(57)【要約】【課題】ＳＳＦＰ状態で、バンディングアーチファクトがない水・脂肪分離画像を撮影する磁気共鳴撮影装置を実現する。【解決手段】対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして水と脂肪が２π／ｍの位相差を持つ複数ビューのエコーデータを獲得することを、ＲＦパルスの位相の階差を２π・ｋ／Ｍとしてｋ＝０からＭ−１まで繰り返す獲得手段（２０２）と、エコーデータについて位相階差に基づくフーリエ変換を行う変換手段（２０４）と、フーリエ変換のＦ（０）項およびＦ（１）項について、それぞれ、水と脂肪の位相差を利用して水データと脂肪データとに分離する分離手段（２０６）と、Ｆ（０）項およびＦ（１）項における水データと脂肪データのうちの少なくともいずれか一方について絶対値の和を求める加算手段（２０８’）と、和のデータに基づいて画像を生成する画像生成手段（２１０’）とを具備する。【選択図】　　　図１３
2004121466.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして複数ビューのエコーデータを獲得することを、ＲＦパルスの位相の階差を２π・ｋ／Ｍ（Ｍは２以上の整数、ｋ＝０，１，・・・，Ｍ−１）としてｋ＝０からＭ−１まで繰り返す獲得手段と、
エコーデータについて前記位相に基づくフーリエ変換を行う変換手段と、
フーリエ変換されたデータのＦ（０）項およびＦ（１）項の絶対値の和を求める加算手段と、
前記和のデータに基づいて画像を生成する画像生成手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項２】
対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして水と脂肪が２π／ｍ（ｍ≧２）の位相差を持つ複数ビューのエコーデータを獲得することを、ＲＦパルスの位相の階差を２π・ｋ／Ｍ（Ｍは２以上の整数、ｋ＝０，１，・・・，Ｍ−１）としてｋ＝０からＭ−１まで繰り返す獲得手段と、
エコーデータについて前記位相に基づくフーリエ変換を行う変換手段と、
フーリエ変換されたデータのＦ（０）項およびＦ（１）項について、それぞれ、水と脂肪の位相差を利用して水データと脂肪データとに分離する分離手段と、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における水データと脂肪データのうちの少なくともいずれか一方について絶対値の和を求める加算手段と、
前記和のデータに基づいて画像を生成する画像生成手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項３】
前記獲得手段は、エコータイムＴＥを水と脂肪の位相差が２πとなる時間の１／ｍ１（ｍ１≧２）としてエコーデータを獲得し、パルス繰り返し時間ＴＲとエコータイムＴＥの差を水と脂肪の位相差が２πとなる時間の１／ｍ２（ｍ２≧２）としてエコーデータを獲得する、
ことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項４】
ｍ１＝ｍ２＝４である、
ことを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項５】
エコータイムＴＥがパルス繰り返し時間ＴＲのａ（ａ＝ｍ２／（ｍ１＋ｍ２））倍である、
ことを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項６】
エコータイムＴＥがパルス繰り返し時間ＴＲの１／２（ｍ１＝ｍ２）である、
ことを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項７】
前記分離手段は、磁場不均一によるフーリエ変換されたデータの位相誤差を補正した上で水データと脂肪データとに分離する、
ことを特徴とする請求項２ないし請求項６のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項８】
前記分離手段は、フーリエ変換されたデータの位相をｍ倍して水と脂肪を同相にし、±πの範囲を超える分の折り返しを補正した上で１／ｍした位相分布によって位相誤差を補正する、
ことを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項９】
前記加算手段は、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における水データの絶対値の和を求める、
ことを特徴とする請求項２ないし請求項８のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項１０】
前記加算手段は、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における脂肪データの絶対値の和を求める、
ことを特徴とする請求項２ないし請求項８のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項１１】
前記加算手段は、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における水データおよび脂肪データについてそれぞれ絶対値の和を求め、
前記画像生成手段は、それぞれの和のデータに基づいてそれぞれ画像を生成する、
ことを特徴とする請求項２ないし請求項８のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項１２】
Ｍ＝４である、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項１１のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項１３】
前記変換手段は、フーリエ変換をＦ（０）項からＦ（１）項までとする、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項１２のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項１４】
グラディエントエコーとスピンエコーの間の位相ずれおよび時間ずれを補正する補正手段を有する、
ことを特徴とする請求項１ないし請求項１３のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項１５】
