相誤差のうち、静磁場不均一性による位相誤差成分のみを取り除いた残りの成分を求め、求めた成分のみを補正することにより、補正の精度と安定性の高い磁気共鳴診断装置を提供することにある。
【００２１】
【課題を解決するための手段】
本発明は、高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、エコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための１対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、前記位相補正データに基づいてエコーデータを補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備する。
【００２２】
本発明は、高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、位相補正計算のための第１のエコーデータを収集する第１の収集手段と、前記第１のエコーデータとエコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための第２のエコーデータを収集する第２の収集手段と、前記第１のエコーデータと前記第２のエコーデータとに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、画像再構成のためのエコーデータを収集する第３の収集手段と、前記画像再構成のためのエコーデータを、前記位相補正データに基づいて補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備する。
【００２３】
本発明は、高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシーケンスに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が相違する第２のパルスシーケンスとを交互に繰り返し実行する手段と、時間的に前後する前記第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスとで収集されたエコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる１対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、前記時間的に前後する第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスとの少なくとも一方で収集されたエコーデータを、前記位相補正データに基づいて補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備する。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴診断装置の好ましい実施形態を説明する。
（第１の実施の形態）
図１に、第１の実施形態に係る磁気共鳴診断装置の構成を示す。被検体を収容できるように円筒状の内部空間が形成された磁石部１は、静磁場磁石３、傾斜磁場コイル５、高周波コイル７を装備する。静磁場磁石３は、円筒内部に静磁場を発生する。Ｚ軸は、静磁場の向きに平行とする。傾斜磁場コイル５及び傾斜磁場電源９は、Ｘ軸に沿って磁場強度が線形に変化するＸ軸傾斜磁場、Ｙ軸に沿って磁場強度が線形に変化するＹ軸傾斜磁場、Ｚ軸に沿って磁場強度が線形に変化するＺ軸傾斜磁場をそれぞれ独立して発生することができるように構成されている。Ｘ、Ｙ、Ｚの傾斜磁場に対する読み出し方向傾斜磁場Ｇｒ  、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ  、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ  の対応関係は任意であり、またオブリーク撮影等では１対１で対応するとは限らない。
【００２５】
高周波コイル７は、送信部１１から高周波電流の供給を受けて、被検体内の磁化スピンを励起するためのフリップ角が９０°の高周波励起パルスを発生し、被検体内の磁化スピンを反転するためのフリップ角が  １８０°の高周波反転パルスを発生する。高周波コイル７は、被検体内の磁化スピンから発生する磁気共鳴信号（ここではグラジエントエコー）を受信するための受信コイルとして送信と兼用されている。受信部１３は、高周波コイル７を介して受信したグラジエントエコーをサンプリングし、Ａ／Ｄ変換し、エコーデータとしてコンピュータシステム１５に出力する。
【００２６】
コンピュータシステム１５は、受信部１３からのエコーデータに基づいて、位相補正データを計算する。コンピュータシステム１５は、受信部１３からのエコーデータを位相補正データに基づいて補正する。コンピュータシステム１５は、補正されたエコーデータに対して、位相エンコード軸及び周波数エンコード軸に関して２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）を実行することにより画像データを再構成する。画像データは画像ディスプレイ１９に送られ表示される。
【００２７】
シーケンスコントローラ１９は、コンピュータシステム１５から送られてくるパルスシーケンスデータにしたがって傾斜磁場電源９、送信部１１、受信器１３を制御し、後述するようなパルスシーケンスを実行する。
【００２８】
本実施形態では、まず、位相補正データを取得するために、２種類のテンプレートショットがメインスキャンのプリスキャンとして実行される。この後に、実際にイメージングのためのメインスキャンが実行される。メインスキャンで収集されたエコーデータは、事前の２種類のテンプレートショットで収集された位相補正計算のための１対のエコーデータに基づいて計算されている位相補正データに基づいて補正される。補正されたエコーデータに基づいて画像データが再構成される。
【００２９】
図２に、２種類のテンプレートショットＡ，Ｂのパルスシーケンスを示す。図３に、ＦＩＤ（自由誘導減衰信号）タイプのＥＰＩに応じたメインスキャンのパルスシーケンスを示す。
【００３０】
