(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場発生手段と、スライスエンコード、位相エンコード、周波数エンコードの各方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、被検体の組織を構成する原子核を励起して磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する送信系と、磁気共鳴による被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信系と、前記受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて画像を再構成する信号処理系と、前記傾斜磁場及び高周波磁場を所定のシーケンスにて印加するシーケンサとを有する磁気共鳴イメージング装置において，
前記シーケンサでは１回の励起で位相エンコードの傾斜磁場を順次変化させ複数のＮＭＲ信号を得るシーケンスを実行し，
前記信号処理系では前記位相エンコードの傾斜磁場の印加開始後からＮＭＲ信号の測定値が最大（前記位相エンコードがゼロ）となるまでの実測データに対してのみ補正処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記補正処理は，
前記測定値の最大点の前後で測定値が対称となるように行うものである請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記補正処理は，
前記受信系で検出したＮＭＲ信号の信号強度を補正することにより行うものである請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記補正処理は，
前記受信系で検出したＮＭＲ信号に位相エンコードを印加しないで取得した補正データを用いて行うものである請求項１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】
本発明は、核磁気共鳴現象を用いて被検体の断層像を得る磁気共鳴イメージング（以下「ＭＲＩ」という）の装置に係り、特に１回の励起で複数の信号を得て被検体の断層像を得る、ＭＲＩの装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩでは、被検体に静磁場中で高周波（以下「ＲＦ」という）パルスと傾斜磁場を印加して特定の部位の断面を選択して励起し、その断面の１軸方向の位置情報をＲＦパルスの位相に、また他の軸方向の位置情報をＲＦパルスの周波数にエンコードし、得られたエコー信号をフーリエ変換によりデコードして、その部位の断面を表す断層像を得るイメージングを行っている。
このＭＲＩでは、Fast Spin Echo（以下「ＦＳＥ」という）法、Fast Inversion Recovery（以下「ＦＩＲ」という）法、Echo Planer Imaging（以下「ＥＰＩ」という）法等、１回の励起で複数のエコー信号を得る方法が知られている。これらの方法には、励起され取得される信号は時間が進むにつれ指数関数に従い減衰するので、１回の励起で取得される信号の数（Echo Train Length、以下「ＥＴＬ」という）が多くなると、取得される信号の値は最初の信号の値より極端に小さいものとなり、ＥＴＬが多いときは位相方向に信号の不連続性が発生しそれに起因するアーチファクトが起こる等の共通の特徴がある。
さらに、上記のＦＳＥ法、ＦＩＲ法、およびＥＰＩ法にハーフスキャンを併用した場合には、推定部分と取得信号部分の間に値の不連続が生じ、それによるアーチファクトが特に発生しやすい。
【０００３】
このアーチファクトはＭＲＩにおいて一般的に発生するが、その防止のためあらかじめ被検体に対して行った事前の計測により位相エンコードをかけないデータを得て、ｋ空間上の各々のデータにその振幅の逆数を乗算する振幅補正が行われている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記の振幅補正では信号強度は指数関数により減衰するので、ＥＴＬが多い場合に最初に取得した信号の強度と、それ以降の信号の強度の比が時間を追って著しく小さくなるために、信号の著しい低下と相反して補正量が極端に増大するのでノイズを同時に増大させることになり、相対的にＳＮ比が極端に悪化していた。
本発明の目的は、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