前記補正手段は、クラッシャによってスピンエコーの位相をリセットしたときのグラディエントエコーの位相とエコー時間、および、クラッシャによってグラディエントエコーの位相をリセットしたときのスピンエコーの位相とエコー時間から前記位相ずれと前記時間ずれを求めて補正する、
ことを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項１６】
前記補正手段は、ＲＦパルスの位相によって前記位相ずれを補正し、勾配磁場によって前記時間ずれを補正する、
ことを特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴撮影装置に関し、とくに、対象内のスピン（ｓｐｉｎ）をＳＳＦＰ（Ｓｔｅａｄｙ　Ｓｔａｔｅ　Ｆｒｅｅ　Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）状態にして磁気共鳴撮影を行う装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影を行う従来の技法のひとつとして、対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして磁気共鳴撮影を行う方法がある。この方法によれば、位相が変化しないＲＦパルス（ｒａｄｉｏ　ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ｐｕｌｓｅ）を用いて獲得したエコーデータ（ｅｃｈｏ　ｄａｔａ）と、位相が０とπとに交互に変化するＲＦパルスを用いて獲得したエコーデータとの、和または差に基づいて画像が生成される（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
磁気共鳴撮影にあたり脂肪信号を抑制する従来の技法として、脂肪抑制パルスを用いる方法（例えば、非特許文献１参照）、および、ＦＥＭＲ（Ｆｌｕｃｔｕａｔｉｎｇ　Ｅｑｕｉｌｉｂｒｉｕｍ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）を用いる方法（例えば、非特許文献２参照）がある。
【０００４】
【特許文献１】
特許第２３９８３２９号公報（第１−９頁、第１−５図）
【非特許文献１】
クラウス・シェフラー他、マグネタイゼーション・プレパレーション・デュアリング・ザ・ステディ・ステート：ファットサチュレーテッド・スリーデー・トゥルー・エフアイエスピー、「マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン」、２００１年、第４５巻、ｐ．１０７５−１０８０
（Ｋｌａｕｓ　Ｓｃｈｅｆｆｌｅｒ　ｅｔ　ａｌ，ＭａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎＰｒｅｐａｒａｔｉｏｎ　Ｄｕｒｉｎｇ　ｔｈｅ　Ｓｔｅａｄｙ　Ｓｔａｔｅ：Ｆａｔ−Ｓｔｕｒａｔｅｄ　３Ｄ　ＴｒｕｅＦＩＳＰ，”Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，”４５：１０７５−１０８０（２００１））
【非特許文献２】
シュレヤス・エス・ヴァサナワラ他、フラクチュエーティング・イクイリブリウム・エムアールアイ、「マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン」、１９９９年、第４２巻、ｐ．８７６−８８３
（Ｓｈｒｅｙａｓ　Ｓ．　Ｖａｓａｎａｗａｌａ　ｅｔ　ａｌ．，Ｆｌｕｃｔｕａｔｉｎｇ　Ｅｑｕｉｌｉｂｒｉｕｍ　ＭＲＩ，”Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，”４２：１０７５−１０８０（１９９９））
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
上記の従来方法で撮影した画像およびＦＥＭＲによって撮影した画像には、静磁場の強度分布が不均一な場合にバンディングアーチファクト（ｂａｎｄｉｎｇ
ａｒｔｉｆａｃｔ）が生じる。
【０００６】
上記の脂肪抑制パルスによる脂肪抑制は、ステディステートを乱すためにＳＳＦＰ状態での撮影には不向きである。
【０００７】
そこで、本発明の課題は、ＳＳＦＰ状態でバンディングアーチファクトがない画像を撮影する磁気共鳴撮影装置を実現することである。また、ＳＳＦＰ状態で水と脂肪を分離して撮影する磁気共鳴撮影装置を実現することを課題とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するためのひとつの観点での発明は、対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして複数ビューのエコーデータを獲得することをＲＦパルスの位相の階差を２π・ｋ／Ｍ（Ｍは２以上の整数、ｋ＝０，１，・・・，Ｍ−１）としてｋ＝０からＭ−１まで繰り返す獲得手段と、エコーデータについて前記位相に基づくフーリエ変換を行う変換手段と、フーリエ変換されたデータのＦ（０）項およびＦ（１）項の絶対値の和を求める加算手段と、前記和のデータに基づいて画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【０００９】
この観点での発明では、獲得手段により、対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして複数ビューのエコーデータを獲得することをＲＦパルスの位相の階差を２π・ｋ／Ｍとしてｋ＝０からＭ−１まで繰り返し、変換手段により、エコーデータについて前記位相に基づくフーリエ変換を行い、加算手段により、フーリエ変換されたデータのＦ（０）項およびＦ（１）項の絶対値の和を求め、画像生成手段により、前記和のデータに基づいて画像を生成するので、磁場不均一にかかわらずバンディングアーチファクトがない画像を得ることができる。
【００１０】