メインスキャンでは、まず、関心スライス内のスピンに対して選択的に横磁化を発生させるために、フリップ角α°の高周波励起パルスがスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に発生される。その後、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性反転の繰り返しにより、エコーが  ｄＴＧＲの周期で繰り返し発生される。エコー間それぞれに、各エコーに対応する振幅で位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅが発生される。これにより、各エコーデータには、それぞれ異なる大きさの位相エンコードデータが与えられる。
【００３１】
なお、メインスキャンは、ショット数が１のシングルショットＥＰＩでも、ショット数が複数のマルチショットＥＰＩでもよい。また、ここではＦＩＤタイプのＥＰＩ対応のパルスシーケンスを示したが、スピンエコータイプのＥＰＩ、あるいはＧＲＡＳＥ法対応でもよい。図中のＧｅ１，Ｇｅ２はそれぞれ、シングルショットＥＰＩ、マルチショットＥＰＩの位相エンコード方向傾斜磁場を示している。
【００３２】
テンプレートショットＡは、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅを常に０として、つまりエコーに位相エンコードデータを与えないで収集する他は、メインスキャンのパルスシーケンスと同じである。
【００３３】
テンプレートショットＢは、テンプレートショットＡに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が逆になっている以外は、テンプレートショットＡのパルスシーケンスと同じである。
【００３４】
本実施形態は、静磁場不均一性による位相ずれによって生じるアーチファクトを低減するため、マルチショットＥＰＩ法およびＧＲＡＳＥ法の場合は前述のエコータイムシフト法を併用してもよい。
【００３５】
図４にエコーデータの収集、位相補正データの計算、エコーデータの補正処理及び再構成処理の手順を示す。以下に順番に説明する。
（１）テンプレートショットＡ，テンプレートショットＢ，メインスキャンが実行され、それぞれのエコーデータＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）  が収集される。なお、ｓｈｏｔ、ｅｃｈｏ、ｋｒはそれぞれ、そのエコーデータを収集したショット番号（何回目のショットか）、エコー番号（高周波励起パルス後、何番目に収集したデータか）、読み出し方向の空間周波数［ｒａｄ／ｍ］  を表している。なお、後述するｋｒ軸、ｋｅ軸はそれぞれフーリエ空間（ｋ空間）上での周波数エンコード軸と位相エンコード軸を表している。また、ｘｒ軸、ｘｅ軸はそれぞれ、ｋｒ軸、ｋｅ軸に対応する実空間上の直交２軸を表している。
【００３６】
テンプレートショットＡ，Ｂはそれぞれ高周波励起パルスが１回だけ印加されるシングルショットである。２種類のテンプレートショットＡ，Ｂで収集されたエコー番号が同一のエコーデータＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）は、高周波励起パルスからエコー中心までの時間、つまりエコー時間が等しく、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性が異なる。Ｅａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）  はいずれも複素数である。
【００３７】
（２）Ｅ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）  は、ｋｒ軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実行される。ｅｃｈｏが偶数のＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）だけが、位相補正データの計算の対象とされ、ｋｒ軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実行される。Ｅ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）  、Ｅａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）はそれぞれ、ｋｒ軸に関する１次元のフーリエ逆変換により、Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）  、Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ），Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）に変換される。
【００３８】
（３）エコー時間が等しく、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性が異なる１対のエコーデータＶａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）とＶｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）とに基づいて、下記の式にしたがって位相補正データ  ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  が計算される。
【００３９】
ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）
＝Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）｝  ＊／｜Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）｝  ＊｜
