CN102427763B - 磁共振成像装置 - Google Patents

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Abstract

本发明所涉及的磁共振成像装置(100)具备第一收集部(25a)、第二收集部(25b)、合成部(25c、25d)。第一收集部(25a)执行根据第一高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。第二收集部(25b)执行根据与上述第一高频率脉冲发送条件不同的第二高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。合成部(25c、25d)对于通过上述第一收集部(25a)收集的数据及通过上述第二收集部(25b)收集的数据、或将通过上述第一收集部(25a)收集的数据重建的数据及将通过上述第二收集部(25b)收集的数据重建的数据进行合成处理。

Description

磁共振成像装置
技术领域
本发明涉及磁共振成像装置。 
背景技术
基于磁共振成像装置(以下，成为MRI(Magnetic Resonance Imaging)装置)的摄影是通过利用核磁共振现象，主要对被检体内部进行图像化的方法。具体而言，为了MRI装置使核磁共振现象发生，而将与共振频率对应的高频率脉冲(以下，RF(Radio Frequency)脉冲)施加至发送线圈，发送线圈产生高频率磁场(以下，称为RF(B1)磁场)。 
在此，由于共振频率与静磁场强度成比例，因此，存在如果静磁场强度变大，则共振频率也升高的关系，但静磁场强度如果超过例如1.5T(特斯拉)，则由于被检体内部的电力损失或感应共振等，RF(B1)磁场的分布变得不均匀。即，在被检体内部，RF(B1)强度变得不均匀，图像的均匀度也降低。具体而言，在图像中，发生部分信号降低、对比度降低的问题，图像劣化。因此，目前，提出了在静磁场强度超过例如1.5T的MRI装置中，用于使RF(B1)强度均匀的方法。 
现有技术文献 
专利文献1：日本特许第4004964号说明书 
专利文献2：日本特表2008-514259号公报 
发明内容
但是，即使根据现有技术，也难以使RF(B1)强度完全均匀，依然存在RF(B1)强度不均匀的情况。因此，也依然存在RF(B1)强度的不均匀导致的图像的劣化的问题。因此，寻求降低由于RF(B1) 强度的不均匀导致的图像的劣化的方法。 
实施方式的MRI装置具备第一收集部、第二收集部、合成部。上述第一收集部执行基于第一高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。上述第二收集部执行基于与上述第一高频率脉冲发送条件不同的第二高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。上述合成部对于通过上述第一收集部收集的数据及通过上述第二收集部收集的数据、或将通过上述第一收集部收集的数据重建的数据及将通过上述第二收集部收集的数据重建的数据进行合成处理。根据上述结构的MRI装置，能够降低RF(B1)强度的不均匀引起的图像的劣化。 
附图说明
图1是表示实施例1的MRI装置的结构的图。 
图2是表示实施例1的控制部的结构的图。 
图3是表示实施例1的控制部的处理顺序的流程图。 
图4是用于说明基于实施例1的图像合成部的合成处理的技术含义的图。 
图5A是表示静磁场强度在3T、高速自旋回波法中实施的例子的图。 
图5B是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施的例子的图。 
图5C是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施的例子的图。 
图5D是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施的例子的图。 
图6A是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施3次数据收集的例子的图。 
图6B是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施3次数据收集的例子的图。 
图6C是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施3次数据收集的例子的图。 
图6D是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施3次数据收集的例子的图。 
图7A是用于说明实施例1中的数据收集的变形例的图。 
图7B是用于说明实施例1中的数据收集的变形例的图。 
图8A是用于说明实施例1中的数据收集的变形例的图。 
图8B是用于说明实施例1中的数据收集的变形例的图。 
图8C是用于说明实施例1中的数据收集的变形例的图。 
图8D是用于说明实施例1中的数据收集的变形例的图。 
图9A是用于说明实施例2中的数据收集的图。 
图9B是用于说明实施例2中的数据收集的变形例的图。 
图10A是用于说明实施例2中的图像重建的图。 
图10B是用于说明实施例2中的图像重建的图。 
图10C是用于说明实施例2中的图像重建的图。 
图11是表示实施例2的控制部的处理顺序的流程图。 
符号说明 
100：MRI装置；25：控制部；25a：第一收集部；25b：第二收集部；25c：图像重建部；25d：图像合成部。 
具体实施方式
下面，作为本实施方式所涉及的MRI装置的一例，说明实施例1～3所涉及的MRI装置。 
【实施例1】 
