(57)【特許請求の範囲】
【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、
前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、
前記被検体に磁気共鳴周波数のＲＦパルスを印加する高周波磁場発生手段と、
前記被検体から発生するエコー信号を検出する信号検出手段と、
前記検出されたエコー信号を用いて画像を再構成する画像再構成手段と、
前記傾斜磁場印加手段、高周波磁場発生手段及び信号検出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、前記被検体に磁気共鳴周波数のＲＦパルスを照射後、画像用エコー信号を時系列的に検出するシーケンスを複数回繰り返し画像データを得、その際、
ａ）各ＲＦパルスに対して少なくも1つの位相エンコード量０のナビゲーションエコーを付加的に発生させ、そのうちの1つを基準ナビゲーションエコーとし、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲーションエコー間の各時相における位相差をｋ空間上で作成し、
ｂ）前記画像用エコー信号の各時相における位相を、その画像用エコー信号と同一のＲＦパルスで生じたナビゲーションエコーについて作成された前記位相差を用いてｋ空間で補正し、この補正を各ＲＦパルスで生じた画像用エコー信号について実施することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
被検体が置かれる空間に均一な静磁場を発生する均一磁場発生手段と、
互いに直交する３方向の傾斜磁場を被検体に印加する傾斜磁場印加手段と、
ＲＦパルスを被検体に印加する高周波磁場発生手段と、
前記被検体から発生するエコーを検出する信号検出手段と、
傾斜磁場の発生、ＲＦ磁場の発生及び信号の検出を所定のシーケンスで実行し、検出された信号で画像再構成計算を実行する制御手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、所定の繰り返し時間でエコー信号を取得し、少なくとも１つのスライスの画像データ信号を得るためにエコー信号の取得を繰り返し、各繰り返し時間でナビゲーションエコーを発生させて、基準となるナビゲーションエコーと他のナビゲーションエコーとの位相差をｋ空間上で求め、前記位相差に基き、前記位相差を求めた他のナビゲーションエコーと同一繰り返し時間内で得られた画像エコー信号の位相をｋ空間で補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
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、
前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、
前記被検体に磁気共鳴周波数のＲＦパルスを印加する高周波磁場発生手段と、
前記被検体から発生するエコー信号を検出する信号検出手段と、
前記検出されたエコー信号を用いて画像を再構成する画像再構成手段と、
前記傾斜磁場印加手段、高周波磁場発生手段及び信号検出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、前記被検体に磁気共鳴周波数のＲＦパルスを照射すると同時にスライス方向の傾斜磁場パルスを印加してスライス選択し、読み出し方向の傾斜磁場オフセット量を与えるとともにスライス方向及び／又は位相エンコード方向の傾斜磁場パルスを印加し、更に連続して反転する読み出し方向の傾斜磁場パルスを印加し、これに同期して位相エンコード方向の傾斜磁場パルスを印加し、反転する読み出し傾斜磁場の各周期内で発生するエコー信号Ｓ（kx,ky,kz）を時系列的に検出するシーケンスを複数（Ｎ）回繰り返し画像データを得、その際、
ａ）ｎ（１≦ｎ≦Ｎ）番目のＲＦパルスに対して、軸α（αはｘ、ｙ又はｚのいずれかを表す）方向に少なくとも１つの位相エンコード量０のナビゲーンョンエコーＶ（kα,n）を付加的に発生させ、そのナビゲーンョンエコーと基準ナビゲーションエコーとの位相差をｋα（ｋαは軸α方向のデータ番号を表す）の関数として計算した位相シフトマップＣ（kα,n）を作成し、