（４）  ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  に基づいて、下記の式にしたがって、メインスキャンで収集されたエコーデータＶ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）は補正される。補正されたエコーデータをＶ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）と表す。
【００４０】
ｅｃｈｏが偶数のとき：
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）・｛  ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）｝＊
ｅｃｈｏが奇数のとき：
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）
（５）補正されたエコーデータＶ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）は、それぞれのデータに施されている位相エンコード量（あるいは位相エンコード方向の空間周波数）の大小関係の順に合わせて並べ換えられる（ｓｏｒｔｉｎｇ）  。並べ換えられたエコーデータＶ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）を、Ｋ（ｋｅ，ｘｒ）  と表す。
【００４１】
（６）Ｋ（ｋｅ，ｘｒ）  は、ｋｅ軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実行される。これにより画像データρ（ｘｅ，ｘｒ）  が再構成される。
位相補正データｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）の計算に用いられるテンプレートＡ，Ｂで収集された１対のエコーデータ、つまりｅｃｈｏが同一のエコーデータは、同一のエコー時間を持つため、静磁場不均一性による位相ずれの値が等しい。撮像対象の撮像中の動き等を無視すると、もし、静磁場不均一性による位相誤差が位相エンコード方向に一様でない場合でも、スライス方向にはスライス厚の厚みを持ち、位相エンコード方向は撮像領域に等しく、読み出し方向は、フーリエ逆変換時の１ピクセルに相当する幅をもつ角柱状の領域についてのベクトル和で表わされる値は同一になる。
【００４２】
したがって、上記（２）の段階で、Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）、Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）のもつ位相成分にそれぞれ含まれる静磁場不均一性による位相誤差成分は同一になる。
上記（３）の処理は、２つのベクトルＶａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）、Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）の位相差にあたる位相をもち、絶対値が１の単位ベクトルを求めることに相当する。これにより静磁場不均一性による位相誤差成分は取り除かれ、その他の位相誤差成分のみを抽出できることになる。
【００４３】
上記（４）の処理では、メインスキャンにより収集されたエコーデータＶ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）に対して、求められた誤差成分を偶数エコーについてだけ戻すことにより、各エコーの位相の不連続を減少させている。従来例で示したように、静磁場不均一性以外の原因による位相誤差は、おもに実空間の読み出し方向に１次の傾斜を持ち、エコーデータ収集中の読み出し方向傾斜磁場の極性により、その位相傾斜の方向が反転するという性質を持っている。この補正方法では、この規則性を前提としているものである。
【００４４】
また、上記（４）の位相補正処理は、ここで示した複素数演算を利用した方法以外に限定されず、「“Ｉｍａｇｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｅｉｎｇ  ｗｉｔｈＮｏｎｅｑｕｉｄｉｓｔａｎｔ  ｋ−Ｓｐａｃｅ  Ｓａｍｐｌｉｎｇ”；Ｈ．Ｂｒｕｄｅｒ，Ｈ．Ｆｉｃｈｅｒ，Ｈ−Ｅ．Ｒｅｉｎｆｅｌｄｅｒ，ａｎｄ  Ｆ．Ｓｃｈｍｉｔｔ；Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．２３，３１１−３２３（１９９２）  」や、「“Ｎｅｗ  Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｉｎ  ＮＭＲ  Ｉｍａｇｅｉｎｇ  Ｂａｓｅｄ  ｏｎ  Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｈｉｓｔｏｇｒａｍ  Ａｎａｌｙｓｉｓ”；Ｃ．Ｂ．ＡＨＮ  ａｎｄ  Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ．ＩＥＥＥ  ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  ｍｅｄｉｃａｌ  ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−６，Ｎｏ．１，Ｍａｒｃｈ  １９８７」に示されている補正方法であってもよい。本実施形態で抽出された位相補正データｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  は、位相補正データに含まれる静磁場不均一性を原因とする位相誤差自体が取り除かれているため、補正精度の低下も少なく、安定した補正が可能である。特に、位相補正データの位相の干渉による信号値を減少に対しても補正精度が低下しにくく、安定した補正が可能である。また、エコータイムシフト法を併用した場合でも、静磁場不均一性による位相誤差を余計に補正することがないので、エコータイムシフト法が正しく機能し、従来例と同法を併用した場合に生じていたリンギングアーチファクトが大幅に低減あるいは消滅する。
（第２の実施の形態）
第２の実施形態による磁気共鳴診断装置の構成は図１に示した第１の実施形態によるそれと同一であり、実行されるパルスシーケンスが相違する。第２の実施形態のパルスシーケンスは、第１の実施形態のそれがＦＩＤタイプのＥＰＩであったのに対して、スピンエコータイプのＥＰＩである。