首先，使用图1说明实施例1的MRI装置100的结构。图1是表示与实施例1相关的MRI装置100的结构的图。如图1所示，实施例1的MRI装置100特别具备静磁场磁铁1、倾斜磁场线圈2、倾斜磁场电源3、床4、床控制部5、发送线圈6、发送部7、接收线圈8、接收部9、序列控制部10、计算机系统20。 
静磁场磁铁1形成为中空的圆筒形状，在内部空间中产生均一的静磁场。静磁场磁铁1例如是永久磁铁、超导磁铁等。倾斜磁场线圈 2形成为中空的圆筒形状，在内部的空间内形成倾斜磁场。具体而言，倾斜磁场线圈2配置在静磁场磁铁的内侧，从倾斜磁场电源3接受电流的供给，并产生倾斜磁场。倾斜磁场电源3根据从序列控制部10送来的脉冲序列执行数据，向倾斜磁场线圈2供给电流。 
床4具备载置被检体P的床板4a，将床板4a以载置被检体P的状态插入倾斜磁场线圈2的空洞(摄影口)内。通常，床4以长边方向与静磁场磁铁1的中心轴平行的方式来设置。床控制部5驱动床4，使床板4a向长边方向及上下方向移动。 
发送线圈6产生RF(B1)磁场。具体而言，发送线圈6设置在倾斜磁场线圈2的内侧，从发送部7接收RF脉冲的供给，并产生RF(B1)磁场。发送部7根据从序列控制部10送来的脉冲序列执行数据，将与共振频率(拉莫尔频率)对应的RF脉冲施加至发送线圈6。 
接收线圈8接收MR回波信号。具体而言，接收线圈8配置在倾斜磁场线圈2的内侧，通过高频率磁场的影响接收从被检体P放射的MR回波信号。另外，接收线圈8将接收的MR回波信号输出至接收部9。例如，接收线圈8是头部用的接收线圈、脊椎用的接收线圈、腹部用的接收线圈等。 
接收部9根据从序列控制部10送来的脉冲序列执行数据，基于从接收线圈8输出的MR回波信号来生成MR回波信号。具体而言，接收部9通过将从接收线圈8输出的MR回波信号进行数字转换来生成MR回波信号数据，并将生成的MR回波信号数据经由序列控制部10发送至计算机系统20。另外，接收部9也可以设置于具备静磁场磁铁1或倾斜磁场线圈2等的架台装置侧。 
序列控制部10控制倾斜磁场电源3、发送部7及接收部9。具体而言，序列控制部10将从计算机系统20发送的脉冲序列执行数据发送至倾斜磁场电源3、发送部7及接收部9。 
计算机系统20特别具备接口部21、输入部22、显示部23、存储部24、控制部25。接口部21连接序列控制部10，控制在序列控制部10与计算机系统20之间发送接收的数据的输入输出。输入部22从操 作者接受摄影指示等。例如，输入部22是鼠标及轨迹球等的定位设备、模式切换开关等选择设备，或键盘等输入设备。显示部23显示重建后的图像等。例如显示部23是液晶显示器等显示设备。 
存储部24存储重建后的图像、用于MRI装置100中的其他数据。例如，存储部24是RAM(Random Access Memory)、闪存(flash memory)等半导体存储器元件，或硬盘、光盘等。 
控制器25通过控制上述各部来统一地控制MRI装置100。例如，控制器25是ASIC(Application Specific Integrated Circuit)或FPGA(Field Programmable Gate Array)等集成电路，或CPU(Central Processing Unit)或MPU(Micro Processing Unit)等电子电路。 
图2是表示实施例1的控制部25的结构的图。如图2所示，实施例1的控制部25特别具备第一收集部25a、第二收集部25b、图像重建部25c、图像合成部25d。 
第一收集部25a执行基于第一RF脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。具体而言，第一收集部25a将用于执行基于第一RF脉冲发送条件的脉冲序列执行数据经由序列控制部10发送至倾斜磁场电源3、发送部7、及接收部9。接着，第一收集部25a经由序列控制部10接收在接收部9中生成的MR回波信号数据。并且，第一收集部25a将接收的MR回波信号数据发送至图像重建部25c。 
第二收集部25b执行基于第二RF脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。具体而言，第二收集部25b将用于执行基于第二RF脉冲发送条件的脉冲序列执行数据经由序列控制部10发送至倾斜磁场电源3、发送部7、及接收部9。接着，第二收集部25b经由序列控制部10接收在接收部9中生成的MR回波信号数据。并且，第二收集部25b将接收的MR回波信号数据发送至图像重建部25c。 
在此，第一RF脉冲发送条件及第二RF脉冲发送条件为分别不同的条件。在实施例1中。第一RF发送条件及第二RF脉冲发送条件各自的RF脉冲的发送强度不同。通过第一收集部25a及第二收集部25b发送的脉冲序列执行数据，例如以基于第二RF脉冲发送条件 的发送强度与基于第一RF脉冲发送条件的发送强度相比切片面整体一律变大的方式来设定。例如，将发送强度以切片面整体一律变大的方式来设定时，被检体内部的各部分中的励磁翻转角一律变大。 
另外，通过第一收集部25a及第二收集部25b发送的脉冲序列执行数据例如以基于第二RF发送条件的发送强度与基于第一RF脉冲发送条件的发送强度相比切面整体一律变小的方式来设定。例如，将发送强度以切片面整体一律变小的方式设定时，被检体内部的各部分中的励磁翻转角一律变小。这样的脉冲序列执行数据可以例如预先设定于MRI装置100，也可以例如接收来自操作者的参数的输入并设定。 
例外，在通过第一收集部25a及通过第二收集部25b执行的脉冲序列中，可以适用许多的种类。有代表性地，可以列举出自旋回波法、高速自旋回波法、SSFP(Steady State Free Precession)法等。另外，作为摄影的模式，可以广泛使用2D法、3D法、Cartesian法、Non-Cartesian法等。 