ｂ）前記位相シフトマップＣ（kα,n）を用いて、ｎ番目のナビゲーンョンエコーと同一のＲＦパルスで生じたエコー信号Ｓ（kx,ky,kz）の位相をｋ空間でα方向に補正することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記制御手段は、前記位相マップＣ（kα,n）を作成する際に、更に該位相シフトマップＣ（kα,n）にフィルタ処理を行うことを特徴とする請求項３記載の核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記制御手段は、前記位相マップＣ（kα,n）を作成する際に、該位相シフトマップＣ（kα,n）を関数でフィッティングすることを特徴とする請求項３又は４記載の核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
被検体が置かれる空間に均一な静磁場を発生する静磁場発生手段と、
互いに直交する３方向の傾斜磁場を被検体に印加する傾斜磁場印加手段と、
ＲＦパルスを被検体に印加する高周波磁場発生手段と、
前記被検体から発生するエコーを検出する信号検出手段と、
ＲＦパルスと３方向の傾斜磁場を被検体に印加して被検体から時系列の画像用エコー信号を発生させるとともに前記画像用エコー信号を検出する計測単位を複数回繰り返すことにより画像再構成に必要な画像データを取得し、前記複数の計測単位のそれぞれについて、前記３方向の一つであるα方向の傾斜磁場パルスを被検体に印加してナビゲーターエコーを発生させて取得する制御手段と、
前記複数の計測単位のうちの特定の計測単位で収集されたナビゲーターを基準として、前記複数の計測単位のそれぞれで収集された各ナビゲーターエコーの位相シフトマップを、前記α方向を関数とするｋ空間で作成し、前記複数の計測単位のそれぞれで収集された各ナビゲーターエコーの位相シフトマップに従って、前記複数の計測単位のそれぞれで収集された画像用エコー信号の各時相における位相をｋ空間で補正し、補正した画像用エコー信号から画像を再構成する手段とを備えたことを特徴とする核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】
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）装置におけるイメージング方法（以下、ＭＲＩ方法という）に関し、特に体動アーチファクトをなくしたＭＲＩ方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在ＭＲＩ装置の代表的な高速撮像シーケンスとしてエコープレナーイメージング（EPI）がある。このシーケンスは、図６に示すように、検知する磁化を含む被検体に高周波（RF）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を印加した後、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。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208の間おのおのサンプリングし時系列データを得る。こうして得られた各エコー信号から画像を再構成する。動作209により画像再構成に必要な全エコーを収集する。
【０００３】
このように１回のＲＦパルス照射で１枚の画像に必要な全エコーを収集するシングルショットＥＰＩシーケンスに対し、異なる位相エンコードのエコーを分割して取得するマルチショットＥＰＩがある。これは図６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。マルチショットEPIは、動作209を繰り返すため、一枚の画像を取得するためのデータ取得時間は長くなるが、動作209内で取得するエコー207の数が減り、動作209自体は短時間になる。この結果、エコーの信号低下が少なくなり、高画質の絵が取得できる。
【０００４】
ところでＭＲＩにおいて、被検体が動くと画像に大きなアーチファクトが生じることが知られている。これを体動アーチファクトという。この体動アーチファクトが発生する理由は、動きにより各取得エコーの位相が変化した場合、変化したエコーを含めて位相エンコード（又はスライスエンコード）方向にフーリエ変換するために生じる。この結果、被検体が数mm動いただけで当該エンコード方向に画面全体に画像が流れたようになり、臨床診断に大きな支障をきたす。
【０００５】
異なる位相エンコードのエコー信号を取得する間で被検体が動かない場合は、この体動アーチファクトは発生しないため、全エコーを1回のRF励起で取得するシングルショットEPIでは、著しく体動アーチファクトは減少する。しかし、上述したマルチショットEPIでは異なるエンコードのエコーを複数のRF励起に分解して撮像するため、依然体動アーチファクトは発生する。この問題はスライス方向にもエンコードする3D-EPIでも同様である。
【０００６】