本発明の他の目的は、被検体固有の特性を加味した補正を行いつつ、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生手段と、スライスエンコード、位相エンコード、周波数エンコードの各方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、被検体の組織を構成する原子核を励起して磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する送信系と、磁気共鳴による被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信系と、前記受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて画像を再構成する信号処理系と、前記傾斜磁場及び高周波磁場を所定のシーケンスにて印加するシーケンサとを有する磁気共鳴イメージング装置において，前記シーケンサでは１回の励起で位相エンコードの傾斜磁場を順次変化させ複数のＮＭＲ信号を得るシーケンスを実行し，前記信号処理系では前記位相エンコードの傾斜磁場の印加開始後からＮＭＲ信号の測定値が最大（前記位相エンコードがゼロ）となるまでの実測データに対してのみ補正処理を行うことを特徴特徴とする。
かかる構成により本発明によると、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてアーチファクトにつながる信号の不連続性が元の信号強度の大きさにより強調された位相エンコード開始後からＮＭＲ信号が最大となる位相エンコード０までのデータについてのみ補正が行われ、急激に減衰する部分の位相方向のフーリエ変換前の値が平滑化されアーチファクトの発生が有効に防止されるのに対し、信号が最大となる値以降のデータについては補正が行われないので比較的になだらかに減衰する部分のデータについてはＳＮ比を悪化させるノイズの増大が発生せず、ＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【０００６】
また本発明に記載の磁気共鳴イメージング装置は、前記補正処理を，前記測定値の最大点の前後で測定値が対称となるように行うものである。
かかる構成により本発明によると、補正手段は指数関数に従い急激に減衰する部分のＮＭＲ信号がｋ空間上の所定の軸について対称となるような補正を測定値に施し、アーチファクトにつながる信号の不連続性が元の信号の大きさにより強調された急激に減衰する部分のデータがなだらかに増加するように補正され位相方向のフーリエ変換前の値が平滑化されてアーチファクトの発生が有効に防止され、元の信号のなだらかに減衰する部分はＳＮ比を悪化させるノイズの増大が行われないので、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【０００７】
また本発明の磁気共鳴イメージング装置は、前記補正処理を，前記受信系で検出したＮＭＲ信号の信号強度を補正することにより行うものである。
かかる構成により、被検体から直接に補正のためのデータを得ているので、被検体固有の特性を加味した補正を行いつつ、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【０００８】
また本発明の磁気共鳴イメージング装置は、前記補正処理を，前記受信系で検出したＮＭＲ信号に位相エンコードを印加しないで取得した補正データを用いて行うものである。
かかる構成により、被検体から直接に補正のためのデータを得ているので、被検体固有の特性を加味した補正を行いつつ、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
また本発明の補正には理論的計算に基づく補正関数を用いることができる。
このようにすることにより、補正データは予めＭＲＩ装置に形成されており補正データの取得のために被検体に対して事前の計測を行う必要がなく、計測の初回から即ちに良好な被検体の断層像データを得ることができ、データ取得に時間を要せず被検体をＭＲＩ装置に束縛する時間が短縮されるので、被検体への負担を増加させることなくＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下本発明に記載の磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を、図面に基づいて詳細に説明する。
図１は、本発明を適用したＭＲＩ装置の概略の全体構成を示すブロック図、図２は、本発明のＭＲＩ装置の動作のフロー図、図３は、１ショットＦＳＥシーケンスの信号を示す図、図４は、本発明のＭＲＩ装置により得られた測定値、図５は、補正前の信号を示す図、図６は、補正のための補正データを示す図、図７は、補正後の信号を示す図、図８および図９は、本発明のＭＲＩ装置により得られた位相画像のトレース図、図１０は、１ショットＥＰＩシーケンスの信号を示す図である。