图像重建部25c使用通过第一收集部25a收集的数据及通过第二收集部25b收集的数据来重建图像。具体而言，图像重建部25c如果从第一收集部25a接收MR回波信号数据，则将接收的MR回波信号重建并生成第一图像，并将生成的第一图像发送至图像合成部25d。另外，图像重建部25c如果从第二收集部25b接收MR回波信号数据，则将接收的MR回波信号重建并生成第二图像，并将生成的第二图像发送至图像合成部25d。 
图像合成部25d对于通过图像重建部25c重建得到的图像进行合成处理。具体而言，图像合成部25d如果从图像重建部25接受到第一图像及第二图像，则对于接受的第一图像及第二图像，比较空间位置变为相同的每个像素的信号强度。并且，图像合成部25d通过选择信号强度的最大值来进行合成处理。另外，合成处理不限于选择信号强度的最大值的方法。例如，也可以是将信号强度的绝对值相加的方法，也可以是运算平方和(Sum of Square)的方法。 
图3是表示实施例1的控制部25的处理顺序的流程图。另外， 在实施例1中，由于两次的数据收集，即，假定第一收集部25进行a的数据收集及第一收集部25b进行的数据收集，图3示例出的步骤S101～S103的处理变为重复两次。但是，如后述的那样，实施方式的MRI装置并不限于此，图3示例出的步骤S101～S103的处理也可以重复预先设定的任意次数。 
首先，通过由放射线技师或医师等操作者指定摄影协议，来开始通过MRI装置的摄影。此时，例如由操作者指定执行根据第一收集部25a、第二收集部25b、图像重建部25c及图像合成部25d的一连串的处理的摄影协议。在被指定的摄影协议中，包含有第一RF脉冲发送条件及第二RF脉冲发送条件，另外，包含有依存于这些中的摄影时间等附属的信息。 
接着，在控制部25中，第一收集部25a设定第一RF脉冲发送条件(步骤S101)。例如，在摄影协议中，作为第一RF脉冲发送条件，励磁翻转角设定为x°。于是，第一收集部25a以励磁翻转角变为x°的方式来计算脉冲序列执行数据，并将计算的脉冲序列执行数据发送至倾斜磁场电源3、发送部7及接收部9。 
然后，第一收集部25a收集数据(步骤S102)。例如，第一收集部25a接收在接收部9生成的MR回波信号数据，并将接收的MR回波信号数据发送至图像重建部25c。另外，数据的收集单位可以是一系列的量的数据(例如，励磁翻转角x°、50切片)，也可以是1切片的量的数据，能够任意设定。 
控制部25判定是否结束基于包含于摄影协议中的RF脉冲发送条件的数据收集(步骤S103)。在实施例1中，摄影协议中也包含有第二RF脉冲发送条件。因此，控制部25判定为未结束数据收集(步骤S103否定)，第二收集部25b设定第二RF脉冲发送条件(步骤S101)。例如，在摄影协议中，作为第二RF脉冲发送条件，假设励磁翻转角设定为y°。于是，第二收集部25b以励磁翻转角变为y°的方式计算脉冲序列执行数据，并将计算的脉冲序列执行数据发送至倾斜磁场电源3、发送部7及接收部9。 
接着，第二收集部25b接收数据(步骤S102)。例如，第二收集部25b接收在接收部9中生成的MR回波信号数据，并将接收的MR回波信号数据发送至图像重建部25c。另外，数据的收集单位可以是一系列的量的数据(例如，励磁翻转角y°、50切片)，也可以是1切片的量的数据，可以任意设定。 
另外，控制部25判定是否结束根据摄影协议所包含的RF脉冲发送条件的数据收集(步骤S103)，如果判定为结束数据收集(步骤S103肯定)，接着，则图像重建部25c分别重建通过第一收集部25a收集的数据及通过第二收集部25b收集的数据(步骤S104)。 
另外，图像重建部25c进行的图像重建不限于第一收集部25a及第二收集部25b双方进行的数据收集完成之后开始的处理顺序。例如，图像重建部25c也可以在第一收集部25a进行的数据收集完成时，不等待第二收集部25b进行的数据收集，而直接开始通过第一收集部25a收集的数据的重建。另外，例如，图像重建部25c也可以将通过第一收集部收集的数据的重建与通过第二收集部25b的数据收集并行进行。在步骤S104完成的阶段中，完成了根据图像合成部25d进行的处理所需的所有图像的重建。 
并且，图像合成部25d对于通过图像重建部25c的重建得到的第一图像及第二图像，进行合成处理(步骤S105)。具体而言，图像合成部25d对于第一图像及第二图像，通过比较空间位置变为相同的每个像素的信号强度，并选择信号强度的最大值来进行合成处理。 
在此，使用图4，说明合成处理的技术含义。图4是用于说明根据实施例1的图像合成部25d的合成处理的技术含义的图。如果在横轴上取“励磁翻转角”，在纵轴上取“信号强度”，则信号强度对于每个组织，示出为例如图4示例的曲线。 
如上所述，以基于第二RF脉冲发送条件的发送强度与基于第一RF脉冲发送条件的发送强度相比，切片面整体一律变大的方式进行设定，与以励磁翻转角一律变大的方式进行设定是等价的。即，在图4中，×记号a0、×记号a1、×记号a2是励磁翻转角逐渐变大时的组织 a的信号强度的变化。在此，例如，在×记号a1中，信号强度表示最大值，通过以该信号强度收集的数据来重建图像，但从提高图像的品质的观点来看最优。 
但是，在被检体内部，如果RF(B1)强度变得不均匀，则某像素中，即使信号强度表示×记号a1，在其他的像素中也存在表示×记号a0的信号强度或×记号a2的信号强度的情况。该方面利用实施例1的MRI装置100，以励磁翻转角一律变大的方式执行两次脉冲序列。于是，产生例如在像素P1中，在第一次，变为×记号a0的信号强度，在第二次，变为×记号a1的信号强度，另一方面，在像素P2中，在第一次，变为×记号a1的信号强度，在第二次，变为×记号a2的信号强度的状况。 
在此，如果比较空间位置变为相同的每个像素的信号强度，并选择信号强度的最大值，则变为在像素P1中，作为×记号a1的信号强度的数据，选择第二次收集的数据，在像素P2中，作为×记号a1的信号强度的数据，选择第一次收集的数据。因为这样，通过图像合成部25d合成的图像变为选择信号强度的最大值的像素的集合，提高了图像整体的品质。另外，图像的对比度相当于例如组织a的信号强度与组织b的信号强度的差分。进而，如果在各组织中选择信号强度的最大值，则随之，也改善了作为与其他组织的信号强度的差分的对比度。 