（２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして水と脂肪が２π／ｍ（ｍ≧２）の位相差を持つ複数ビューのエコーデータを獲得することを、ＲＦパルスの位相の階差を２π・ｋ／Ｍ（Ｍは２以上の整数、ｋ＝０，１，・・・，Ｍ−１）としてｋ＝０からＭ−１まで繰り返す獲得手段と、エコーデータについて前記位相に基づくフーリエ変換を行う変換手段と、フーリエ変換されたデータのＦ（０）項およびＦ（１）項について、それぞれ、水と脂肪の位相差を利用して水データと脂肪データとに分離する分離手段と、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における水データと脂肪データのうちの少なくともいずれか一方について絶対値の和を求める加算手段と、前記和のデータに基づいて画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【００１１】
この観点での発明では、獲得手段により、対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして水と脂肪が２π／ｍの位相差を持つ複数ビューのエコーデータを獲得することをＲＦパルスの位相の階差を２π・ｋ／Ｍとしてｋ＝０からＭ−１まで繰り返し、変換手段により、エコーデータについて前記位相に基づくフーリエ変換を行い、分離手段によりフーリエ変換されたデータのＦ（０）項およびＦ（１）項について、それぞれ、水と脂肪の位相差を利用して水データと脂肪データとに分離し、加算手段により、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における水データと脂肪データのうちの少なくともいずれか一方について絶対値の和を求め、画像生成手段により、前記和のデータに基づいて画像を生成するので、水と脂肪が分離され画像を得ることができる。また、磁場不均一にかかわらずバンディングアーチファクトを含まない画像を得ることができる。
【００１２】
前記獲得手段は、エコータイムＴＥを水と脂肪の位相差が２πとなる時間の１／ｍ１としてエコーデータを獲得することが、Ｆ（０）項の水と脂肪の位相差を２π／ｍ１にする点で好ましい。
【００１３】
前記獲得手段は、パルス繰り返し時間ＴＲとエコータイムＴＥの差を水と脂肪の位相差が２πとなる時間の１／ｍ２としてエコーデータを獲得することが、Ｆ（１）項の水と脂肪の位相差を−２π／ｍ２にする点で好ましい。
【００１４】
ｍ１＝ｍ２＝４であることが、水と脂肪の位相差をπ／２にする点で好ましい。
【００１５】
エコータイムＴＥがパルス繰り返し時間ＴＲのａ（ａ＝ｍ２／（ｍ１＋ｍ２））倍であることが、水に対する脂肪の位相が、Ｆ（０）項では２π／ｍ１進み、Ｆ（１）項では２π／ｍ２遅れる点で好ましい。
【００１６】
エコータイムＴＥがパルス繰り返し時間ＴＲの１／２（ｍ１＝ｍ２＝ｍ）であることが、水に対する脂肪の位相が、Ｆ（０）項では２π／ｍ進み、Ｆ（１）項では２π／ｍ遅れる点で好ましい。
【００１７】
前記分離手段は、磁場不均一によるフーリエ変換されたデータの位相誤差を補正した上で水データと脂肪データとに分離することが、水と脂肪の分離を適切に行う点で好ましい。
【００１８】
前記分離手段は、フーリエ変換されたデータの位相をｍ倍して水と脂肪を同相にし、±πの範囲を超える分の折り返しを補正した上で１／ｍした位相分布によって位相誤差を補正することが、位相誤差補正を適切に行う点で好ましい。
【００１９】
前記加算手段は、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における水データの絶対値の和を求めることが、水像を得る点で好ましい。
【００２０】
前記加算手段は、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における脂肪データの絶対値の和を求めることが、脂肪像を得る点で好ましい。
【００２１】
前記加算手段は、前記Ｆ（０）項および前記Ｆ（１）項における水データおよび脂肪データについてそれぞれ絶対値の和を求め、前記画像生成手段は、それぞれの和のデータに基づいてそれぞれ画像を生成することが、水像および脂肪像をそれぞれ得る点で好ましい。
【００２２】
Ｍ＝４であることが、ＲＦパルスの位相の階差を４種類とする点で好ましい。
【００２３】
前記変換手段は、フーリエ変換をＦ（０）項からＦ（１）項までとすることが、変換時間を短縮する点で好ましい。
【００２４】
グラディエントエコーとスピンエコーの間の位相ずれおよび時間ずれを補正する補正手段を有することが、ＳＳＦＰ状態での撮影を適切に行う点で好ましい。
【００２５】
前記補正手段は、クラッシャによってスピンエコーの位相をリセットしたときのグラディエントエコーの位相とエコー時間、および、クラッシャによってグラディエントエコーの位相をリセットしたときのスピンエコーの位相とエコー時間から前記位相ずれと前記時間ずれを求めて補正することが、補正を適切に行う点で好ましい。
【００２６】
前記補正手段は、ＲＦパルスの位相によって前記位相ずれを補正し、勾配磁場によって前記時間ずれを補正することが、補正を適切に行う点で好ましい。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮影装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００２８】
同図に示すように、本装置はマグネットシステム１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、撮影の対象１がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００２９】
主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。
【００３０】
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
【００３１】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をＸ，Ｙ，Ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままＸ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置では対象１の体軸の方向をＺ軸方向とする。
【００３２】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場またはフェーズエンコード（ｐｈａｓｅ　ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄ　ｏｕｔ）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