【００１０】
図１は、本発明を適用するＭＲＩ装置の概略の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得るためのもので、静磁場発生手段１、傾斜磁場発生手段２、送信系３、受信系４、信号処理系５、シーケンサ６、中央処理装置７および図示しない操作部とからなっている。
静磁場発生手段１は、被検体８の周りのある広がりを持った空間に配置された永久磁石・常電導磁石または超電導磁石のいずれかからなり、被検体８の周囲にその体軸方向または被検体の体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる。
傾斜磁場発生手段２は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９とこれらの各々のコイルを磁化させる傾斜磁場電源１０とからなり、シーケンサ６からの命令に従って傾斜磁場電源１０の各々のコイルを磁化させることによりＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆを被検体８に印加する。この傾斜磁場の加え方により、被検体８の撮影して表示する断面が設定される。
【００１１】
送信系３は、高周波発振器１１、変調器１２、高周波増幅器１３および高周波照射コイル１４とからなり、傾斜磁場発生手段２で設定された被検体８の撮影断面の生体組織を構成する原子の原子核を励起して核磁気共鳴を起こさせるために、高周波発振器１１から出力された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に、被検体８に近接して設置された高周波照射コイル１４に供給して被検体に照射する。
受信系４は、高周波受信コイル１５、受信回路１６およびアナログ／ディジタル（以下「Ａ／Ｄ」という）変換器１７とからなり、送信系３の高周波照射コイル１４から照射された電磁波による被検体８の生体組織の原子核の磁気共鳴によるエコー信号であるＮＭＲ信号を、被検体８に近接して配置された高周波受信コイル１５で検出し、受信回路１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力し、ディジタル信号に変換して、さらにシーケンサ６からの命令によるタイミングでサンプリングされた収集データとして、その信号を信号処理系５に送る。
【００１２】
信号処理系５は、収集データに対しフーリエ変換およびシーケンサ６の制御を行うＣＰＵ７、本発明の補正手段を含み補正計算や収集データを断層像に再構成するために必要な処理を行う信号処理装置１８、経時的な画像解析処理および指定された計測のシーケンスのプログラムやその実行の際に用いられるパラメーター等を記憶し、被検体に対して行った事前の計測で得た計測パラメーターや受信系４で検出したＮＭＲ信号からの収集データおよ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ー等を記憶するメモリ１９、再構成された画像データを記憶するデータ格納部となる磁気ディスク２０・光ディスク２１およびこれらのディスクから読み出した画像データを映像化して断層像として表示するディスプレイ２２とからなり、受信系４で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行うとともに画像表示を行う。
シーケンサ６は、ＣＰＵ７の制御で動作しスライスエンコード、位相エンコード、周波数エンコードの各傾斜磁場及び高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し発生するためのもので、被検体８の断層像のデータ取得に必要な種々の命令を傾斜磁場発生手段２、送信系３および受信系４に送る。
操作部は、トラックボールまたはマウス、キーボード等からなり信号処理系５で行う処理の制御情報を入力する。
【００１３】
本発明のＭＲＩ装置の動作は、図２に示されたフローに従って進行し、ＦＳＥ法の場合は図３に、ＥＰＩ法の場合は図１０に、それぞれ示されるシーケンスのパルスが被検体に印加され、図４に示されたｋ空間にデータを構成するために図５−７に示されるデータを取得するので、以下では図２に示されたフローに基づいてステップごとの動作を説明し、必要の都度その他の図面を参照する。
本発明の補正には、予め作成してメモリ１９に記憶された理論的計算に基づく補正関数を用いることができる。この場合計測の初回から直ちに良好な被検体の断層像データを得ることができる。