【００４５】
本実施形態でも、まず、位相補正データを取得するために、２種類のテンプレートショットＡ，Ｂがメインスキャンのプリスキャンとして実行される。この後に、実際にイメージングのためのメインスキャンが実行される。メインスキャンで収集されたエコーデータは、事前の２種類のテンプレートショットで収集された位相補正計算のための１対のエコーデータに基づいて計算されている位相補正データに基づいて補正される。補正されたエコーデータに基づいて画像データが再構成される。
【００４６】
図５（ａ），（ｂ）に、スピンエコータイプのテンプレートショットＡ，Ｂのパルスシーケンスを示す。図６にスピンエコータイプのメインスキャンのパルスシーケンスを示す。
【００４７】
テンプレートショットＡ，Ｂ、メインスキャンでは、高周波励起パルスの後であって、高周波励起パルスの印加から、実行エコー時間ＴＥｅｆｆ  の１／２の時間（ＴＥｅｆｆ  ／２）の経過後に、スピンをリフォーカスさせるためのフリップ角β°の高周波反転パルスが印加される。高周波反転パルスの後、図３に示したＦＩＤタイプと同様に、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性反転により、複数のエコーが、  ｄＴＧＲの周期で繰り返し発生される。
【００４８】
なお、メインスキャンは、ショット数が１のシングルショットＥＰＩ（スナップショットＥＰＩともいう）でも、ショット数が複数のマルチショットＥＰＩ（インターリブドＥＰＩともいう）でもよい。
【００４９】
テンプレートショットＡでは、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅが常に０とされ、つまりエコーには位相エンコードデータが与えられない。テンプレートショットＡでは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングが、メインショットのそれに対して、  ｄＴＧＲ／２だけ時間的にずれている（早まっている）。テンプレートショットＢでは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングは、メインショットのそれに対して、  ｄＴＧＲ／２だけ時間的にずれている（遅れている）。
【００５０】
したがって、テンプレートショットＢでは、テンプレートショットＡに対して、高周波反転パルス以降の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングが、エコー間隔  ｄＴＧＲだけ時間的にずれている（遅れている）。これにより、テンプレートショットＢでは、テンプレートショットＡに対して、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性が相違される。
【００５１】
図７にデータ収集、位相補正データの計算、位相補正、再構成の処理手順を示す。
（１）テンプレートＡ，Ｂ，メインスキャンが順番に実行される。これにより、位相補正計算用のエコーデータＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  と、イメージング用のＥ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）とが収集される。ＦＩＤタイプの場合と同様に、同一のエコー番号  ｅｃｈｏ  をもつ１対の位相補正計算用のエコーデータＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  は、高周波励起パルスからエコー中心までの時間、すなわちエコー時間が同一である。また、１対の位相補正計算用のエコーデータＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  は、収集時の読み出し傾斜磁場Ｇｒの極性が異なる。
【００５２】
（２）すべてのｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ  のＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ）  、Ｅ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）はそれぞれ、ｋｒ軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実行される。この結果を、それぞれＶａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  、Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  、Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，Ｘｒ）とする。
【００５３】
（３）Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  、Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  に基づいて、次の式にしたがって位相補正データ  ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  が計算される。
ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）
＝Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）・｛Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）｝＊／｜Ｖａ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ・｛Ｖｂ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ｝＊｜