このアーチファクトを除去する手法としてナビゲーションエコーを用いた方法がある（Seong-Gi Kim ら「ナビゲータを持つ高速インターリーブＥＰＩ：４テスラにおける高分解能の解剖学的及び機能的イメージ」マグネティックレゾナンスインメディスン  35:895-902、June 1996）。
【０００７】
この方法では、図６のＲＦパルス201と一連のデータ処理ルーチン211との間で、ナビゲーションエコー発生用傾斜磁場パルスを印加することによりナビゲーションエコーを発生させる。ナビゲーションエコーは各RF照射毎に１個以上入っている。繰り返し時間210内での被検体の位置ゆらぎはないものとし、１の繰り返し時間内で取得されたナビゲーションエコーと他の繰り返し時間内で取得されたナビゲーションエコーとの変化から、被検体の動きを推定する。
【０００８】
このようなナビゲーションエコーを利用した信号の位相補正方法は主として２つある。１）ナビゲーションエコーをフーリエ変換してプロファイルを求め、異なるナビゲーションエコー間のプロファイルの位置ずれからナビゲーションエコーの位相差を相関関係により求め、対応する本計測の信号の位相をｋ空間上で補正する方法と、２）ナビゲーションエコーをフーリエ変換し、フーリエ変換された信号について、異なるナビゲーションエコー間の位相差を求め、ナビゲーションエコーと同じ軸にフーリエ変換された信号について、対応するナビゲーションエコーの位相に基づき実空間上で補正する方法である。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上記補正方法のうち１）の方法は、信号をフーリエ変換するために計算時間がかかり、また、プロファイルの位置ずれから相関関係により位相差を求めるため、精度良く位相差を求めることができない問題がある。２）の補正方法は、フーリエ変換された信号の位相差を求めるので、0.1ピクセル単位の小さい動きしか補正できない。
【００１０】
また生検やカテーテル導入といった手技を撮像と平行して行うＩＶＲ（Interventional Radiology）に適用する場合には、5mm程度の被検体の動きをリアルタイムに補正する必要があるが、上述した２つの方法ではこれに対応することはできない。
【００１１】
本発明は、ピクセル単位以上の動きによるアーチファクトをなくすことができる位相補正方法を提供することを目的とする。また本発明はリアルタイムで位相補正でき、アーチファクトのない画像を得られるＭＲＩ方法を実現するＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明では、マルチショットEPI或いは３Ｄ−EPI法等の１つのＲＦ照射毎に少なくとも１のエコー信号を発生させるシーケンスを繰り返すことによって画像再構成に必要なデータを収集するＭＲＩ方法において、各ＲＦパルス照射毎に少なくとも１のナビゲーションエコーを発生させ、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲーションエコーとの位相差を直接求め、この位相差に基づきｋ空間上で対応するエコーの位相を補正する。
【００１３】
即ち、本発明のＭＲＩ方法は、被検体に磁気共鳴周波数ｆのＲＦパルスを照射後、エコー信号を時系列的に検出するシーケンスを複数回繰り返し画像データを得る方法において、ａ）各ＲＦパルスに対して少なくも1つの位相エンコード量０のナビゲーションエコーを付加的に発生させ、そのうちの1つを基準ナビゲーションエコーとし、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲーションエコー間の各時相における位相差を作成するステップ、ｂ）エコー信号の各時相における位相を、そのエコー信号と同一のＲＦパルスで生じたナビゲーションエコーについて作成された前記位相差で補正し、この補正を各ＲＦパルスで生じたエコー信号について実施するステップ、ｃ）補正後のエコー信号を用いて、被検体がピクセル単位以上で動くことにより生じるアーチファクトを無くした画像を再構成するステップを備えているものである。
【００１４】
