(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体に電磁波を照射する高周波磁場パルス照射手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場パルス照射手段と前記受信手段とを制御して撮像シーケンスを実行するシーケンサと、前記磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段とを備え、計測時に位相エンコードを変化させ、読み出し傾斜磁場パルスを正負反転して計測する磁気共鳴撮像装置において、
前記シーケンサは第１及び第２の撮像シーケンスを有し、
前記第１の撮像シーケンスは、第１の読み出し傾斜磁場パルスを正負反転させ、
前記第２の撮像シーケンスは、前記第１の読み出し傾斜磁場パルスの極性を反転させた第２の読み出し傾斜磁場パルスを形成させ、
前記第１の撮像シーケンス及び第２の撮像シーケンスは、前記第１の読み出し傾斜磁場パルス及び前記第２の読み出し傾斜磁場パルスの正負反転に合わせて位相エンコードパルスを離散的に印加して前記位相エンコードを変化させ、かつ、同一位相エンコード量における前記第１の読み出し傾斜磁場パルスと前記第２の読み出し傾斜磁場パルスの極性を互いに逆にし、
前記信号処理手段は、第１の撮像シーケンスにより得られる第１の計測データと、前記第２の撮像シーケンスにより得られる第２の計測データとを加算して画像再構成することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項２】
前記信号処理手段は、読み出し方向フーリエ変換した前記第１の計測データおよび前記第２の計測データを加算することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
【請求項３】
前記信号処理手段は、前記第１の計測データおよび前記第２の計測データを位相エンコード方向フーリエ変換して加算することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
【請求項４】
前記信号処理手段は、前記第１の計測データおよび前記第２の計測データの位相補正をすることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
【請求項５】
前記第１の撮像シーケンスと前記第２の撮像シーケンスは交互に繰り返して実行され、
前記信号処理手段は連続的に画像再構成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
【請求項６】
前記第１の計測データおよび前記第２の計測データは、前記計測データのエコー番号と、前記撮像シーケンスの繰り返し番号と、読み出し方向の位置情報とを含み、前記エコー番号と、前記繰り返し番号と、前記位置情報に基づいて加算されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴撮像装置に係り、具体的にはエコー信号間の位相変化により生ずるアーチファクトの出現を抑える技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮像装置（ＭＲＩ装置）は、生体に均一な静磁場を作用させた状態で高周波磁場パルスを照射し、生体中の水素や燐などの原子核を励起させ、この励起により発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を計測し、それら水素や燐の密度分布あるいは緩和時間分布等の磁気共鳴情報に基づいて、生体内の計測領域を画像化することにより、医療診断に資する装置である。
【０００３】
ＭＲＩ装置では、スピンエコー（Spin echo）法やグラジエントエコー（Gradient Echo)法に代表されるようなエコー信号（ＮＭＲ信号）の計測方法が多数存在する。この中で高周波磁場パルスの照射後に、読み出し方向であるリードアウト傾斜磁場を繰り返し反転させることにより複数のエコー信号を計測する超高速撮像法がある。例えば、シングルショットＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法、マルチショットＥＰＩ法、グラジエントアンドスピンエコーイメージング（Gradient and Spin Echo Imaging）法等がある。このような撮像法では、静磁場の不均一性のほか、読み出し方向傾斜磁場の極性を高速に反転させることによる渦電流や、読み出し方向傾斜磁場の不完全性等により、計測したエコー信号に位相誤差が生じる。計測したエコー信号のうち、奇数番目に計測したエコー信号（以下「奇数エコー」という）と偶数番目に計測したエコー信号（以下「偶数エコー」という）とでは、読み出し方向傾斜磁場の極性が交互に反転するので、計測空間であるいわゆるｋ空間でのエコー信号収集軌跡が逆になり、位相誤差の極性も読み出し方向に反転する。