また被検体に対して位相エンコード傾斜磁場を印加しないで行った事前の計測により取得した補正用のデータを用いることも可能である。この場合補正データには被検体固有の特性が加味される。これらのどちらかの方式のみをＭＲＩ装置に装備することも、また双方を装備してその都度選択して指定することも可能である。以下では、ＦＳＥ法で補正関数を用いた例を２例、ＥＰＩ法で事前の計測で取得した補正用データを用いた例を１例説明する。いずれの場合も補正に関する動作のフローは図２に示されるように同一で、断層像を撮影するパルスシーケンスと補正演算のためのデータの作成方法が異なっている。
【００１４】
図２は、本発明のＭＲＩ装置における計測および画像処理の手順を説明するフロー図である。
本発明のＭＲＩ装置が起動されると、最初にステップ１０１において、操作部によりＥＴＬの多い撮像シーケンスが選択され、この実施形態ではＦＳＥ法が設定される。このシーケンスに必要な撮像パラメーターが、メモリ１９から出力される。ついで、ＣＰＵ７は補正を行うか、またその補正は関数を使うか問い合わせる。この実施形態では予め作成した補正関数により行うので操作部にそのように入力すると、ＣＰＵ７は予め作成された画像処理に必要な後述する補正関数を読み出して、メモリ１９に格納する。補正を行わない場合は、ステップ３０３・３０５へ進み、従来と同じ撮像を行うのでここでは説明しない。補正関数を使用しない場合は、別の実施形態で詳述する。
【００１５】
ついで、ステップ１０３においてＥＴＬの多いＦＳＥ法のシーケンスが実行される。
図３には、ここで行った１回の励起でｋ空間の半分の１２８ヶのデータを取り込み、残りの１２８ヶのデータを推定する、１ショットＦＳＥシーケンスが示されている。
このシーケンスでは図３に示すように、断面を選択する傾斜磁場パルスＧｓと同時に高周波９０度パルスＲＦを印加した後、傾斜磁場パルスＧｓと同時にスピンエコー信号を発生させる高周波１８０度パルスＲＦを印加し、読み出し傾斜磁場パルスＧｆとエコー信号を位相エンコードする傾斜磁場Ｇｐを印加してエコー信号を計測する手順が、ここではＥＴＬが１２８であるので位相エンコードＧｐを総計１２８通りに変化させながら１２８回繰り返され、ｋ空間を充填していく。
【００１６】
次にステップ１０５で、得られたデータをメモリ１９に格納する。
図４は、本発明のＭＲＩ装置により得られた断層像の測定値を示す図である。ＣＰＵ７は測定値を処理し、実測データから推定部データを計算してｋ空間内のｋｙ＝１５〜１１２に格納し、得られたデータはｋ空間内のｋｙ＝１１３〜２４１に格納される。
【００１７】
次いで、この実施形態では補正関数による補正が選択されているので、画像の再構成時にはステップ１０７で測定値に対し補正関数による補正が実施される。この補正は、実測部データの位相エンコード開始後の１回目のデータをｋｙ＝ｐ＋１（ここでは図４のｋｙ＝１１３）として、直前の測定値との大小関係を常に監視して最大の測定値が得られる位相エンコード０（ここでは図４のｋｙ＝１２８）のデータまでのｎヶ（ここではｎ＝１６）のｋｙ＝ｐ＋ｍのデータ（ここではｋｙ＝１１２＋ｍ）に対して、以下で現される補正関数
ｗ（ｐ＋ｍ）＝ｅｘｐ（２×エコー間隔×（ｍ−ｎ）／時定数）
を元の測定値に乗算する事により行われる。ここでｍは１〜ｎであり、ｍ＞ｎのｍに対しては補正は行われない。即ちｋｙ＝ｐ＋１（ここでは、ｋｙ＝１１３）のデータからｋｙ＝ｐ＋ｎ（ここではｋｙ＝１２８）までのｎ（ここでは１６）ヶのデータについて補正を行う。ｋｙ＝ｐ＋ｎのデータに対しては、ｍ＝ｎなので補正の係数は１となる。時定数は任意の値で、シーケンスのＴＥからアーチファクトの原因となっている信号のＴ２値までの値から画像での効果を見ながら選択することが好ましく、ここではシーケンスのＴＥである２４８ｍｓを選択している。
【００１８】
以上の説明のようにこの実施形態では、位相エンコード開始後からＮＭＲ信号の測定値が最大となるまで、ｋ空間上の信号の値が位相エンコード０点を軸として対称になるような補正を行っている。
図５は補正前の測定値を、図６は上記の補正関数で得られた補正用データを、図７は乗算後の補正済みデータを、それぞれ示す図である。図７において位相エンコード開始直後のデータがなだらかに補正され、ここではｋｙ＝１２８である０エンコード点を軸としてｋｙ方向に対称的に整列していることが読みとれる。
ステップ１０７で補正手段により上記の補正が実行されたデータに基づいて、ステップ１０９で画像の再構成が行われ被検体のＭＲＩが完了する。
【００１９】
次に他の実施の形態について説明する。この例は、上述の実施の形態とは補正関数にさらに補正係数αを加えた点が異なっており、その他の撮像シーケンス・補正関数の使用等は同様である。