另外，虽然说明过了合成处理不限于选择信号强度的最大值的方法，也可以是例如将信号强度的绝对值相加的方法或运算平法和的方法，但在该情况下，考虑到图像的劣化的降低效果比选择最大值的方法稍微降低。即，将信号强度的绝对值相加结果与获得通过两次的数据收集得到的两个信号强度的平均值等价。因此，通过图像合成部25d合成的图像变为表示信号强度的平均值的像素的集合，虽然提高了图像整体的品质，但如果与选择最大值的方法相比较，则考虑到稍微降低了图像劣化的减低效果。另外，运算平方和变得更强调亮度高的像素值，提高像素整体的品质。 
而且，在选择最大值的方法中，不能期待提高基于合成多个图像 的S/N比(信号与杂音之比)，而是只停留在相当于1张的图像的S/N比。对此，在将绝对值相加的方法或运算平方和的方法中，根据合成的图像的张数来提高S/N比。 
图5A～5D是表示在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中实施的例子的图。另外，使用T2权像的条件。图5A是将根据发送强度50dB(分贝)的RF脉冲发送条件而收集的数据进行重建的图像。由于RF(B1)强度的不均匀，能够确认在腹部前壁侧、背面侧信号强度的降低区域。另外，图5B是将发送强度根据54dB的RF脉冲发送条件而收集的数据进行重建的图像。由于RF(B1)强度的不均匀，能够确认在左右侧信号强度的降低区域。图5C是通过图像合成部25d合成的图像。在图5C示例出的图像中，很清楚地改善了在图5A的图像或图5B的图像中确认的信号强度的降低，减低了信号强度的降低区域，改善了对比度。另外，为了便于说明，图5D示出了图5C所示图像与图5A所示的图像的差分图像。 
另外，在实施例1中，两次的数据收集，即，假定第一收集部25a进行的数据收集及第二收集部25b进行的数据收集并进行说明，但实施方式的MRI装置不限于此，数据收集可以进行预先设定的任意的次数。而且、如果鉴于摄影时间延长，则优选两次至三次。 
图6A～6D是表示在静磁场强度为3T、自旋回波法中实施3次数据收集的例子的图。另外，使用了T1加权像的条件。图6A是将根据基本的发送强度的RF发送条件而收集的数据进行重建的图像。由于RF(B1)强度的不均匀，能够在腹部前壁侧等确认信号强度的降低区域。另外，图6B是将根据发送强度成为基本的发送强度+2dB的RF脉冲发送条件而收集的数据进行重建的图像。由于RF(B1)强度的不均匀，可以在背面侧等确认信号强度的降低区域。图6C将根据发送强度成为基本的发送强度+4dB的RF脉冲发送条件而收集的数据进行重建的图像。由于RF(B1)强度的不均匀，能够在左右侧等确认信号强度的降低区域。图6D是通过图像合成部25d合成的图像。在图6D所示的图像中，很清楚地改善了在图6A所例示的图像或图 6B所例示图像、图6C所示的图像中确认的信号强度的降低，减低了信号强度的降低区域，改善了对比度。 
如上所述，实施例1的MRI装置100执行根据第一RF脉冲发送条件的脉冲序列，并且执行基于与第一RF脉冲发送条件发送强度不同的第二RF脉冲发送条件的脉冲序列，并分别收集数据。另外，MRI装置100将根据第一RF脉冲发送条件收集的数据重建并生成第一图像，将根据第二RF脉冲发送条件收集的数据重建并生成第二图像。并且，MRI装置100对于第一图像及第二图像，通过针对空间位置变为相同的每个像素比较信号强度，并选择信号强度的最大值来进行合成处理。因为这样，根据实施例1，能够降低由于RF(B1)强度的不均匀导致的图像的劣化。 
另外，实施例1的MRI装置100能够将通过硬件来改善RF(B1)强度的不均匀的技术，及通过改良RF脉冲的波形来改善RF(B1)强度的不均匀的技术等并用。 
另外，在实施例1中，说明了在第一收集部25a进行的数据收集结束之后，进行第二收集部25b进行的数据收集的方法，但实施例并不限于此。也可以将第一收集部25a的数据收集与第二收集部25b进行的数据收集交替进行。 
图7A及7B是用于说明实施例1的变形例的图，图7A示出在实施例1中说明的方法，图7B示出变形例。在实施例1中，MRI装置100如图7A所示，例如收集了用于第一图像的重建的数据之后，收集用于第二图像的重建的数据。此时，第一图像用中收集的数据与第二图像用中收集的数据之间存在时间的偏差。此时，例如如果在被检体中存在呼吸运动等动作，则第一图像与第二图像之间会产生位置的偏移，影响合成后的图像。 
对此，在变形例中，MRI装置100如图7B所示，例如将用于第一图像的重建的数据的一部分的收集与用于第二图像的重建的数据的一部分的收集交替进行。例如，每隔50编码部分交替进行收集。 
此时，第一图像收集用的数据与第二图像收集用的数据变为大致 在同一时间带进行收集。因此，例如即使在被检体中存在呼吸运动等动作，其动作也在第一图像及第二图像双方中相同地被反映出，结果给予合成后的图像的影响变小。另外，图7A及图7B示例出的数据的收集单位只不过是一例子，如上所述，数据的收集单位可以任意设定。 
另外，在实施例1中，说明了收集第一图像用的数据及第二图像用的数据的任意全部编码部分的方法，但实施例并不限于此。也可以是对于一方面的图像用的数据只收集一部分的数据，对于未进行收集的部分，根据另一方面的图像用的数据进行复制或推定的方法。图8A～8D是用于说明实施例1的变形例的图。以下，作为实施例1的变形例来说明变形例1～4。 
(变形例1) 
在变形例1中，第一收集部25a收集k空间整体的数据，第二收集部25b收集k空间的一部分区域的数据，图像重建部25c将未通过第二收集部25b收集的区域的数据，通过基于利用第一收集部25a收集的数据的复制来进行补充。 