【０００４】
このように偶数エコーと奇数エコーとで位相差が生じると、画像再構成を行った画像には、Ｎ／２ゴーストと呼ばれるアーチファクト（以下「Ｎ／２アーチファクト」という）が生ずる。各エコー信号中に含まれる位相誤差は、主に実画像上における読み出し方向の位相傾斜となることを利用して、Ｎ／２アーチファクトを信号処理によって除去する方法が提案されている。この方法は、予め補正用のデータを取得し、この補正用データで画像形成のための本計測におけるエコー信号を補正するものである。
【０００５】
この補正手段として、例えば補正用データとして一組の偶数エコーと奇数エコーを取得し、これらエコー信号をフーリエ変換した後に、エコー信号間の位相差を求め、本計測データを補正する方法が特開昭8-215174号公報等に開示されている。また、本計測に先だって、位相エンコード傾斜磁場を加えない状態で補正用のデータを取得しておき、この補正用データ及び本計測データをそれぞれ読み出し方向に１次元フーリエ変換し、本計測データから補正用データの位相を減算する方法が特開平5-68674号公報等に記載されており、さらに、読み出し方向傾斜磁場の極性を反転した２回の計測により得られたデータにより偶数エコーと奇数エコーの位相差を算出し、本計測データの偶数エコーと奇数エコーの位相誤差を補正する方法がある（“Single-Shot and Segmented EPI Ghost Artifacts Removal with Two-Dimensional Phase Correct”；Nan-kuei Chen, Alice M.Wyrwicz; Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicin,8,1713(2000))。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記の従来補正方法のように、実画像上において読み出し方向の位相傾斜を補正することは、ｋ空間上において読み出し方向の全ピクセルに対し同一の位相補正量を与えることとなる。このため、読み出し方向傾斜磁場の渦電流や不完全性等により各エコー信号のサンプリング中に線形もしくは非線型の位相誤差が生じている場合には、同一の補正量では解消できず、Ｎ／２アーチファクトが生じることとなり、画像再構成においてアーチファクトの発生を抑えることができない。
【０００７】
本発明は、各エコー信号のサンプリング中に線形もしくは非線型の位相誤差が生じている場合でもアーチファクトの発生を抑えることを解決課題とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明の磁気共鳴撮像装置は、被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体に電磁波を照射する高周波磁場パルス照射手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場パルス照射手段と前記受信手段とを制御して撮像シーケンスを実行するシーケンサと、前記磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段とを備え、計測時に位相エンコードを変化させ、読み出し傾斜磁場パルスを正負反転して計測する磁気共鳴撮像装置において、前記シーケンサは第１及び第２の撮像シーケンスを有し、前記第１の撮像シーケンスは、第１の読み出し傾斜磁場パルスを正負反転させ、前記第２の撮像シーケンスは、前記第１の読み出し傾斜磁場パルスの極性を反転させた第２の読み出し傾斜磁場パルスを形成させ、