【００３３】
ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルス（ｐｕｌｓｅ）ともいう。励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。
【００３４】
磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（ｄｏｍａｉｎ）すなわちフーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間の信号となる。位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行うので、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間における信号として得られる。フェーズエンコード勾配およびリードアウト勾配は、２次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。以下、２次元フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。
【００３５】
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００３６】
ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信し、対象１の体内のスピンを励起する。
【００３７】
ＲＦコイル部１０８にはデータ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ　ｄａｔａ）として収集する。
【００３８】
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。
【００３９】
シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
【００４０】
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
【００４１】
データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。
【００４２】
データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はｋスペースに対応する。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを２次元逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。
【００４３】
データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃ　ｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００４４】
表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。
【００４５】
図２に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブロック図を示す。同図に示す磁気共鳴撮影装置は、本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００４６】
本装置は、図１に示した装置とは方式を異にするマグネットシステム１００’を有する。マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と同様な構成になっており、同様な部分は同一の符号を付して説明を省略する。
【００４７】
マグネットシステム１００’は主磁場マグネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコイル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の形状を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム１００’の内部空間（ボア）に、対象１がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００４８】
主磁場マグネット部１０２’はマグネットシステム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成してもよい。
【００４９】
勾配コイル部１０６’は、互いに垂直な３軸すなわちスライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
【００５０】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をＸ，Ｙ，Ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままＸ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置でも対象１の体軸の方向をＺ軸方向とする。
【００５１】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場ないしフェーズエンコード勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６’は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
【００５２】
ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に対象１の体内のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信する　励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８’によって受信される。ＲＦコイル部１０８’の受信信号がデータ収集部１５０に入力される。
【００５３】