在图8A中，(A)表示通过第一收集部25a收集的数据，(B)表示通过第二收集部25b收集的数据。如图8A所示，第一收集部25a对于第一图像用的数据，收集全部编码量的数据。另一方面，第二收集部25b对于第二图像用的数据，只收集一部分的数据。例如，第二收集部25b只收集k空间的中央附近的数据，即，只收集低频率区域的数据(例如100编码部分)。在k空间的中央附近的数据中包含图像大致的信号分布或对比度、RF(B1)强度的不均匀的信息等。 
并且，图像重建部25c将第二图像用的数据重建时，对于未进行基于第二收集部25b的数据收集的区域，复制第一图像用的数据。另外，在图8A中，为了便于说明，图示出了复制1～3、510～512的编码线(encode line)的箭头，但对于未进行数据收集的其他的编码线也同样进行复制。 
如上所述，在k空间的中央附近的数据中包含图像的大致的信号分布、对比度、RF(B1)强度的不均匀的信息等。因此，如果作为第 二图像用至少只收集其中央附近的数据，则图像重建部25c能够通过对于其他区域复制第一图像用的数据来重建第二图像。 
根据这样的方法，能够减少收集的数据量，缩短摄影时间。另外，也可以是对于第二图像用的数据收集全部编码的量的数据，对于第一图像用的数据只收集一部分的数据的方法。 
(变形例2) 
在变形例2中，第一收集部25a收集k空间整体的数据，第二收集部25b收集k空间的一部分区域的数据，图像重建部25c将未通过第二收集部25b收集的区域的数据通过基于利用第一收集部25a收集的数据的推定进行补充。 
在图8B中，(A)表示通过第一收集部25a收集的数据，(B)表示通过第二收集部25b收集的数据。如图8B所示，与变形例1一样，第一收集部25a对于第一图像用的数据，收集全部编码的量的数据。另一方面，第二收集部25b对于第二图像用的数据，只收集一部分的数据。 
在此，变形例2的图像重建部25c使用通过第一收集部25a收集的数据与通过第二收集部25b收集的数据，求得用于根据通过第一收集部25b收集的数据，来推定通过第二收集部25b收集的数据的变换矩阵W。 
即，由于通过第二收集部25b收集的数据Sj是既知的，通过第一收集部25a收集的数据Si也是既知的，因此可以根据(1)式的关系求得用于根据通过第一收集部25a收集的数据Si，来推定通过第二收集部25b收集的数据Sj的变换矩阵W(wi的矩阵)。另外，在(1)式中，wi表示加权。 
∑wiSi＝Sj    (1) 
并且，图像重建部25c重建第二图像用的数据时，对于未进行基于第二收集部25b的数据收集的区域，进行使用了利用第一收集部25a收集的数据与变换矩阵W的(1)式的计算，来推定未进行基于第二收集部25a的数据收集的区域的数据。另外，在图8B中，为了便于 说明，为了便于说明，图示出了推定1～3、510～512的编码线的箭头，但即使对于未进行数据收集的其他的编码线也同样进行推定。另外，作为第二图像用，只要收集至少一部分的数据，图像重建部25c就通过根据第一图像的数据对于其他区域进行推定，从而能够重建第二图像。另外，装备有多个接收线圈时，(1)式也可以作为多个线圈之间的线性结合。即，能够求得用于根据利用第一收集部25a通过接收线圈m收集的数据Si，m，来推定利用第二收集部25b通过接收线圈n收集的数据Sj，m的变换矩阵W(wi，m，n)。 
根据这样的方法，能够减少收集的数据量，缩短摄影时间。另外，也可以是对于第二图像用的数据收集全部编码量的数据，对于第一图像用的数据只收集一部分的数据的方法。 
(变形例3) 
在变形例3中，第一收集部25a对k空间整体的数据进行了间隔剔除后来收集，第二收集部25b对k空间的一部分区域的数据进行了间隔剔除后来收集，图像重建部25c通过将利用第一收集部25a间隔剔除后的数据采用各线圈的灵敏度分布的线性结合进行推定来进行补充，并且将未通过第二收集部25b收集的区域的数据及间隔剔除后的数据通过基于利用第一收集部25a收集的数据的推定进行补充。另外，也可以通过用复制代替推定来进行补充。 
在图8C中，(A)表示通过第一收集部25a收集的数据，(B)表示通过第二收集部25b收集的数据。另外，(C)表示通过根据(A)的数据进行推定而生成的第一图像用的数据，(D)表示通过根据(C)的数据进行推定而生成的第二图像用的数据。 
如图8C所示，第一收集部25a对于第一图像用的数据进行了间隔剔除后来收集数据。例如，第一收集部25a将数据进行了间隔剔除后来收集为1/2。另一方面，第二收集部25b对于第二图像用的数据只收集一部分的数据。例如，第二收集部25b只收集k空间的中央附近的数据，即，只收集低频率区域的数据。 
于是，变形例3的图像重建部25c使用各线圈的信号，在k空间 上，通过收集的数据的线性结合来推定间隔剔除后的数据。也就是图像重建部25c通过采用根据各线圈的灵敏度分布的线性结合而生成的谐波数据与相位编码相似的关系，从而能够根据(A)的数据，推定间隔剔除后的数据，并生成(C)那样的完整的数据。 
另外，图像重建部25c与变形例2一样，使用通过第一收集部25a收集的数据与通过第二收集部25b收集的数据，求得用于根据通过第一收集部25a收集的数据，来推定通过第二收集部25b收集的数据的变换矩阵W。 
并且，图像重建部25c通过将作为完整的数据的第一图像用的数据((C)的数据)与变换矩阵W进行(1)至(1)’式的计算，来推定未进行基于第二收集部25b的数据收集的区域的数据。这样，图像重建部25c根据(C)的数据生成(D)那样的完整的数据。 
根据这样的方法，能够减少收集的数据量，缩短摄影时间。另外，也可以是对于第二图像用的数据进行了间隔剔除后来收集数据，对于第一图像用的数据只收集一部分的数据的方法。 
(变形例4) 