前記第１の撮像シーケンス及び第２の撮像シーケンスは、前記第１の読み出し傾斜磁場パルス及び前記第２の読み出し傾斜磁場パルスの正負反転に合わせて位相エンコードパルスを離散的に印加して前記位相エンコードを変化させ、かつ、同一位相エンコード量における前記第１の読み出し傾斜磁場パルスと前記第２の読み出し傾斜磁場パルスの極性を互いに逆にし、前記信号処理手段は、第１の撮像シーケンスにより得られる第１の計測データと、前記第２の撮像シーケンスにより得られる第２の計測データとを加算して画像再構成することを特徴とする。
【０００９】
このような構成とすることにより、サンプリング中に線形もしくは非線形の位相誤差が各エコー信号（計測データ）に生じている場合でも、読み出し方向傾斜磁場の極性を逆にするエコー信号同士を加算するので、相互の位相誤差を打ち消して、Ｎ／２アーチファクトの発生を抑えることができるので、各エコー信号に生じる位相誤差を解消して、アーチファクトの発生を抑えることができる。
【００１０】
また、第１のシーケンスと第２のシーケンスは交互に繰り返して実行し、信号処理手段は、第１のシーケンスと第２のシーケンスにより得られた同一位相エンコード量を有するエコー信号同士を複素加算して連続的に画像再構成することが好ましい。連続的に画像再構成をする際に、サンプリング中に線形もしくは非線形の位相誤差が各エコー信号に生じている場合でも、相互の位相誤差を打ち消して、Ｎ／２アーチファクトの発生を抑えることができるので、各エコー信号のサンプリング中に線形もしくは非線型の位相誤差を解消して、アーチファクトの発生を抑えることができる。
また、第1と第２のシーケンスは、読み出し方向の傾斜磁場の極性順序のみ相異するだけなので、エコー時間は同じになり、複素加算が容易に行える。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を図面を用いて説明する。図1は第1の実施形態の信号処理の手順を示す図、図２は磁気共鳴撮像装置の全体構成を示すブロック図、図３は第１の実施形態の本計測の撮像シーケンスを示す図、図４は第１の実施形態のリファレンス計測の撮像シーケンスを示す図である。
【００１２】
図２に示すように、磁気共鳴撮像装置は、静磁場発生回路１、傾斜磁場発生系２、送信系３、受信系４、信号処理系５、シーケンサ６、及び中央処理装置（ＣＰＵ）７、操作部８を備えて構成される。静磁場発生回路１は、被検体９が置かれる空間に均一な静磁場を発生させるものである。その静磁場の方向は、通常、被検体９の体軸方向又は体軸に直交する方向である。また、静磁場発生回路１は、永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式を用いて形成されている。傾斜磁場発生系２は、直交３軸（Ｘ、Ｙ、Ｚ）方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０と、その傾斜磁場コイル１０の駆動電流を供給する傾斜磁場電源１１を有して構成されている。傾斜磁場電源１１は、シーケンサ６の命令に従って直交３軸（Ｘ，Ｙ，Ｚ）方向の傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒを被検体９に印加するようになっている。この傾斜磁場の与え方によって断層像のスライス面を設定することができる。シーケンサ６はＣＰＵ７の制御により動作し、パルスシーケンスと称される撮像シーケンスに従って、傾斜磁場発生系２、送信系３、受信系４等に命令を送り、断層像を撮像するのに必要な制御を実行するものである。
【００１３】
送信系３は、高周波磁場パルスにより被検体９の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場パルスを照射するもので、高周波発振器１２、変調器１３、高周波増幅器１４及び高周波照射コイル１５を有して構成されている。そして、送信系３は、シーケンサ６の命令に従って、高周波発振器１２から出力される高周波磁場パルスを変調器１３で振幅変調し、さらに高周波増幅器１４で増幅した後、高周波照射コイル１５に供給して高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を被検体９に照射するようになっている。
【００１４】
受信系４は、被検体９の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号などの磁気共鳴信号を検出するもので、受信側の高周波受信コイル１６、増幅器１７、直交位相検波器１８及びＡ／Ｄ変換器１９を有して構成される。高周波受信コイル１６により受波された磁気共鳴信号は増幅器１７で増幅され、直交位相検波器１８で検波された後、Ａ／Ｄ変換器１９でディジタル信号の計測データに変換される。なお、シーケンサ６の制御によるタイミングで直交位相検波器１８により位相を９０°ずらしてサンプリングされた二系列の計測データは、信号処理系５に送られる。