図３に、ＳＳＦＰ状態でのスキャン（ｓｃａｎ）のパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅ　ｓｅｑｕｅｎｃｅ）を示す。パルスシーケンスは左から右に進行する。同図において、（１）はＲＦ信号のパルスシーケンスを示す。（２）〜（４）はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。（２）はスライス勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。
【００５４】
同図に示すように、α°パルスによるスピン励起が行われる。スピン励起はスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。スピン励起は、周期ＴＲで繰り返し行われる。周期ＴＲはパルス繰り返し時間（ｐｕｌｓｅ　ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ　ｔｉｍｅ）とも呼ばれる。以下、パルス繰り返し時間を単にＴＲともいう。１ＴＲが１ビュー（ｖｉｅｗ）に相当する。
【００５５】
１ＴＲの間に印加される周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑによってエコーが読み出される。なお、エコーはその中心信号で表現する。α°パルスの中心からエコー中心までの時間がエコータイム（ｅｃｈｏ　ｔｉｍｅ）ＴＥである。以下、エコータイムを単にＴＥともいう。
【００５６】
通常は、ＴＥ＝ＴＲ／２となるように、周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑが設定される。水と脂肪を分離して撮影する場合は、ＴＥはさらに、水と脂肪の位相差が２πになる時間の１／ｍとなるように設定される。これはＴＲの設定を通じて行われる。ｍは例えば４である。このとき、水と脂肪の位相差はπ／２となる。なお、ｍは４に限るものではない。
【００５７】
１ＴＲの間に、スピン励起の直後と次のスピン励起の直前にそれぞれ位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅが印加される。これら１対の位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅは、大きさおよび極性が互いに対称的になっている。これによって、前側の位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅによって位相エンコードの巻き上げが行われ、後ろ側の位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅによって位相エンコードの巻き戻しが行われる。位相エンコード量は１ＴＲごとに変更される。
【００５８】
位相エンコードおよび周波数エンコードによってエコーを読み出すことにより、ｋスペースのデータがサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）される。図４に、ｋスペース概念図を示す。同図に示すように、ｋスペースの横軸ｋｘは周波数軸であり、縦軸ｋｙは位相軸である。
【００５９】
同図において、複数の横長の長方形がそれぞれ位相軸上のデータサンプリング位置を表す。長方形内に記入された数字は位相エンコード量を表す。位相エンコード量はπ／Ｎで正規化してある。Ｎは位相方向のサンプリング数である。位相方向のサンプリング数はビュー数とも呼ばれる。
【００６０】
位相エンコード量は位相軸ｋｙの中心で０である。中心から両端にかけて位相エンコード量が次第に増加する。増加の極性は互いに逆である。サンプリング間隔すなわち位相エンコード量の階差はπ／Ｎである。
【００６１】
本装置では、このようなデータ収集を、α°パルスの位相を１ＴＲごとに２π・ｋ／Ｍずつ変更しながら行う。２π・ｋ／Ｍは、α°パルスの１ＴＲごとの位相の階差となる。ここで、Ｍは２以上の整数である。また、ｋ＝０，１，・・・，Ｍ−１である。
【００６２】
ｋ＝０のとき、位相階差は０である。したがって、α°パルスの位相変更はなく、毎回同じ位相でスピン励起が行われる。このような励起の下でｋスペースについてのひとつの群のデータが収集される。以下、この群のデータをｆ（０）で表す。
【００６３】
ｋ＝１のとき、位相階差は２π／Ｍである。したがって、１ＴＲごとにα°パルスの位相を２π／Ｍずつ変更しながらスピン励起が行われる。このような励起の下でｋスペースについての他の群のデータが収集される。以下、この群のデータをｆ（１）で表す。
【００６４】
ｋ＝２のとき、位相階差は４π／Ｍである。したがって、１ＴＲごとにα°パルスの位相を４π／Ｍずつ変更しながらスピン励起が行われる。このような励起の下でｋスペースについてのさらに他の群のデータが収集される。以下、この群のデータをｆ（２）で表す。
【００６５】
以下、この要領で、ｋ＝Ｍ−１まで、ｋスペースについての各群のデータが収集される。これによって、Ｍ群のデータｆ（０），ｆ（１），ｆ（２），・・・，ｆ（Ｍ−１）が収集される。以下、このようなデータ収集をフェーズサイクル（ｐｈａｓｅ　ｃｙｃｌｅ）法と呼ぶ。
【００６６】
フェーズサイクル法では、各群のデータをｆ（ｋ）で表す。Ｍが例えば４であるとき、４群のデータｆ（０），ｆ（１），ｆ（２），ｆ（３）が収集される。なお、Ｍは４に限るものではない。
【００６７】
フェーズサイクル法によって得られるデータｆ（ｋ）は次式で与えられる。
【００６８】
【数１】
2004121466.tif 000003
【００６９】
ここで、ξはスピンの位相を表す。ξには、α°パルスの位相φ、磁場不均一やサセプタビリティ（ｓｕｓｃｅｐｔａｂｉｌｉｔｙ）等による位相誤差θ、および、ケミカルシフト（ｃｈｅｍｉｃａｌ　ｓｈｉｆｔ）による位相θｃｈｅｍが含まれる。Ｍ０は初期磁化を表す。
【００７０】
Ｅ１≒１と仮定すると、（１）式の分母におけるｃｏｓξの係数（−ＢＥ２＋Ｃ＝Ｅ２（１＋ｃｏｓα）（Ｅ１−１））はほぼ０となるので、（１）式を簡略化して次式で表す。
【００７１】
【数２】
2004121466.tif 000004
【００７２】
画像を生成するにあたって、Ｍ群のデータについてフーリエ変換が行われる。フーリエ変換は位相階差２π・ｋ／Ｍに基づいて行われる。すなわち、
【００７３】
【数３】
2004121466.tif 000005
【００７４】
（３）式によるフーリエ変換により、ｎ＝０，１，２，３，・・・に対応して、Ｆ（０），Ｆ（１），Ｆ（２），Ｆ（３），・・・がそれぞれ得られる。