在变形例4中，第一收集部25a对k空间整体的数据进行了间隔剔除后来收集，第二收集部25b对k空间的一部分区域的数据进行了间隔剔除后来收集，图像重建部25c通过将利用第二收集部25b收集的区域数据进行基于通过第一收集部25a收集的数据的推定来进行补充，并且通过将利用第一收集部25a及第二收集部25b进行间隔剔除后的数据采用各线圈的灵敏度分布的线性结合来推定而进行补充。另外，也可以通过用复制代替推定来进行补充。 
在图8D中，(A)表示通过第一收集部25a收集的数据，(B)表示通过第二收集部25b收集的数据，及根据通过第一收集部25a收集的数据来进行推定的数据。另外，(C)表示通过根据(A)的数据进行推定而生成的第一图像用的数据，(D)表示通过根据(B)的数据进行推定而生成的第二图像用的数据。 
如图8D所示，第一收集部25a对于第一图像用的数据进行了间 隔剔除后来收集数据。例如，第一收集部25a将数据进行了间隔剔除后来收集为1/2。另一方面，第二收集部25b对于第二图像用的数据只收集一部分的数据。例如，第二收集部25b只收集k空间的中央附近的数据、即只收集低频率区域的数据。 
变形例4的图像重建部25c首先，与变形例2一样，使用通过第一收集部25a收集的数据与通过第二收集部25b收集的数据，求得用于根据通过第一收集部25a收集的数据，来推定通过第二收集部25b收集的数据的变换矩阵W。 
并且，图像重建部25c通过将作为间隔剔除数据的第一图像用的数据((A)的数据)与变换矩阵W进行使用的(1)式的计算，来推定未进行根据第二收集部25b的数据收集的区域的数据。这样，图像重建部25c根据(A)的数据生成(B)那样的数据。另外，在变形例4中，由于推定源的数据为间隔剔除后的数据，因此，根据(A)的数据推定出的(B)的数据也变为间隔剔后除的数据。 
并且，变形例4的图像重建部25c分别基于(A)的数据及(B)的数据来推定间隔剔除后的数据，并分别生成(c)那样的完整数据，及(D)那样的完整数据。该推定与变形例3一样，采用各线圈的数据的线性结合来进行。 
根据这样的方法，能够减少收集的数据量，缩短摄影时间。另外，也可以是对于第二图像用的数据进行了间隔剔除后来收集，对于第一图像用的数据只收集一部分的数据的方法。对于数据量在变形例3与变形例4中可以说是共同通的，也就是第一图像用数据与第二图像用数据的收集数据量是不同的。在图8A～8D所示的例子中，第二图像用数据的收集数据量比第一图像用数据的收集数据量少。这样，由于摄影时间的缩短比例能够比较自由地设定，因此可以考虑到降低亮度不均的效果或图像的S/N比并决定摄影序列。 
【实施例2】 
接着，使用图9～11说明实施例2的MRI装置100。实施例2的MRI装置100与实施例1的MRI装置结构相同，与实施例1的控 制部25一样，实施例2的控制部25特别具备第一收集部25a、第二收集部25b、图像重建部25c、图像合成部25d。 
另外，实施例2的第一收集部25a以收集的数据相当于k空间中的第奇数个回波位置的方式来控制相位编码量。另外，实施例2的第二收集部25b以收集的数据相当于k空间中的第偶数个回波位置的方式来控制相位编码量。另外，实施例2的图像重建部25c通过将利用第一收集部25a收集的数据作为相当于k空间中的第奇数个回波位置的数据进行处理，并且将利用第二收集部25b收集的数据作为相当于k空间中的第偶数个回波位置的数据进行处理，从而将图像重建。 
图9A是用于说明实施例2中的数据收集的图。实施例2的第一收集部25a例如图9A的(A)所示，以收集的数据相当于k空间中的第奇数个回波位置的方式来控制相位编码量。此时，相位编码方向的收集FOV(Field Of View)对于图像化FOV设定为2倍。另外，实施例2的第二收集部25b例如图9A的(B)所示，以收集的数据相当于k空间中的第偶数个回波位置的方式来控制相位编码量。此时，相位编码方向的收集FOV对于图像化FOV也设定为2倍。 
接着，实施例2的图像重建部25c例如图9A的(C)所示，通过将利用第一收集部25a收集的数据作为相当于k空间中的第奇数个回波位置的数据进行处理，并且将利用第二收集部25b收集的数据作为相当于k空间中的第偶数个回波位置的数据进行处理，从而将图像重建。在此，图像重建部25c优选使收集中的相位编码方向的图像化中心的位置只偏离相当于图像化FOV的一半的量。 
另外，实施例2中的数据收集可以是像在实施例1中说明的变形例那样，例如，对于一方面的图像用数据只收集一部分的数据，对于未进行收集的部分，根据另一方面的图像用数据进行推定的方法。图9B是用于说明实施例2中的数据收集的变形例的图。 
在实施例2的变形例中，第一收集部25a及第二收集部25b中的一个收集k空间整体的数据，另一个收集k空间的一部分区域的数据。图像重建部25c将未通过收集k空间的一部分区域的数据的第一收集 部25a或第二收集部25b进行收集的区域的数据，通过基于利用收集k空间整体的数据的第一收集部25a或第二收集部25b收集的数据的推定而进行补充。另外，也可以通过复制代替推定进行补充。另外，在以下中，已经说明了以第一收集部25a相当于第奇数个回波信号的方式来控制相位编码量，以第二收集部25b相当于第偶数个回波位置的方式来控制相位编码量的例子，但也可以相反。 
实施例2的变形例的第一收集部25a例如图9B的(A)所示，以收集的数据相当于k空间中的第奇数个回波位置的方式来控制相位编码量。另一方面，实施例2的变形例的第二收集部25b例如图9B的(B)所示，只对于k空间的中央附近收集相当于k空间中的第偶数个回波位置的数据。 
接着，实施例2的变形例的图像重建部25c与实施例1的变形例2等一样，使用通过第一收集部25a收集的数据与通过第二收集部25b收集的数据，求得用于根据通过第一收集部25a收集的数据来推定通过第二收集部25b收集的数据的变换矩阵W。并且，图像重建部25c对于未进行通过第二收集部25b的数据收集的区域，通过将利用第一收集部25a收集的数据与变换矩阵W进行(1)式的计算，来推定未进行通过第二收集部25b的数据收集的区域的数据(其中，相当于k空间中的第偶数个回波位置的数据)。例如，图像重建部25c生成(D)那样的数据。 