また本発明のＭＲＩ方法は、被検体に磁気共鳴周波数ｆのＲＦパルスを照射すると同時にスライス方向の傾斜磁場パルスを印加してスライス選択し、読み出し方向の傾斜磁場オフセット量を与えるとともにスライス方向及び／又は位相エンコード方向の傾斜磁場パルスを印加し、更に連続して反転する読み出し方向の傾斜磁場パルスを印加し、これに同期して位相エンコード方向の傾斜磁場パルスを印加し、反転する読み出し傾斜磁場の各周期内で発生するエコー信号Ｓ（kx,ky,kz）（ここで、kxは読み出し方向のデータ番号、ky，kzはそれぞれ位相エンコード方向及びスライスエンコード方向のエンコード量を表す）を時系列的に検出するシーケンスを複数（Ｎ）回繰り返し画像データを得る核磁気共鳴イメージング方法において、ａ）ｎ（１≦ｎ≦Ｎ）番目のＲＦパルスに対して、軸α（αはｘ、ｙ又はｚのいずれかを表す）方向に少なくとも１つの位相エンコード量０のナビゲーンョンエコーＶ（kα,n）を付加的に発生させ、基準ナビゲーションエコーＶ（kα,n0）とナビゲーンョンエコーＶ（kα,n）との位相差をｋα（ｋαはα軸方向のデータ番号を表す）の関数として計算した位相シフトマップＣ（kα,n）を作成するステップ、ｂ）前記位相シフトマップＣ（kα,n）を用いて、ｎ番目のエコーと同一のＲＦパルスで生じたエコー信号Ｓ（kx,ky,kz）の位相をｋ空間でα方向に補正するステップ、及びｃ）前記補正されたエコー信号Ｓ’を用いて、被検体のα方向の体動により生じるアーチファクトを無くした画像を再構成するステップを備える。
【００１５】
本発明のＭＲＩ方法では、ナビゲーションエコー間の位相差を計測空間（例えばkx）の関数として直接求めるため、実空間におけるプロファイルのずれと位相との相関を求める相関処理や１次元フーリエ変換が不要であり、被検体の大きな動きを高速に高精度に補正できる。
【００１６】
好適には、ステップｂ）において、位相シフトマップＣ（kα,n）にフィルタ処理を行う。または位相シフトマップＣ（kα,n）を関数でフィッティングする。より好適にはフィルタ処理後の位相シフトマップＣ（kα,n）を関数フィッティングする。これにより体動アーチファクトをほぼ完全に取り除くことができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のＭＲＩ方法を図面を参照して説明する。
【００１８】
図５は、本発明が適用される典型的なＭＲＩ装置の概略構成を示す図で、このＭＲＩ装置は、被検体401の周囲に静磁場を磁場を発生する磯石402と、該空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、この領域に高周波磁場を発生するRFコイル404と、被検体401が発生するMR信号を検出するRFプローブ405とを備えている。ベッド412は被検体が横たわるためのものである。
【００１９】
傾斜磁場コイル403は、直交する３軸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。これら３軸方向の傾斜磁場コイルにより、スライス方向、位相エンコード方向及び読み出し方向からなる３軸方向の傾斜磁場を被検体の置かれた空間に印加することができる。尚、傾斜磁場の印加軸は必ずしも傾斜磁場コイルのｘｙｚ軸と一致する必要はない。
【００２０】
RFコイル404はRF送信部410の信号に応じて高周波磁場をパルスとして発生する。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408で表示される。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、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。
【００２１】
このようなＭＲＩ装置において本発明の方法が採用するパルスシーケンスの一実施例を図２に示す。このパルスシーケンスは図６に示すマルチショットシーケンスにナビゲーションエコーを発生させる手順を加えたもので、まずスライス傾斜磁場Ｇｓ202と同時にＲＦパルス2011が照射され、次いでナビゲーションエコー発生のための傾斜磁場Ｇｒ301が印加される。この傾斜磁場301の正負の印加量が等しくなったところでエコー3021が発生し、これを時間範囲303の間サンプリングし時系列データを得る。このナビゲーションエコーには位相エンコード傾斜磁場が印加されておらず、位相エンコード量０である。
【００２２】
図２において点線で囲った部分2111、2112は図６における手順211に対応し、ここでは通常のＥＰＩシーケンスにより複数のエコー信号からなる時系列データを取得する手順である。即ち、オフセット読み出し傾斜磁場205と位相エンコード量にオフセットを与えるための傾斜磁場Ｇｐ203が与えられ、続いて連続して反転する読み出し傾斜磁場Ｇｒ206とこれに同期して位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ204が印加される。反転する読み出し傾斜磁場Ｇｒ206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208の間おのおのサンプリングし時系列データを得る。
【００２３】