（４）さらに、全てのエコーについて、  ｄＶ（ｅｃｈｏ，Ｘｒ）  に基づいて、次の式にしたがって、ｘｒにおける第１エコー（高周波励起パルス以後、最初に収集されるエコー）に対する第ｅｃｈｏ番目のエコー位相差  ｄＶｌｅ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  が計算される。
【００５４】
ｄＶｌｅ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ＝Π  ｄＶ（ｎ，ｘｒ）
ｎ＝２，ｅｃｈｏ
（５）Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）は、  ｄＶｌｅ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  に基づいて、次のように補正される。補正されたエコーデータをＶ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）で表す。
【００５５】
ｅｃｈｏ＝１のとき：
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）
ｅｃｈｏ＞１のとき：
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）・｛  ｄＶｌｅ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  ｝＊
（６）Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）は、それぞれのデータに施されている位相エンコード量（あるいは位相エンコード方向の空間周波数）の大小関係の順に合わせて並べかえられる。この結果を、Ｋ（ｋｅ，ｘｒ）  と表す。
【００５６】
（７）Ｋ（ｋｅ，ｘｒ）は、ｋｅ軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実行される。これにより、画像データρ（ｘｅ，ｘｒ）  が再構成される。
第１の実施形態の場合と同様、テンプレートショットＡ，Ｂで収集されたｅｃｈｏが同一の１対のエコーデータは、同一のエコー時間を持つため、静磁場不均一性による位相ずれの値が等しい。したがって、上記（３）の処理により静磁場不均一性による位相誤差成分は取り除かれ、その他の要因による位相誤差成分のみを抽出できることになる。ただし、第１の実施の形態のＦＩＤタイプの場合と異なる点は、テンプレートショットＢの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒが、テンプレートショットＡのそれに対して、エコー間隔  ｄＴＧＲ分ずらされて（遅れて）いるため、第ｎ番目の位相補正データ  ｄＶ（ｅｃｈｏ，ｘｒ）  は、第ｎ−１番目のエコーに対する第ｎ番目のエコーの位相誤差が取り出される結果になる点である。したがって、静磁場不均一性以外では主な位相誤差の原因と思われる比較的短い時定数成分の渦磁場による位相誤差を、第１の実施形態の場合より高精度で忠実に取り出すことが可能である。
【００５７】
また、（４）、（５）の処理では、第１エコーに対する他のエコーの位相差を抽出し補正しているため、第１の実施形態のＦＩＤタイプの場合とは異なり前述の各エコー間の位相誤差に関する規則性を前提としない補正法である。
【００５８】
また、第１の実施形態の場合と同様、処理（４）における位相補正処理は、従来例の補正処理をそのまま用いてもよい。位相補正データに含まれる静磁場不均一性を原因とする位相誤差自体が取り除かれているため、補正精度の低下も少なく、安定した補正が可能である。特に、位相補正計算のための１対のエコー間の位相の干渉による信号値の減少に対しても補正精度が低下しにくく、安定した補正が可能である。また、エコータイムシフト法を併用した場合でも、静磁場不均一性による位相誤差を余計に補正することがないので、エコータイムシフト法が正しく機能し、従来例と同法を併用した場合に生じていたリンギングアーチファクトが大幅に低減あるいは消滅する。
【００５９】
図８に、第１の実施形態のＦＩＤタイプと第２の実施形態のスピンエコータイプとの両方に適用可能なエコーデータ収集、位相補正データ計算、位相補正及び再構成の手順を示したものである。その手順は以下の通りである。
【００６０】
（１）テンプレートショットＡ，Ｂ，メインスキャンにより、位相補正計算用のエコーデータＥａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ  ）、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ  ）、イメージング用のエコーデータＥ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）が収集される。
【００６１】
（２）Ｅａ（ｅｃｈｏ，ｋｒ  ）、Ｅｂ（ｅｃｈｏ，ｋｒ  ）のうち、ある偶数番目（ｅｃｈｏ＝ｍ；ｍは偶数）の位相補正計算用のエコーデータに対して、ｋｒ軸に関して１次元のフーリエ逆変換が実行される。また、すべてのｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ  のイメージング用のエコーデータＥ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）に対して、ｋｒ軸に関して１次元のフーリエ逆変換が実行される。この結果をそれぞれＶａ（ｍ，ｘｒ）、Ｖｂ（ｍ，ｘｒ）、Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）と表す。ｘｒは読み出し方向の位置である。
【００６２】
（３）Ｖａ（ｍ，ｘｒ）、Ｖｂ（ｍ，ｘｒ）から下記のように位相補正データ  ｄＶ（ｍ，ｘｒ）が計算される。
ｄＶ（ｍ，ｘｒ）
＝Ｖａ（ｍ，ｘｒ）・｛Ｖｂ（ｍ，ｘｒ）｝＊／｜Ｖａ（ｍ，ｘｒ）・｛Ｖｂ（ｍ，ｘｒ）｝＊｜
（４）Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）は、  ｄＶ（ｍ，ｘｒ）に基づいて次のように補正される。補正されたエコーデータを、Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）と表す。
【００６３】
ｅｃｈｏが偶数のとき：