之后，实施例2的图像重建部25c例如图9B的(E)所示，将通过第一收集部25a收集的数据(参照(C))作为相当于k空间中的第奇数个的回波位置的数据进行处理，并且将(D)所示的数据作为相当于第偶数个回波位置的数据进行处理，从而重建图像。 
图10A～10C是用于说明实施例2的图像重建的图。图10A表示在不偏离图像化中心的位置的情况下进行重建的图像。如后述的那样，实施例2的图像重建部25c重建的结果，在1图像内重建分裂的两个图像。但是，如图10A所示，在不偏离图像化中心的位置的情况下，分裂的两个图像中，图像n优选不位于图像的端部。因为这样，实施 例2的图像重建部25c使图像化的中心位置，偏离相当于图像化FOV的一半的量，重建的结果得到图10B所示的图像。 
另外，说明图10B所示的图像。如图10B所示，实施例2的图像重建部25c重建的结果，在1图像内重建分裂的两个图像。图像m对于每个像素，相当于使用根据第一RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度与根据第二RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度的平均值而重建的图像。例如，如果使用图4进行说明，则相当于使用×记号a0与×记号a1的平均值而重建的图像。 
另一方面，图像n对于每个像素，相当于使用根据第一RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度与根据第二RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度的差分值而重建的图像。例如，如果使用图4进行说明，则相当于使用×记号a0与×记号a1的差分值而重建的图像。 
这样，实施例2的图像重建部25c重建的结果在1图像内重建分裂的两个图像，实施例2的图像合成部25d对于分裂的两个图像进行合成处理。图像合成部25d例如，将图10B所示的图像m与图像n针对每个像素利用绝对值进行相加处理，例如图10C所示，生成图像化FOV的图像(1图像内生成一个图像)。 
另外，如图10所示的图像是在静磁场强度为3T、高速自旋回波法中使用T2强调图像的条件的例子。第一RF发送条件及第二RF脉冲发送条件分别是基本的发送强度及基本的+2dB的发送强度。另外，以强调RF(B1)强度的不均匀的目的，摄影包含电解质的水幻影(phantom)。图10B示例出的图像n示出的亮度分布相当于信号强度根据基本+2dB的发送强度增加而变化的区域。另一方面，在图像m中，亮度在幻影中央降低，在图像n中，进行图像化(励磁翻转角大的区域)。这样，明显地示出能够通过发送分布把握信号强度的变化。 
另外，在变形例2中，假定了两次的数据收集，即第一收集部25a进行的数据收集及第二收集部25b进行的数据收集并进行了说明，但实施方式的MRI装置并不限于此，数据收集可以进行预先设定的任意次数。而且，如果鉴于延长了摄影时间，则优选两次至三次。 
例如，进行三次数据收集时，收集数据的各部将相位编码方向的收集FOV相对于图像化FOV设定为3倍即可。另外，收集数据的各部可以以在各自k空间中将收集的数据相邻配置的方式来控制相位编码量。另外，图像重建部优选使收集中的相位编码方向的图像化中心的位置偏离相当于图像化FOV的1.5倍的量。于是，图像重建部重建的结果在1图像内重建分裂的三个图像。某图像对于每个像素，相当于使用根据第一RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度与根据第二RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度和根据第三RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度的平均值而重建的。另外，某图像相当于使用根据第一RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度与根据第二RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度的差分值而重建的图像。另外，某图像相当于使用根据第二RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度与根据第三RF脉冲发送条件收集的数据的信号强度的差分值而重建的图像。 
图11表示实施例2的控制部25的处理顺序的流程图。另外，由于在实施例2中假设两次数据收集，即第一收集部25a进行的数据收集及通过第二收集部25b进行的数据收集，图11所示的步骤S201～S203的处理变为重复两次。但是，如上所示，实施方式的MRI装置并不限于此，图11所示的步骤S201～S203的处理也可以重复预先设定的任意次数。 
首先，与实施例1相同，通过由放射线技师或医师等操作者指定摄影协议，从而开始基于MRI装置100的摄影。接着，与实施例1相同，在控制部25中，第一收集部25a设定第一RF脉冲发送条件(步骤S201)，并收集数据(步骤S202)。 
控制部25判定是否结束基于摄影协议中包含的RF脉冲发送条件的数据收集(步骤S203)。在实施例2中，在摄影协议中也包含有第二RF脉冲发送条件。因此，控制部25判定为未结束数据收集(步骤S203否定)，第二收集部25b设定第二RF脉冲发送条件(步骤S201)，并收集数据(S202)。 