【００７５】
図５に、ｆ（ｋ）とそのフーリエ変換Ｆ（ｎ）をベクトル（ｖｅｃｔｏｒ）によって示す。ここでは、一例としてＭ＝４としている。したがって、ｋ＝０，１，２，３である。なお、ｎについては０から３までを示す。ここでは、簡略化のためθ＝０としている。
【００７６】
黒塗りのベクトルは（２）式における定数項（ｃｏｎｓｔａｎｔ×ｅｘｐ（ｉ（θｃｈｅｍ＋θ）／２）を表し、白抜きのベクトルはｅｘｐｉξ項（ｃｏｎｓｔａｎｔ×（−Ｅ２ｅｘｐｉξ）×ｅｘｐ（ｉ（θｃｈｅｍ＋θ）／２）を表す。なお、ここではｆ（ｋ）が水データであるとしている。
【００７７】
同図に示すように、ｆ（０）〜ｆ（３）では、定数項は全て位相が同一なベクトルとなる。これに対して、ｅｘｐｉξ項はｆ（０）〜ｆ（３）ごとに異なる。すなわち、ｆ（０）項では定数項に対して逆位相になり、ｆ（１）では−π／２の位相になり、ｆ（２）では同位相になり、ｆ（３）ではπ／２の位相になる。
【００７８】
このようなｆ（０）〜ｆ（３）をフーリエ変換することにより、Ｆ（０）項として、通常のＧＲＥ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ　Ｅｃｈｏ）信号のデータと同じ位相を持つデータが得られる。このベクトルの位相は０となる。また、Ｆ（１）項としては、通常の反転ＧＲＥ信号のデータと同じ位相を持つデータが得られる。このベクトルの位相はπとなる。このようなＦ（０）項およびＦ（１）項は位相誤差θの影響を受けにくい特性を持つ。
【００７９】
Ｆ（２）項以降の高次項については、ＧＲＥ信号および反転ＧＲＥ信号に位相誤差θを複数回加えた後に加算したものに相当するデータとなるので、これら高次項は位相誤差θの影響を強く受ける特性を持っている。
【００８０】
そこで、本装置では、Ｆ（０）項とＦ（１）項だけについて、それらの絶対値を加算する。Ｆ（０）項およびＦ（１）項がいずれも位相誤差θの影響を受けにくい特性を持つので、それらの絶対値の加算値は位相誤差θの影響が小さなものとなる。
【００８１】
以上のような処理によって、位相誤差θの影響が小さいデータを得ることができる。断層像は、このようなデータを２次元逆フーリエ変換することにより再構成される。データにおける位相誤差θの影響が小さいことにより、画像は磁場不均一にかかわらずバンディングアーチファクトを含まないものとなる。
【００８２】
なお、画像再構成は、Ｆ（０）項またはＦ（１）項のいずれか一方を用いて行うようにしてもよい。ただし、両者の絶対値の和を用いたほうが信号強度が増す点で好ましい。
【００８３】
なお、ｆ（０）〜ｆ（３）についてそれぞれ２次元逆フーリエ変換を行い、その後に上記のようなフーリエ変換を行い、そのＦ（０）項およびＦ（１）項の絶対値を加算しても得られる結果は同じである。また、Ｆ（０）項またはＦ（１）項だけの画像としてもよいのはいうまでもない。
【００８４】
また、Ｆ（２）以降の高次項を採用しないので、フーリエ変換はＦ（０）項からＦ（１）項までとするようにしてもよい。これによって、計算時間を大幅に短縮することができる。
【００８５】
図６に、水と脂肪が混在する場合のｆ（０）〜ｆ（３）およびそれらのフーリエ変換Ｆ（０），Ｆ（１）をベクトルによって示す。Ｆ（２）以降については図示を省略する。ここでは、θｃｈｅｍ＝π／２としている。これはｍ＝８の場合に相当する。ただし、θｃｈｅｍ／２＝２π／ｍとする。
【００８６】
同図に示すように、水に関しては、図５に示したものと同様になる。脂肪に関しては、ｆ（０）〜ｆ（３）の定数項が全て同位相のベクトルとなる。ただし、水に対してはケミカルシフトによる位相差を有するものとなる。
【００８７】
ｅｘｐｉξ項はｆ（０）〜ｆ（３）ごとに異なる。すなわち、ｆ（０）では定数項に対してπ／２の位相になり、ｆ（１）項では逆位相になり、ｆ（２）では−π／２の位相になり、ｆ（３）では同位相になる。
【００８８】
このようなｆ（０）〜ｆ（３）をフーリエ変換することにより、Ｆ（０）項は、Ｆ（０）における水に対して位相がθｃｈｅｍ／２進んだベクトルとなる。また、Ｆ（１）項は、Ｆ（１）における水に対して位相がθｃｈｅｍ／２遅れたベクトルとなる。このような脂肪のＦ（０）項およびＦ（１）項も、位相誤差θの影響を受けにくい特性を持っている。
【００８９】
そこで、Ｆ（０）について、水と脂肪の位相差＋θｃｈｅｍ／２を利用して、水と脂肪の分離を行う。また、Ｆ（１）について、水と脂肪の位相差−θｃｈｅｍ／２を利用して水と脂肪の分離を行う。
【００９０】
位相差を利用して水と脂肪の分離を行う技術は特開２００１−４１４号公報に記載されており、この技術分野において知られている。この技術は、ＳＱＦＷＩ（Ｓｉｎｇｌｅ　Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ　Ｆａｔ　Ｗａｔｅｒ　Ｉｍａｇｉｎｇ）とも呼ばれる。
【００９１】
ＳＱＦＷＩでは、エコーデータの位相をｍ倍して水と脂肪を同相にし、±πの範囲を超える分の折り返しを補正した上で１／ｍした位相分布によってエコーデータの位相誤差を補正し、その後に水データと脂肪データの位相差に基づいて水と脂肪を分離することが、両者の分離を正確に行う点で好ましい。
【００９２】
図７に、フーリエ変換からＳＱＦＷＩによる水・脂肪分離までのデータ処理の概念図を示す。同図では、同心円の外側が水、内側が脂肪となっているファントム（ｐｈａｎｔｏｍ）を撮影する場合について示している。
【００９３】
同図に示すように、ｆ（０）は、実質的に水を含まない脂肪だけのデータとなる。ただし、脂肪データは信号強度が低下している。それを斜線で表す。このようになるのは、水と脂肪のベクトルが図６に示したようになるためである。
【００９４】
ｆ（１）は、実質的に脂肪を含まない水だけのデータとなる。ただし、水データは信号強度が低下している。それを斜線で表す。このようになるのは、水と脂肪のベクトルが図６に示したようになるためである。
【００９５】
ｆ（２）は、水と脂肪を含むデータとなる。ただし、脂肪データは信号強度が低下している。それを斜線で表す。このようになるのは、水と脂肪のベクトルが図６に示したようになるためである。
【００９６】
ｆ（３）は、水と脂肪を含むデータとなる。ただし、水データは信号強度が低下している。それを斜線で表す。このようになるのは、水と脂肪のベクトルが図６に示したようになるためである。
【００９７】