【００１５】
信号処理系５は、ＣＰＵ７、ＲＯＭ２０、ＲＡＭ２１、光磁気ディスク２２、ＣＲＴなどのディスプレイ２３及び磁気ディスク２４を有して構成される。ＣＰＵ７は、入力される計測データをフーリエ変換処理、補正係数計算を含む画像再構成処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは所定の処理をした画像を作成して、ディスプレイ２３に断層像として表示するようになっている。ＲＯＭ２０は、経時的な画像解析処理及び計測を行なうプログラムや、その実行に用いる不変のパラメータなどを記憶する。ＲＡＭ２１は、前計測で用いた計測パラメータや、受信系４で検出したエコー信号、及び関心領域設定に用いる画像を一時保管すると共に、その関心領域を設定するためのパラメータなどを記憶する。光磁気ディスク２２及び磁気ディスク２４は、ＣＰＵ７により再構成された画像のデータを記録する。ディスプレイ２３は、光磁気ディスク２２及び磁気ディスク２４に格納されている画像データを映像化して断層像として表示する。
【００１６】
操作部８は、信号処理系で実行する処理の制御情報を入力するものであり、例えば、トラックボール又はマウス２５やキーボード２６を備えて構成される。
【００１７】
このように構成される磁気共鳴撮像装置を用いて撮像して得たデータの処理及び画像再構成について図１を参照して説明する。ステップ１では、図３で示すパルスシーケンスと称される撮像シーケンスを実行し、本計測エコー信号を得る。ステップ６においても、図４で示す撮像シーケンスを実行し、リファレンス計測エコー信号を得る。図３と図４の撮像シーケンスは、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法と呼ばれるパルスシーケンスを用いている。図３及び図４とも、上から順に高周波磁場パルスＲＦ，スライス選択傾斜磁場Ｇｓ，位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ，読み出し方向（リードアウト）傾斜磁場Ｇｆ、サンプリングウインドＡＤ、磁気共鳴信号であるエコー信号ｅｃｈｏをそれぞれ示し、縦軸はそれらの強度を、横軸は時間を示している。このパルスシーケンスを１回または複数回繰り返すことにより、画像再構成に必要な計測データがｋ空間に収集される。
【００１８】
次に、図３と図４のシーケンスの内容を詳細に説明する。図３では、高周波磁場パルス３１を照射すると共に、スライス選択傾斜磁場パルス３３を印加することにより、被検体の所望の部位を励起する。これにより被検体中の例えばプロトンが励起され、位相エンコードのオフセットを与えるＧｐパルス３５と読み出し方向のオフセットを与えるＧｆパルス３９を印加し、そして、極性を反転させたＧｆパルス４１ａを印加することによりエコー信号４９ａが得られる。その後、Ｇｐパルス３７を離散的に印加しながら極性の反転を繰り返すＧｆパルス４１ｂ、４１ｃと引き続き印加して、第２、第３とさらに続くエコー信号４９ｂ、４９ｃ等が得られる。Ｇｐパルスを離散的に印加するとは、位相エンコード量を変えてエコー信号を取得することで、ｋ空間の位相エンコード数に対応した画像情報を得るためである。また、Ｇｆパルスの極性を反転しながら繰り返し印加するのは、１回の高周波磁場パルス３１で、複数のエコー（グラジエントエコー）信号を得るためである。図３と図４のパルスシーケンスの違いは、Ｇｆパルスの極性が相互で異なることで、すなわち、同一位相エンコード量のときに、図３のＧｆパルスと図４のＧｆパルスは、極性が反対となっている点である。例えば、図３のＧｆパルス３９と図４のＧｆパルス４３、図３のＧｆパルス４１ａと図４のＧｆパルス４５ａ、図３のＧｆパルス４１ｂと図４のＧｆパルス４５ｂは、相互に極性が逆になっている。その他の点は、図３及び図４とも同じである。
【００１９】