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）・｛ｄＶ（ｍ，ｘｒ）｝＊
ｅｃｈｏが奇数のとき：
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）
（５）Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）を、それぞれのデータに施されている位相エンコード量（あるいは位相エンコード方向の空間周波数）の大小関係の順に合わせて並べ換える。この結果を、Ｋ（ｋｅ，ｘｒ  ）と表す。
【００６４】
（６）Ｋ（ｋｅ，ｘｒ  ）に対して，ｋｅ軸に関する１次元のフーリエ逆変換が実行され、画像データρ（ｘｅ，ｘｒ  ）を再構成する。
なお、（２）〜（４）の処理で、位相補正計算用のエコーデータとしては、奇数番目のエコーデータでもよい。この場合は、（４）の処理では、ｅｃｈｏが奇数の場合のみ補正する必要がある。逆にエコーが偶数のときのみ逆に位相を進める方向で、
Ｖ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）・｛  ｄＶ（ｍ，ｘｒ）｝
のように補正してもよい。いずれにせよ、各エコーデータの不連続がなくなるよう位相補正の方向を選ぶ必要がある。
【００６５】
この方法は、位相補正計算用のエコーどうしの位相の干渉による信号値の減少の影響を抑えるため、その影響の少ないｅｃｈｏの位相補正用エコーデータを、他のｅｃｈｏの位相補正に使うことを狙ったものである。したがって、位相補正計算に使用するｅｃｈｏ＝ｍのエコーデータは、静磁場不均一性による位相誤差の小さい、エコー時間が静磁場不均一性による位相誤差がキャンセルされるエコー時間、いわゆるハーンエコーの時刻になるべく近いエコー時間（ＦＩＤタイプのＥＰＩの場合はなるべく短いエコー時間）を選ぶことが望ましい。
【００６６】
例えば、実効エコー時間（ＴＥｅｆｆ  ）が、１００ｍｓ程度のＦＩＤタイプのＥＰＩの場合、位相補正計算用のエコーデータを収集するための２種類のテンプレートショットどうしでは、実効エコー時間ＴＥｅｆｆ  が同一である必要はなく、図９（ａ）〜（ｃ）に示すように、可能な限り短いエコー時間ＴＥでエコーを収集するほうが良い。なお、この変形例は、ＦＩＤタイプやスピンエコーの場合で述べた補正法と同様、静磁場不均一性以外の原因による位相誤差は、おもに実空間の読み出し方向に１次の傾斜を持ち、エコーデータ収集中の読み出し方向傾斜磁場の極性により、その位相傾斜の方向が反転するとい性質を利用したものである。
（第３の実施の形態）
第３の実施形態による磁気共鳴診断装置の構成は図１に示した第１の実施形態によるそれと同一であり、実行されるパルスシーケンスが相違する。第３の実施形態では、２種類のメインスキャンが交互に繰り返し実行される。つまり、第３の実施形態では、位相補正計算用のエコーデータを収集するためのテンプレートショットは実行されない。メインスキャンに相当する２種類のスキャンＡ，Ｂが連続的に実行される。２種類のスキャンＡ，Ｂそれぞれがマルチショットの場合、各ショットは交互に実行される。
【００６７】
図１０（ａ），（ｂ）に２種類のメインスキャンＡ，Ｂのパルスシーケンスを示す。メインスキャンＢは、メインスキャンＡに対して、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性が相違される。それぞれのスキャンＡ，Ｂは、ショット数が１のシングルショットＥＰＩでも、ショット数が複数のマルチショットＥＰＩでもよい。また、ここではＦＩＤタイプのシングルショットＥＰＩ法の例を示したが、ＳＥタイプのＥＰＩ法、あるいはＧＲＡＳＥ法でもよい。
【００６８】
メインスキャンＡ，Ｂでは共に、高周波励起パルス以後にｍ番目に収集されたエコーデータ（ｅｃｈｏ＝ｍのエコーデータ）は、フーリエ空間上でのｋｅ＝０を担当するように、位相エンコード量＝０が与えられる。マルチショットの場合は、スキャンＡにおいてｓｈｏｔ＝ｎ（ｎ回目のショット）内でｍ番目に収集されたエコーデータと、スキャンＢにおいて同じｓｈｏｔ＝ｎ（ｎ回目のショット）内で同じｍ番目に収集されたエコーデータは、フーリエ空間上でのｋｅ＝０を担当するように、位相エンコード量＝０が与えられる。なお、ここでは、ｎ＝１として説明する。
【００６９】
図１１に、データ収集、位相補正データ計算、位相補正、再構成処理の手順を示す。メインスキャンＡ，メインスキャンＢで収集されたエコーデータに基づいて位相補正データが計算される。この位相補正データに基づいて、メインスキャンＡで収集されたエコーデータが位相補正される。この位相補正されたエコーデータに基づいて画像ρａ（ｘｅ，ｘｒ）を再構成する。
【００７０】
また、スキャンＡ，スキャンＢで収集されたエコーデータに基づいて、位相補正データが計算され、この位相補正データに基づいて、スキャンＢで収集されたエコーデータが位相補正される。この位相補正されたエコーデータに基づいて画像ρｂ（ｘｅ，ｘｒ）が再構成される。
【００７１】
いずれか一方により１つの画像を再構成しても良い。ここでは、画像データρｂ（ｘｅ，ｘｒ）を再構成する前者の処理手順について説明する。画像データρａ（ｘｅ，ｘｒ）を再構成する前者の処理手順は同様であるのでここでは説明は省略する。
【００７２】
（１）メインスキャンＡ，Ｂが順番に実行され、それぞれのエコーデータＥａ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅｂ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）が収集される。
（２）Ｅａ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）、Ｅｂ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）のうち、前述の位相エンコード量が０となるｓｈｏｔ＝１，ｅｃｈｏ＝ｍのエコーデータＥａ（１，ｍ，ｋｒ）、Ｅｂ（１，ｍ，ｋｒ）がそれぞれ、ｋｒ軸に関して１次元のフーリエ逆変換を実行される。変換されたエコーデータをそれぞれＶａ（１，ｍ，ｘｒ）  、Ｖｂ（１，ｍ，ｘｒ）  と表す。また、メインスキャンＢで収集された全てのｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ  のＥｂ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）  に対して、ｋｒ軸に関する１次元のフーリエ逆変換が実行される。この結果をＶｂ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｋｒ）  と表す。