これらｆ（０）〜ｆ（３）をフーリエ変換したＦ（０），Ｆ（１）はいずれも水と脂肪を本来の信号強度で含むものとなる。ただし、Ｆ（０）では水に対する脂肪の位相は＋θｃｈｅｍ／２であり、Ｆ（１）では水に対する脂肪の位相は−θｃｈｅｍ／２である。
【００９８】
これらＦ（０），Ｆ（１）においてＳＱＦＷＩを利用して水と脂肪を分離することにより、それぞれについて、水データと脂肪データが得られる。そして、Ｆ（０）の水データの絶対値とＦ（１）の水データの絶対値の和として信号強度が大きな水データを得る。また、Ｆ（０）の脂肪データの絶対値とＦ（１）の脂肪データの絶対値の和として信号強度が大きな脂肪データを得る。
【００９９】
なお、これら水データおよび脂肪データは、Ｆ（０）だけまたはＦ（１）だけとしてもよいのはいうまでもない。また、必ずしも水と脂肪の両方を求めず、いずれか一方だけを求めるようにしてもよい。
【０１００】
エコータイムＴＥは、上記のようにＴＲ／２とする代わりに、ＴＲのａ（ａ＝ｍ２／（ｍ１＋ｍ２））倍としてもよい。その場合、エコー信号ｆ（ｋ）は次式で与えられる。
【０１０１】
【数４】
2004121466.tif 000006
【０１０２】
（４）式で与えられるｆ（ｋ）をフーリエ変換すると、水に対する脂肪の位相が、Ｆ（０）項ではθｃｈｅｍ×ａだけ進み、Ｆ（１）項ではθｃｈｅｍ×（１−ａ）だけ遅れる。したがって、この位相差を利用してＳＱＦＷＩにより水と脂肪を分離することができる。
【０１０３】
なお、この場合、θｃｈｅｍ×ａ＝２π／ｍ１およびθｃｈｅｍ×（１−ａ）＝２π／ｍ２となるように、ＴＥおよびＴＲを設定する必要がある。ただし、ｍ１およびｍ２は２以上の整数である。
【０１０４】
θｃｈｅｍ×ａ＝２π／ｍ１は、エコータイムＴＥを水と脂肪の位相差が２πとなる時間の１／ｍ１とすることにより実現できる。θｃｈｅｍ×（１−ａ）＝２π／ｍ２は、パルス繰り返し時間ＴＲとエコータイムＴＥの差を水と脂肪の位相差が２πとなる時間の１／ｍ２とすることにより実現できる。
【０１０５】
ＳＳＦＰ状態におけるエコーは、ＦＩＤ（Ｆｒｅｅ　Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ　Ｄｅｃａｙ）成分とスピンエコー（ＳＥ：ｓｐｉｎ　ｅｃｈｏ）ないしスティミュレーテッド・エコー（ＳＴＥ：ｓｔｉｍｕｌａｔｅｄ　ｅｃｈｏ）成分からなる。ＦＩＤ成分は、グラディエントエコーとも呼ばれる。スピンエコーないしスティミュレーテッド・エコー成分は、単にスピンエコーとも呼ばれる。
【０１０６】
これら両成分に対する磁場不均一の影響は互いに対称的となるので、磁場不均一による位相ずれとエコー時間ずれが生じやすい。２成分の間に位相ずれと時間ずれがあると適正なエコーを得ることができないので、撮影前に２成分の位相および時間を一致させることが行われる。位相および時間合わせを行うにあたり、まず、ＦＩＤ成分およびＳＥ・ＳＴＥ成分について位相ずれおよび時間ずれがそれぞれ測定される。
【０１０７】
図８に、ＦＩＤ成分の位相ずれおよび時間ずれを測定するためのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、ＳＳＦＰ状態での撮影用のシーケンスにおいて、位相エンコード軸に、位相エンコード勾配に変えてクラッシャ（ｃｒｕｓｈｅｒ）勾配を印加したものに相当する。
【０１０８】
クラッシャはα°パルスの直前で加される。これによってＳＥ・ＳＴＥ成分に対する位相リセット（ｒｅｓｅｔ）が行われ、ＦＩＤ成分のみからなるエコーが得られる。そこで、このエコーの位相ずれおよび時間ずれをエコータイムＴＥ’に基づいて測定することにより、ＦＩＤの位相ずれおよび時間ずれを求めることができる。
【０１０９】
図９に、ＳＥ・ＳＴＥ成分の位相ずれおよび時間ずれを測定するためのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、ＳＳＦＰ状態での撮影用のシーケンスにおいて、位相エンコード軸に、位相エンコード勾配に変えてクラッシャ勾配を印加したものに相当する。
【０１１０】
クラッシャはα°パルスの直後に加される。これによってＦＩＤ成分に対する位相リセットが行われ、ＳＥ・ＳＴＥ成分のみからなるエコーが得られる。そこで、このエコーの位相ずれおよび時間ずれをエコータイムＴＥ’’に基づいて測定することにより、ＳＥ・ＳＴＥの位相ずれおよび時間ずれを求めることができる。
【０１１１】
これら位相ずれ同士および時間ずれ同士の差がＦＩＤ成分とＳＥ・ＳＴＥ成分の位相差および時間差となる。両成分の時間合わせは、勾配磁場の調整によって行われる。すなわち、図１０の（１）に示すように、周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑに適宜の補正パルスを付加することによって時間合わせを行う。補正パルスの極性は、時間ずれの方向によっては図示とは逆になることがあり得る。時間合わせは、α°パルスの位相を調整することによって行う。
【０１１２】
図１１に、本装置の機能ブロック図を示す。同図に示すように、本装置はエコーデータ獲得部２０２を有する。エコーデータ獲得部２０２は、前述のように、ＳＳＦＰ状態でのエコーデータ獲得をフェーズサイクル法によって行う。エコーデータ獲得部２０２は、マグネットシステム１００（１００’）、勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０およびシーケンス制御部１６０からなる部分の機能に相当する。エコーデータ獲得部２０２は、本発明における獲得手段の実施の形態の一例である。
【０１１３】
エコーデータ獲得部２０２が獲得したエコーデータｆ（ｋ）はフーリエ変換部２０４に入力される。フーリエ変換部２０４は、エコーデータｆ（ｋ）について前述のようなフーリエ変換を行う。フーリエ変換部２０４は、データ処理部１７０の機能に相当する。フーリエ変換部２０４は、本発明における変換手段の実施の形態の一例である。
【０１１４】
フーリエ変換部２０４の出力データＦ（ｎ）は絶対値加算部２０８に入力される。絶対値加算部２０８は、Ｆ（０）項とＦ（１）項について絶対値加算を行う。絶対値加算部２０８は、データ処理部１７０の機能に相当する。絶対値加算部２０８は、本発明における加算手段の実施の形態の一例である。
【０１１５】