図１のステップ１の本計測エコー信号ｈ（ｎ，ｍ，ｔ）とステップ６のリファレンス計測エコー信号ｒ（ｎ，ｍ，ｔ）を、それぞれ読み出し方向にフーリエ変換して、本計測データｈ（ｎ，ｍ，ｘ）とリファレンス計測データｒ（ｎ，ｍ，ｘ）を得る（Ｓ2，Ｓ７）。ここで、ｍはエコー番号、ｔは時間、ｎはパルスシーケンスの繰り返し番号、ｘは読み出し方向の位置である。次に、上記の本計測データｈ（ｎ，ｍ，ｘ）とリファレンス計測データｒ（ｎ，ｍ，ｘ）に含まれる実画像中における読み出し方向の位相傾斜となるような位相誤差成分を補正し（Ｓ４、Ｓ９）、位相補正後の本計測データｈ’（ｎ，ｍ，ｘ）とリファレンス計測データｒ’（ｎ，ｍ，ｘ）を得る（Ｓ５、Ｓ１０）。この補正（Ｓ4、Ｓ９）は、従来技術の補正で、本実施形態だけでは補正することが困難である静磁場の不均一等による位相誤差の補正のために同一の位相補正量を与えるものである。
【００２０】
この従来技術の補正方法は、例えば本計測に先だって、位相エンコード傾斜磁場を加えない状態で補正用のデータを取得しておき、この補正用データ及び本計測データをそれぞれ読み出し方向に１次元フーリエ変換し、本計測データから補正用データの位相を減算する方法（特開平5-68674）や、読み出し方向傾斜磁場の極性が異なる２回の計測により得られたそれぞれのデータのうち、偶数エコーのみを使用して作成した２枚の画像の位相差を、本計測データの偶数エコーのみを使用して作成した画像の位相に適用することにより、本計測データの偶数エコーと奇数エコーの位相差を補正する方法（“Single-Shot and Segmented EPI Ghost Artifacts Removal with Two-Dimensional Phase Correct”
；Nan-kuei Chen, Alice M.Wyrwicz; Proceedings of International Society for Magnetic Resonance in Medicin,8,1713(2000))などがある。
【００２１】
次に、ステップ１１において、位相補正後の本計測データｈ’（ｎ，ｍ，ｘ）とリファレンス計測データｒ’（ｎ，ｍ，ｘ）を下記に示す式（1）と（2）により複素加算を行う。
【００２２】
re[S(n,m,x)]=re[h’(n,m,x)]+re[r’(n,m,x)]     (1)
im[S(n,m,x)]=im[h’(n,m,x)]+im[r’(n,m,x)]    (2)
各エコー信号のサンプリング中に生じるエコー信号のサンプリング中に線形もしくは非線形の位相誤差があっても、同一の位相エンコード量で読み取り傾斜磁場パルスの極性を逆にして得た本計測データとリファレンス計測データを複素加算することで、位相誤差は打ち消し合うことができる。そして、複素加算で算出されたデータＳ（ｎ，ｍ，ｘ）をステップ１３により位相エンコード方向にフーリエ変換し、ステップ１４でＮ／２アーチファクトのない画像Ｉ（ｘ，ｙ）を作成することができる。ここで、ｙは位相エンコード方向の位置である。なお、上記複素加算は、位相補正後の本計測データｈ’（ｎ，ｍ，ｘ）とリファレンス計測データｒ’（ｎ，ｍ，ｘ）をそれぞれ位相エンコード方向にフーリエ変換した後に実行してもよい。また、位相補正（Ｓ４、Ｓ９）を省略して、読み出し方向フーリエ変換（Ｓ２、Ｓ７）後の本計測データｈ（ｎ，ｍ，ｘ）とリファレンス計測データｒ（ｎ，ｍ，ｘ）を複素加算してもよい。位相補正（Ｓ４、Ｓ９）は、本実施形態だけでは補正することが困難である静磁場の不均一等による位相誤差の補正に関するもので、この位相補正をすることで、画像がより鮮明になる。
【００２３】
図８は、Ｎ／２アーチファクトの出現を示した図で、画像領域１０１に、アーチファクト領域１０３が出現している状態を示している。図９は、ＥＰＩパルスシーケンスで計測されるエコー信号のｋ空間における収集軌跡を示した図である。読み出し方向傾斜磁場の極性が交互に反転するため、奇数エコー信号２０１、２０３、２０５、２０７と偶数エコー信号２０２、２０４、２０６とでは、エコー信号収集軌跡が逆になる。そして、傾斜磁場の極性を高速に反転させることによる渦電流や磁場の不完全性等により、偶数エコー信号２０２、２０４、２０６と奇数エコー信号２０１、２０３、２０５、２０７とで位相差が生じ、画像再構成するとＮ／２アーチファクトが現れる。この偶数エコー信号と奇数エコー信号の位相差を、上記ステップ１１の複素加算により打ち消してＮ／２アーチファクトの出現を抑えた画像再構成、表示を行うことができる。
【００２４】