ＲＦパルス照射から手順2111までを位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ203のオフセット量を変えながら、全位相エンコード量のエコー信号を計測するまで繰り返し時間304で繰り返す。例えば位相エンコード方向のエンコード量（ky）を256、１回のＲＦパルス照射で計測されるエコー信号の数（エコートレイン数Ｍ）を４とすると、シーケンスのショット数Ｎ（繰り返し数）が64のマルチショットEPIとなる。この場合、読み出し方向のデータ数（KX）は256とする。
【００２４】
このパルスシーケンスにおいてショット数Ｎに対応する数（＝64）のナビゲーションエコーが得られる。各ナビゲーションエコーはＶ（kx,n）で表すことができる。ここでkxは読み出し方向のデータ番号で１≦kx≦KXを満たす。nはｎ番目のショットにおいて取得されたナビゲーションエコーであることを表し、１≦ｎ≦Ｎを満たす。同様にｎ番目のショットにおいてｍ番目（１≦ｍ≦Ｍ）に取得されたエコー信号Ｓは、Ｓ（kx,n,m）で表すことができる。
【００２５】
次にこれらナビゲーションエコーを用いて各エコー信号Ｓ（kx,n,m）の位相を補正する手順について図１を参照して説明する。
【００２６】
今、仮に最初のショットで得られたナビゲーションエコーＶ（kx,1）を基準ナビゲーションエコーとし、基準ナビゲーションエコーと各ナビゲーションエコーＶ（kx,n）との位相差Ｐを求める（ステップ１１）。位相差は、例えば次のような演算によって求められる。まず、
【００２７】
【数１】
0004197059.tif 000002
（式中、re[]は信号の実部を、im[]は信号の虚部を、｜｜は信号の絶対値を表わす。以下、同じ。）、上記演算によってＣ(kx,n)を求める。このＣ(kx,n)を位相シフトマップと名付ける。ｎ番目のショット（ＲＦ照射）についての位相差Ｐは、Ｃ(kx,n)を用いて、下式
Ｐ(kx,n)≡arctan（im[C(kx,n)]／re[C(kx,n)]）
により求めることができる。尚、基準ナビゲーションエコーとしては、６４個得られるナビゲーションエコーのいずれを用いてもよい。
【００２８】
位相差は、読み出し方向のデータ番号（kx；時相）毎に求められ、例えば図３（ａ）に模式的に示すようになる。この位相差は、実際には図３（ａ）に示すように主値を回っている位相変化51やノイズ52を含んでいるので、エコー信号Ｓ（kx,n,m）の位相補正に用いるに先立って、位相変化51やノイズ52を補正する処理を行う。
【００２９】
まず主値を回っている位相51を除去するステップ１２では、
｜Ｐ(kx,n)−Ｐ(kx-1,n)｜＞Ａかつ｜Ｐ(kx,n)−Ｐ(kx+1,n)｜＞Ａ（Ａは定数）のときに、Ｐ(kx,n)＝（Ｐ(kx-1,n)＋Ｐ(kx+1,n)）／２とする処理を行う。
【００３０】
このように主値回りを除去した後の位相は、図３（ｂ）に摸式的に示すように、ノイズが減少している。しかし位相シフト量の算出の妨げとなり得るノイズ成分52が含まれており、これらノイズ成分52を除去するためにメディアンフィルタをかけるステップ１３を行う。メディアンフィルタの窓は例えば５とする。フィルタ処理によりノイズ成分52は抑制され、図３（ｃ）に示すように全体的な位相シフトの変化が得られる。尚、フィルタ処理は、メディアンフィルタの他、バターワースフィルタ、局所平均化処理でも良い。
【００３１】
さらにフィルタ処理後の位相をより理想的な位相回り53（図３（ｃ）の点線で示す）に近づけるため、関数フィッティングする（ステップ１４）。関数は例えばｙ＝ａｘ＋ｂ（ａ，ｂは定数）であるような１次関数である。このような関数フィッティングは、全時相（-kx〜+kx）のデータについて行っても良いが、特にコントラストに対する寄与が大きい低域部分となる中心部のみ行っても良い。図３（ｄ）にはこのような場合を示している。
【００３２】
最後に上記一連のステップ１１〜１４によって補正された位相シフトマップＣ'(kx,n)を用いて、エコー信号Ｓ(kx,n,m)を補正し、位相シフトを補正した信号Ｓ'(kx,n,m)を得る（ステップ１５）。位相シフトの補正は、図４（ａ）に示すように位相シフトマップＣ'(kx,n)と同一ショット、同一時相（kx及びnが同一）のエコー信号Ｓ(kx,n,m)について次式の演算により行う。
【００３３】
【数２】
0004197059.tif 000003
このように補正された信号Ｓ'(kx,n,m)を用いて、画像を再構成する。これにより、図２のパルスシーケンスにおける繰り返し単位間で被検体にピクセル単位以上の動きがあった場合でも、その動きによる位相変化を補正し、体動アーチファクトのない画像を得ることができる。
【００３４】