絶対値加算部２０８の出力データは画像生成部２１０に入力される。画像生成部２１０は入力データの基づいて画像を生成する。画像生成部２１０は、データ処理部１７０の機能に相当する。画像生成部２１０は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
【０１１６】
図１２に、本装置の他の機能ブロック図を示す。同図において図１１に示したものと同様のものは同一の符号を付して説明を省略する。同図に示すように、本装置は補正部２１２を有する。補正部２１２は、前述のように、グラディエントエコー（ＦＩＤ）とスピンエコー（ＳＥ・ＳＴＥ）の位相合わせおよび時間合わせを行う。
【０１１７】
補正部２１２は、マグネットシステム１００（１００’）、勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０、シーケンス制御部１６０およびデータ処理部１７０からなる部分の機能に相当する。補正部２１２は、本発明における補正手段の実施の形態の一例である。
【０１１８】
図１３に、本装置の他の機能ブロック図を示す。同図において図１１に示したものと同様のものは同一の符号を付して説明を省略する。同図に示すように、本装置は水・脂肪分離部２０６を有する。水・脂肪分離部２０６は、前述のように、データＦ（０），Ｆ（１）についてＳＱＦＷＩによる水・脂肪分離をそれぞれ行う。水・脂肪分離部２０６は、データ処理部１７０の機能に相当する。水・脂肪分離部２０６は、本発明における分離手段の実施の形態の一例である。
【０１１９】
分離された水データと脂肪データは絶対値加算部２０８’に入力される。絶対値加算部２０８は、水と脂肪について、Ｆ（０）項とＦ（１）項について絶対値加算をそれぞれ行う。絶対値加算部２０８’は、データ処理部１７０の機能に相当する。絶対値加算部２０８’は、本発明における加算手段の実施の形態の一例である。
【０１２０】
絶対値加算部２０８の出力データは画像生成部２１０’に入力される。画像生成部２１０’は入力データに基づいて水画像および脂肪画像をそれぞれ生成する。なお、水画像または脂肪画像のいずれか一方を生成するようにしてもよい。画像生成部２１０’は、データ処理部１７０の機能に相当する。画像生成部２１０’は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
【０１２１】
図１４、本装置の他の機能ブロック図を示す。同図において図１３に示したものと同様のものは同一の符号を付して説明を省略する。同図に示すように、本装置は補正部２１２を有する。補正部２１２は、前述のように、グラディエントエコー（ＦＩＤ）とスピンエコー（ＳＥ・ＳＴＥ）の位相合わせを行う。
【０１２２】
補正部２１２は、マグネットシステム１００（１００’）、勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０、シーケンス制御部１６０およびデータ処理部１７０からなる部分の機能に相当する。補正部２１２は、本発明における補正手段の実施の形態の一例である。
【０１２３】
以上、好ましい実施の形態の例に基づいて本発明を説明したが、本発明が属する技術の分野における通常の知識を有する者は、上記の実施の形態の例について、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々の変更や置換等をなし得る。したがって、本発明の技術的範囲には、上記の実施の形態の例ばかりでなく、特許請求の範囲に属する全ての実施の形態が含まれる。
【０１２４】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、ＳＳＦＰ状態でバンディングアーチファクトがない画像を撮影する磁気共鳴撮影装置を実現することができる。また、ＳＳＦＰ状態で水と脂肪を分離して撮影する磁気共鳴撮影装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図３】本発明の実施の形態の一例の装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図４】ｋスペースを示す図である。
【図５】データをベクトルで表示した図である。
【図６】データをベクトルで表示した図である。
【図７】水・脂肪分離の概念を示す図である。
【図８】ＦＩＤ測定用のパルスシーケンスを示す図である。
【図９】ＳＥ・ＳＴＥ測定用のパルスシーケンスを示す図である。
【図１０】ＦＩＤとＳＥ・ＳＴＥ間の相違を補正するための信号を示す図である。
【図１１】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【図１２】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【図１３】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【図１４】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。である。
【符号の説明】
１　対象
１００，１００’　マグネットシステム
１０２　主磁場コイル部
１０２’　主磁場マグネット部
１０６，１０６’　勾配コイル部
１０８，１０８’　ＲＦコイル部
１３０　勾配駆動部
１４０　ＲＦ駆動部
１５０　データ収集部
１６０　シーケンス制御部
１７０　データ処理部
１８０　表示部
１９０　操作部
５００　クレードル
２０２　エコーデータ獲得部
２０４　フーリエ変換部
２０６　水・脂肪分離部
２０８，２０８’　絶対値加算部
２１０，２１０’　画像生成部
２１２　補正部
【図１】
2004121466.tif 000007
【図２】
2004121466.tif 000008
【図３】
2004121466.tif 000009
【図４】
2004121466.tif 000010
【図５】
2004121466.tif 000011
【図６】
2004121466.tif 000012
【図７】
2004121466.tif 000013
【図８】
2004121466.tif 000014
【図９】
2004121466.tif 000015
【図１０】
2004121466.tif 000016
【図１１】
2004121466.tif 000017
【図１２】
2004121466.tif 000018
【図１３】
2004121466.tif 000019
【図１４】
2004121466.tif 000020