次に、本発明の第２の実施形態である連続撮像における計測（以下「ダイナミック計測」という）のデータ処理について図５を用いて説明する。図５は、ダイナミック計測における信号処理の手順の概略を示す図である。Scan Ａ６１、  Scan Ｂ６３、Scan Ａ６５及びScan Ｂ６７は、それぞれ１枚の画像再構成のパルスシーケンスを実行するもので、読み出し方向傾斜磁場の極性の順序を交互に変えているものである。Scan Ａ６１の計測データ６９を位相補正７７したデータとScan Ｂ６３の計測データ７１を位相補正したデータ７９とを複素加算し、画像Ｉ1（ｘ，ｙ）９１を得る。次に、Scan Ｂ６３の計測データを位相補正したデータ７９とScan Ａ６５の計測データを位相補正したデータ８１を複素加算して画像Ｉ２（ｘ，ｙ）９３を得る。同様にして、位相補正したデータ８１と８３を複素加算して画像Ｉ３（ｘ，ｙ）９５を得る。各Ｓcanは、交互に読み出し方向傾斜磁場の極性の順序をかえているので、隣あうＳcanで得られた計測データは、同一位相エンコード量のときは読み出し方向傾斜磁場の極性が逆になるので、エコー信号のサンプリング中に線形もしくは非線形の位相誤差があっても、複素加算することで、位相誤差は打ち消し合うことができる。その結果、画像画像Ｉ1（ｘ，ｙ）９１、画像Ｉ２（ｘ，ｙ）９３及び画像Ｉ３（ｘ，ｙ）９５は、Ｎ／２アーチファクトの出現を抑えることができる。図５は、図１と同様に読み出し方向フーリエ変換、位相エンコードフーリエ変換をおこなうものであるが、図中では記載を省略している。また、位相補正７７、７９、８１、８３については、第１の実施形態と同様に省略してもよい。
【００２５】
次に、本発明の第３の実施形態を図６及び図７を用いて説明する。図６及び図７は、パルスシーケンス図で、第１の実施形態と相違する点はいずれも読み出し方向のオフセットを与えるＧｆパルス４０、４４の極性が同一であることである。これによって、同一の位相エンコード量であってＧｆパルスの極性が逆である２種類のエコー信号を計測するために、図６のシーケンスでは位相エンコード傾斜磁場パルス３７の印加タイミングをエコー間隔Δｔだけ時間をずらし、Ｇｆパルス４２は通常通り極性を反転して繰り返し印可する。この時、図６の第１のエコー信号５０ａは計測しない。図７では、図６と位相エンコード量が同一でかつＧｆパルスの極性が逆になるようにΔｔの時間経過後にＧｆパルス４８を印加する。そして、図６のエコー信号５０ｂと図７のエコー信号５２ｂ、図６のエコー信号５０ｃと図７のエコー信号５２ｃ等により得られたデータをそれぞれ複素加算して、位相誤差を打ち消し画像再構成する。この場合も、複素加算の前に、位相補正を行うことが望ましい。静磁場不均一等による位相誤差が補正され、より鮮明な画像がえられるからである。
【００２６】
【発明の効果】
本発明によれば、各エコー信号ごとに異なる位相誤差が生じている場合でもアーチファクトの発生を抑えることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る第１の実施形態の信号処理の手順を示す図である。
【図２】本発明に係る一実施形態の磁気共鳴撮像装置の全体構成を示すブロック図である。
【図３】本発明に係る第１の実施形態の本計測撮像シーケンスを示す図である。
【図４】本発明に係る第１の実施形態のリファレンス測撮像シーケンスを示す図である。
【図５】本発明に係る第２の実施形態の信号処理の手順を示す図である。
【図６】本発明に係る第３の実施形態の撮像シーケンスの第１例を示す図である。
【図７】本発明に係る第３の実施形態の撮像シーケンスの第２例を示す図である。
【図８】Ｎ／２アーチファクトの出現を示した図である。
【図９】ＥＰＩパルスシーケンスで計測されるエコー信号のｋ空間における収集軌跡を示した図である。
【符号の説明】
１  静磁場発生回路
２  傾斜磁場発生系
３  送信系
４  受信系
５  信号処理系
６  シーケンサ
７  ＣＰＵ
８  操作部
９  被検体
１０  傾斜磁場回路
１５  高周波照射コイル
３１  高周波磁場パルス
３３  スライス傾斜磁場パルス
３５  位相エンコードオフセットパルス
３７  位相エンコード傾斜磁場パルス
３９、４０、４３  読み出し方向オフセットパルス
４１、４２  読み出し方向傾斜磁場パルス
４９、５０、５１、５２  エコー信号
【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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