ここでは第一の実施の形態と同様に、位相エンコード開始後１回目のｋｙ＝ｐ＋１（ここではｋｙ＝１１３）のデータから、信号の最大値が得られる位相エンコード０（ここでは図４のｋｙ＝１２８）のデータまでのｎヶ（ここではｎ＝１６）のｋｙ＝ｐ＋ｍのデータに対して、以下で現される補正関数
ｗ（ｐ＋ｍ）＝ｅｘｐ（α×２×エコー間隔×（ｍ−ｎ）／時定数）
を乗算する事により補正が行われている。第一の実施の形態と同様にｍは１〜ｎであり、ｍ＞ｎのｍに対しては補正は行われない。補正係数αは０〜１の任意の値でシーケンスの種類により最適値が異なるが、各シーケンスの実際の取得データの位相画像が最もアーチファクトが小さくなるように画像を確認しつつ適宜選択すればよい。
【００２０】
図８・９は、ＦＳＥ法のシーケンスを用いて補正係数αを変化させて２種類のテスト用ファントムを撮像した、位相画像の撮像結果のトレース図である。図８ａ・ｂは、通常の塩化ニッケルファントム、図９ａ・ｂはＭＲＣＰファントムの、それぞれ図８ａ・図９ａはα＝１、図８ｂ・図９ｂは補正係数乗算後の結果であり、図８ｂはα＝０．７、図９ｂはα＝０．４で、これらは時定数を全てシーケンスのＴＥである２４８ｍｓとしたときを示す。図８ｂ・図９ｂでは、アーチファクトの縞模様の渦が解消され各ファントム像が正確に円形に表示されていることが見て取れる。この式を使用すると、第一の実施形態の式での時定数の選択が必要なくなりシーケンスのＴＥまたはそれに近似した任意の値に固定することで作業を簡略化でき、位相画像で結果を確認しながら係数αを０〜１の範囲で決定していけばよい。
【００２１】
第三の実施の形態は、ステップ１０１においてＥＴＬの多いシーケンスとしてＥＰＩ法を設定し、補正データとして、事前に行った計測により得た被検体固有の補正データを用いる点が第一および第二の実施形態とは異なっている。
図１０は、この実施形態で行った１回の励起でｋ空間の半分の１２８ヶのデータを取り込み、残りの１２８ヶのデータを推定する１ショットＥＰＩシーケンスの信号を表す図である。
このシーケンスは図１０に示すように、高周波パルスＲＦの印加と同時に断面選択傾斜磁場Ｇｓを印加して所定の断面に相当する共鳴周波数でＲＦパルスによる励起を行い、次に断面傾斜磁場Ｇｓと同時に位相エンコード傾斜磁場Ｇｐを印加した後、極性が反転する読み出し磁場Ｇｆと位相エンコード磁場Ｇｐを印加する。この例ではＥＴＬが１２８であるので、１２８回繰り返して傾斜磁場が反転する都度１２８のエコー信号を検出してｋ空間を充填していく。
【００２２】
第三の実施形態では、補正データは被検体固有のデータを用いるので、ステップ２０１において図１０に示すパルスシーケンスで、事前にＧｐを印加することなく、ここでも位相エンコード開始後１回目のデータはｋｙ＝ｐ＋１（ここではｋｙ＝１１３）とすると、直前の測定値との大小関係を常に監視して最大の測定値が得られる位相エンコード０のデータをｋｙ＝ｐ＋ｎ（ここではｋｙ＝１２８）としてｋｙ＝１１３〜１１３＋２ｎのデータを取得し、以下で現される式
ｍ番目の補正データ＝（２ｎ−ｍ）番目のデータ／ｍ番目のデータ
で変換して補正データを得る。
ここでは  ｍ＝１〜ｎ、  ｎ＝１６であり、ｍ＞ｎのデータに対しては補正を行わない。
【００２３】
上式ではｍ番目のデータであるｋｙ＝ｐ＋ｍは、ｍ番目のデータの値自身で除算され（２ｎ−ｍ）番目のデータであるｋｙ＝ｐ＋２ｎ−ｍの値で乗算されるので、（２ｎ−ｍ）番目のデータと値が同じ、即ち位相エンコードが０であるｋｙ＝ｐ＋ｎ（ここではｋｙ＝１２８）のデータを対称の軸としてｋｙ方向に対称に分布することが明瞭に理解できる。この規則に従い補正データを取得してメモリ１９に記憶した後、ステップ２０３で今度はＧｐを印加して位相エンコードを行いながら、第一の実施形態と同様に被検体を撮像してステップ２０５で測定値を収集し、ステップ２０７で補正手段がｋｙ＝ｐ＋ｍの測定値に対して上記の補正データを乗算して補正を行い、ステップ１０９で画像データを再構成して断層像を表示してＭＲＩを終了する。
これによりこの実施形態でも、位相エンコード開始後からＮＭＲ信号の測定値が最大となるまで、かつ位相エンコードをかけないで得たｋ空間上のＮＭＲ信号の値が位相エンコード０点を軸として対称になるような補正を行っている。
【００２４】
なお、上記の実施の形態では画像再構成のためのフーリエ変換前にデータの補正を行った例について説明しているが、本発明の補正は位相方向のフーリエ変換前に行われればよいので、周波数方向へのフーリエ変換後に本発明の補正を行っても同様の効果を奏する。
また上記の実施の形態では１ショットハーフスキャンシーケンスについて説明されているが、本発明の装置は、ショットの数の補正を繰り返せばマルチショットシーケンスにも、また同じくフルスキャンシーケンスにも、随意のＥＴＬの多いシーケンスに適用可能である。