尚、図２のパルスシーケンスでは、シーケンスの繰り返し毎に１つのナビゲーションエコーを発生させた場合を示したが、複数のナビゲーションエコーを発生させて加算処理したデータを元に位相シフトマップを作成してもよい。
【００３５】
また、この実施例ではナビゲーションエコーを読み出し方向傾斜磁場Ｇｒによって発生させているので、読み出しＧｒ方向の動きに対し有効である。ナビゲーションエコーを発生させる軸はこれに限定されず、例えば２Ｄ−マルチショットＥＰＩの場合にナビゲーションエコー発生用の傾斜磁場として位相エンコードＧｐ方向の傾斜磁場を用いても良く、また３Ｄ−ＥＰＩの場合には位相エンコードＧｐ方向或いはスライスエンコードＧｓ方向の傾斜磁場を用いてもよい。それにより傾斜磁場の方向の動きに対応した補正が可能となる。更に図２のＲＦ照射と手順2111との間に、複数の方向の傾斜磁場を用いて複数のナビゲーションエコーを発生させてもよい。
【００３６】
例えばナビゲーションエコーを位相エンコード方向の傾斜磁場によって発生させた場合には、位相エンコード方向のデータ番号ｋｙを関数とする位相マップＣ（ky,n）が得られる。図４（ｂ）に示すように、ｎ番目のショットのときに得られたナビゲーションエコーから作成された位相マップＣ（ky,n）に基づき、同一ショットで得られたエコー信号Ｓ（ky,kx）を対応するｋｙ毎に補正する。
【００３７】
この場合、図４（ｂ）ではナビゲーションエコーのｋｙ軸と計測データのｋｙ軸が一致する場合を示したが、これらは必ずしも一致するとは限らない。即ちナビゲーションエコーの読み出しに用いた位相エンコード傾斜磁場強度をＧｙn、傾斜磁場を印加した時間をｔ、データ間隔をΔｔとし、計測データを取得する差異の位相エンコード傾斜磁場強度をＧｙm、傾斜磁場の印加した時間をτとすると、ナビゲーションエコーの各点ｋｙnと計測データの各点ｋｙmとの間には、次の関係がある。
【００３８】
【数３】
0004197059.tif 000004
従って、ｋｙnとｋｙmの比αが１の場合には図４（ｂ）に示すように、ｋｙn＝ｋｙmとなり１対１で対応するが、αが１より大きい場合、例えばα＝２の場合にはナビゲーションエコーのｋｙ軸は計測データのｋｙ軸の２倍の間隔になっているので、足りないデータを補間して補正を行う。
【００３９】
このように位相エンコード方向にも位相補正を行うことにより位相エンコード方向の体動を補正することができる。同様にスライス方向についても本発明の方法により体動の補正ができる。
【００４０】
更に本発明は、以上の実施例及び説明で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。例えば撮像シーケンスとしてはマルチシットEPIに限らず、画像再構成に必要なデータを複数回のＲＦ照射で分けて取得するシーケンスであれば適用でき、例えばマルチショットバースト（Burst）シーケンス、ハイブリッドバーストシーケンス、グラディエントエコーシーケンス、エコーボリューマー、スパイラルイメージング、ＥＰＩ型スペクトロスコピックイメージングなどに適用してもよい。
【００４１】
【発明の効果】
本発明の核磁気共鳴イメージング方法によれば、各ＲＦ照射毎にナビゲーションエコーを発生させるとともに、このナビゲーションエコーと基準エコーナビゲーションエコーとの間の位相差を求め、それに基づきそのナビゲーションエコーと同一ＲＦ照射において計測された信号をｋ空間で補正するようにしたので、被検体の大きな動きを高速に高精度に補正することができる。これにより、ＩＶＲ手技等を行う際に、被検体の体動をリアルタイムに補正した画像を表示することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ方法の処理手順を示すフロー図。
【図２】本発明の方法において採用されるマルチショットEPIのシーケンス図。
【図３】（ａ）〜（ｄ）はそれぞれ本発明の方法で求められる位相シフトマップ及びその補正処理結果を示す図。
【図４】（ａ）及び（ｂ）はそれぞれ本発明における位相補正を説明する図。
【図５】本発明の適用されるＭＲＩ装置の全体構成図。
【図６】従来のEPIのシーケンス図。
【符号の説明】
402・・・・・・静磁場磁石
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
408・・・・・・表示部
【図１】
0004197059.tif 000005
【図２】
0004197059.tif 000006
【図３】
0004197059.tif 000007
【図４】
0004197059.tif 000008
【図５】
0004197059.tif 000009
【図６】
0004197059.tif 000010