【００７３】
（３）Ｖａ（１，ｍ，ｘｒ）  、Ｖｂ（１，ｍ，ｘｒ）  に基づいて、次の式にしたがって位相補正データ  ｄＶａｂ（１，ｍ，ｘｒ）が計算される。
ｄＶａｂ（１，ｍ，ｘｒ）
＝Ｖａ（１，ｍ，ｘｒ）・Ｖｂ（１，ｍ，ｘｒ）＊／｜Ｖａ（１，ｍ，ｘｒ）・｛Ｖｂ（１，ｍ，ｘｒ）｝＊｜
（４）Ｖｂ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）  は、  ｄＶａｂ（１，ｍ，ｘｒ）に基づいて、次の式にしたがって補正される。補正後のエコーデータをＶｂ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）で表す。
【００７４】
ｅｃｈｏ＝がｍ＋２ｎ＋１（ｎは整数）で表わせるとき：
Ｖｂ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖｂ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）・｛  ｄＶａｂ（１，ｍ，ｘｒ）｝＊
ｅｃｈｏ＝がｍ＋２ｎ（ｎは整数）で表わせるとき：
Ｖｂ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）＝Ｖｂ（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）
（５）Ｖｂ’（ｓｈｏｔ，ｅｃｈｏ，ｘｒ）は、それぞれのデータに施されている位相エンコード量（あるいは位相エンコード方向の空間周波数）の大小関係の順に合わせて並べ換えられる。この結果をＫｂ（ｋｅ，ｘｒ）と表す。
【００７５】
（６）Ｋｂ（ｋｅ，ｘｒ）に対して、ｋｅ軸に関する１次元のフーリエ逆変換が実行され、画像データρｂ（ｘｅ，ｘｒ）が再構成される。
図１２に、この位相補正法を利用してＥＰＩ系のメインスキャンＡ，Ｂを交互に繰り返し実行し、位相補正および再構成を繰り返す場合の処理の流れを示したものである。１つのメインスキャンＡ又はＢでは、シングルショット又はマルチショットにより、１フレームの画像データの再構成に必要な全エコーデータが収集され得るものとする。
【００７６】
図１０（ａ）のメインスキャンＡ、図１０（ｂ）のメインスキャンＢが交互に繰り返し実行される。最初のメインスキャンＡ１  のエコーデータは、位相補正データが足りないため、補正できない。次のメインスキャンＢ１  が終了すると、直前のメインスキャンＡ１  の位相エンコード量＝０のエコーデータと、メインスキャンＢ１  自身の位相エンコード量＝０のエコーデータとに基づいて、奇数エコー／偶数エコーの位相誤差の差が位相補正データとして計算される。上記の手順に従い、この位相補正データに基づいて、当該スキャンＢ１  のエコーデータが位相補正される。そして、位相補正されたエコーデータは並び換えられ、これに基づいて画像データρ１（ｘｅ，ｘｒ）が再構成される。
【００７７】
さらに、次のスキャンＡ２  が終了すると、直前のスキャンＢ１  の位相エンコード量＝０のエコーデータと、スキャンＡ１  自身の位相エンコード量＝０のエコーデータとに基づいて奇数エコー／偶数エコーの位相誤差の差が位相補正データとして計算される。上記の手順に従い、この位相補正データに基づいて、当該スキャンＡ２  のエコーデータが位相補正される。そして、位相補正されたエコーデータは並び換えられ、これに基づいて画像データρ２（ｘｅ，ｘｒ）が再構成される。
【００７８】
このようにスキャンＡ，Ｂを交互に繰り返し実行する場合には、位相補正計算用のエコーデータを収集するためのショット（テンプレートショット）を不要にして、時間的に隣接する前後２種類のスキャンＡ，Ｂで収集した位相エンコード量＝０の１対のエコーデータに基づいて、位相補正データを順次計算し、この位相補正データで位相補正を繰り返し、位相誤差成分が軽減されたアーチファクトの少ない安定した画像を次々と時間分解能を低下させずに再構成していくことができる。しかも、この補正法の場合、常にスキャンの直前およびその瞬間の補正データを用いているので連続スキャンの最中の変化に対しても素早く対応できるという利点がある。このため、連続してスキャンをしながら撮影条件を変更するような高度な撮像方法にも適用可能である。
【００７９】
図１１、１２では、位相補正データは、２種類のメインスキャンＡ，Ｂそれぞれの位相エンコード量＝０のエコーデータを用いていたが、シーケンスの中で、位相補正計算用のエコーデータをイメージング用のエコーデータとは別に収集するようにしてもよい。また、  ｄＶａｂ（１，ｍ，ｘｒ）によりエコーデータを補正する方法は、従来例の補正処理を用いてもよい。
【００８０】
さらに、図１３（ａ），（ｂ）に示すように、メインスキャンＢの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングを、メインスキャンＡの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングに対して、隣接するエコー間隔  ｄＴＧＲだけ、時間的にずらす（遅らせる）ことにより、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性を相違させて、同一のエコー時間で、且つ読み出し方向傾斜磁場Ｇｒの極性が異なる位相補正計算のための１対のエコーデータを取得するようにしてもよい。なお、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅは、メインスキャンＡ，Ｂ間で時間的にずれていないことは必須である。このような２種類のメインスキャンＡ，Ｂでは、両スキャンでフーリエ空間上にエコーデータが並べられるｋｅ方向の範囲が若干異なる以外、図１０のシーケンスで説明したと同様の補正処理法が適用され得る。