【００２５】
また、第一および第二の実施の形態で、補正計算後に補正値が位相エンコード０点を軸とした軸対称となるものとしているが、ＮＭＲ信号として得られた測定値が最大となる位相エンコード０点まで補正を行えば、位相方向の信号の不連続性が元の信号の強度により強調されていた部分が解消されるので従来行われていた振幅補正でも十分な効果を奏することができる。
この場合、位相エンコードをかけないで得たＮＭＲ信号に補正を行うと、ｋ空間上のＮＭＲ信号の値は位相エンコード０点までは直線に、それ以降は指数関数で滑らかに減衰する曲線となる。
【００２６】
また、上記の実施形態では、理論的計算に基づく補正関数を共に指数関数としているが、補正後に測定値のグラフが位相エンコード０点を軸とした対称になるものであれば、これに近似する任意の関数を用いることができる。
さらに上記の実施形態では、補正手段を信号処理装置１８内部にハードウェアとして構成した例を説明したが、補正関数や補正データをソフトウェアのプログラムとしてメモリ１９に記憶させ、ＣＰＵ７により実行させることも可能である。
【００２７】
【発明の効果】
本発明は、以上に説明したように構成されているので、以下のような効果を奏する。
本発明のＭＲＩ装置によれば、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてアーチファクトにつながる信号の不連続性が元の信号強度の大きさにより強調された位相エンコード開始後からＮＭＲ信号が最大となる位相エンコード０までのデータについてのみ補正が行われ、急激に減衰する部分の位相方向のフーリエ変換前の値が平滑化されアーチファクトの発生が有効に防止されるのに対し、信号が最大となる値以降のデータについては補正が行われないので比較的になだらかに減衰する部分のデータについてはＳＮ比を悪化させるノイズの増大が発生せず、ＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【００２８】
また本発明のＭＲＩ装置によれば、補正手段は指数関数に従い急激に減衰する部分のＮＭＲ信号がｋ空間上の所定の軸について対称となるような補正を測定値に施し、アーチファクトにつながる信号の不連続性が元の信号の大きさにより強調された急激に減衰する部分のデータがなだらかに増加するように補正され位相方向のフーリエ変換前の値が平滑化されてアーチファクトの発生が有効に防止され、元の信号のなだらかに減衰する部分はＳＮ比を悪化させるノイズの増大が行われないので、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
さらに本発明のＭＲＩ装置によれば、被検体から直接に補正のためのデータを得ているので、被検体固有の特性を加味した補正を行いつつ、ＥＴＬの多いシーケンスにおいてＳＮ比を低下させないでｋ空間上の信号の位相方向における不連続性に由来するアーチファクトを低減した、描出能の高い磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩ装置の概略のブロック図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置の動作のフロー図。
【図３】１ショットＦＳＥシーケンスのパルス図。
【図４】本発明のＭＲＩ装置により得られた断面の測定値。
【図５】補正前の取得データを示す図。
【図６】補正のための補正データを示す図。
【図７】補正後の信号を示す図。
【図８】本発明のＭＲＩ装置により得られた位相画像のトレース図。
【図９】本発明のＭＲＩ装置により得られた位相画像のトレース図。
【図１０】１ショットＥＰＩシーケンスのパルス図。
【符号の説明】
１………静磁場発生手段
２………傾斜磁場発生手段
３………送信系
４………受信系
５………信号処理系
６………シーケンサ
７………ＣＰＵ
８………被検体
【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】
0004301381.tif 000006
【図６】
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【図７】
0004301381.tif 000008
【図８】
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【図９】
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【図１０】
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