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく種々変形して実施可能である。
【００８１】
【発明の効果】
本発明は、高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、エコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための１対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、前記位相補正データに基づいてエコーデータを補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備する。
【００８２】
本発明は、高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、位相補正計算のための第１のエコーデータを収集する第１の収集手段と、前記第１のエコーデータとエコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる位相補正計算のための第２のエコーデータを収集する第２の収集手段と、前記第１のエコーデータと前記第２のエコーデータとに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、画像再構成のためのエコーデータを収集する第３の収集手段と、前記画像再構成のためのエコーデータを、前記位相補正データに基づいて補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備する。
【００８３】
本発明は、高周波励起パルスの後の読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しにより複数のエコーを繰り返し発生させてエコーデータを繰り返し収集するパルスシーケンスを実行可能な磁気共鳴診断装置において、第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシーケンスに対して読み出し方向傾斜磁場の極性が相違する第２のパルスシーケンスとを交互に繰り返し実行する手段と、時間的に前後する前記第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスとで収集されたエコー時間が同一であって、且つ収集時の読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる１対のエコーデータに基づいて位相補正データを計算する計算手段と、前記時間的に前後する第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスとの少なくとも一方で収集されたエコーデータを、前記位相補正データに基づいて補正する補正手段と、前記補正されたエコーデータに基づいて、画像データを再構成する再構成手段とを具備する。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施形態に係る磁気共鳴診断装置の構成図。
【図２】第１の実施形態によるＦＩＤタイプの２種類のテンプレートショットのパルスシーケンスを示す図。
【図３】第１の実施形態によるＦＩＤタイプのメインスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図４】第１の実施形態によるエコーデータ収集、位相補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理手順を示すフローチャート。
【図５】第２の実施形態によるスピンエコータイプの２種類のテンプレートショットのパルスシーケンスを示す図。
【図６】第２の実施形態によるスピンエコータイプのメインスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図７】第２の実施形態によるエコーデータ収集、位相補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理手順を示すフローチャート。
【図８】第１の実施形態のＦＩＤタイプと第２の実施形態のスピンエコータイプとの両方に適用可能なエコーデータ収集、位相補正データ計算、位相補正、画像再構成のの処理手順を示すフローチャート。
【図９】比較的短いエコー時間ＴＥの２種類のテンプレートショットと比較的長いエコー時間ＴＥのメインスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図１０】第３の実施形態によるＦＩＤタイプの２種類のメインスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図１１】第３の実施形態によるエコーデータ収集、位相補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理手順を示すフローチャート。
【図１２】第３の実施形態による２種類のメインスキャンの連続的な繰り返しに対する位相補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理の繰り返しを示す図タイムチャ。
【図１３】隣接するエコー間隔  ｄＴＧＲだけ読み出し方向傾斜磁場Ｇｒのスタートタイミングがずらされた２種類のメインスキャンのパルスシーケンスを示す図。
【図１４】従来の位相補正計算用のエコーデータを収集するためのテンプレートショットのパルスシーケンスと、メインスキャンのパルスシーケンスとを示す図。
【図１５】従来のエコーデータ収集、位相補正データ計算、位相補正、画像再構成の処理手順を示すフローチャート。
【符号の説明】
１…磁石部
３…静磁場磁石、
５…傾斜磁場コイル、
７…ＲＦコイル、
９…傾斜磁場電源、
１１…送信部、
１３…受信部、
１５…コンピュータシステム、
１７…シーケンスコントローラ、
１９…画像ディスプレイ、
２１…コンソール。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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