另外，控制部25判定是否结束基于摄影协议中包含的RF脉冲发送条件的数据收集(步骤S203)，如果判定为结束数据收集(步骤S203肯定)，则接着，图像重建部25c使用通过第二收集部25a收集的数据及通过第二收集部25b收集的数据来重建图像(步骤S204)。在此，与实施例1不同，图像重建部25c将通过第一收集部25a收集的数据作为相当于k空间中的第奇数个回波位置的数据进行处理，并且将通过第二收集部25b收集的数据作为相当于k空间中的第偶数个回波位置的数据进行处理，从而重建图像。 
并且，图像合成部25d对于通过图像重建部25c重建而得到的图像进行合成处理(步骤S205)。在此，与实施例1不同，图像合成部25d对于分裂的两个图像进行合成处理。例如，图像合成部25d例如将分裂的两个图像根据每个像素的绝对值进行相加处理，并生成图像化FOV的图像(1图像内生成一个图像)。 
如上所述，实施例2的MRI装置100以收集的数据相当于k空间中的第奇数个回波位置的方式来控制相位编码量，并执行基于第一RF脉冲发送条件的脉冲序列。另外，MRI装置100以收集的数据相当于k空间中的第偶数个回波位置的方式来控制相位编码量，并执行基于第二RF脉冲发送条件的脉冲序列。并且，MRI装置100将根据第一RF脉冲发送条件收集的数据作为相当于k空间中的第奇数个回波位置的数据进行处理，并且将第二RF脉冲发送条件收集的数据作为相当于k空间中的第偶数个回波位置的数据进行处理，从而将图像重建。接着，MRI装置100对于在重建的图像中出现的分裂的两个图像进行合成处理。由于这样，根据实施例2能够减低RF(B1)强度的不均匀导致的图像的劣化。 
另外，根据实施例2，不是收集用于多个部分的图像的重建的数据的方法，而是收集相当于一张的量的数据的方法。因此，与实施例1的S/N比相同时，能够实施例1更有效地得到其S/N。 
【实施例3】 
接下来，说明实施例3的MRI装置100。实施例3的MRI装置 是与实施例1的MRI装置100相同的结构，与实施例1的控制部25相同，实施例3的控制部25特别具备第一收集部25a、第二收集部25b、图像重建部25c、图像合成部25d。而且，实施例3的MRI装置100具有两系统的发送线圈的供电系统。即，实施例3的MRI装置100使用两系统的供电系统，通过改变振幅、相位、波形、或组合中的至少一个来改变RF脉冲发送条件，在两次的数据收集中，变更RF(B1)强度的分布本身。 
换而言之，在实施例1或实施例2中，假设了例如基于第二RF脉冲发送条件的发送强度与基于第一RF脉冲发送条件的发送强度相比，切片整体一律变大的方式进行设定。于是，由于SAR(Specific Absorption Rate)分布也一律(以强度倍率的平方)变化，因此从发送功率的观点来看存在缺点。该方面在实施例3中，变为强度倍率根据每个系统发生变化，不限于SAR分布一律改变。因此，实施例3中的SAR分布不像实施例1或实施例2的SAR分布那样变大，从发送功率的观点来看存在优点。 
对于这方面进行详细说明。作为具有多个系统的发送线圈的电传送系统的结构，考虑以下的两个结构。首先，第一结构是对一个发送线圈设置多个供电点，独立地控制对于各供电点的RF脉冲的供给的结构。第二结构是配置多个发送线圈(多个信道)，独立地控制对于各发送线圈的RF脉冲的供给的结构。 
第一结构时，MRI装置例如具有圆筒状的鸟笼式的一个发送线圈，在该发送线圈上设置有例如在圆筒上位于相互分离90度的位置上的两个供电点。并且，MRI装置对于各供电点独立地供给RF脉冲。即，MRI装置对于各供电点，供给振幅、相位、波形、或组合中的至少一个相互不同的RF脉冲。 
另一方面，第二结构时，MRI装置对于多个发送线圈的各个发送线圈，供给振幅、相位、波形、或组合中的至少一个相互不同的RF脉冲。 
任一结构时，是通过独立地控制多个电传送系统来供给每个系统 不同的RF脉冲的结构，并能够将在切片面上表现出的影响部分地且灵活地进行控制。 
具体地举例进行说明。使用在实施例1中说明的方法时，假设作为第一RF脉冲发送条件设定励磁翻转角“80°”，作为第二RF脉冲发送条件设定励磁翻转角“90°”。此时，被检体内部的各部分中的励磁翻转角一律变大，SAR的分布也一律变大。 
对此，根据上述的第一结构或第二结构，例如，通过作为第一RF脉冲发送条件，对于第一系统及第二系统的任一个设定励磁翻转角“80°”，而作为第二RF脉冲发送条件，对于第一系统设定励磁翻转角“70°”，对于第二系统设定励磁翻转角“90°”，从而可以改变RF(B1)强度的分布本身。 
此时，通过第二系统而励磁的部分中的励磁翻转角变大，但相反通过第一系统而励磁的部分中的励磁翻转角变小，SAR分布并未一律变大。 
另外，上述的例子只不过是一例子，也可以设定相位或波形等、其他的参数或其他的组合。另外，电传送系统不限于两系统，也可以是三系统等任意的系统数。 
这样，由于通过实施例3，能够供给对多个各电传送系统中的每个的不同的RF脉冲，能够部分且灵活地控制切片面上出现的影响，因此，通过该设定还能够缓和SAR的上升。 
另外，在上述的各实施例及其变形例中，第二RF脉冲发送条件及第二RF脉冲发送条件是各自不同的，但通过第一收集部25a执行的脉冲序列与通过第二收集部25b执行的脉冲序列种类是相同的，且，RF脉冲发送条件以外的其他条件也是相同的。在此，脉冲序列的种类是指例如SE(Spin Echo)或FE(Filed Echo)等种类。另外，其他条件是指TE(echo time)或TI(inversion time)等。 
另外，也可以是与RF脉冲发送条件及相位编码相关的条件各自不同，其他条件相同的情况。在此，与相位编码相关的条件中例如存在相位编码的形式(pattern)。即，例如在实施例1的变形例中说明 的那样，像所说的在通过第一收集部25a的收集中收集k空间整体的数据，在通过第二收集部25b的收集中收集k空间的一部分区域的数据那样，RF脉冲发送条件之外，还存在相位编码的形式不同的情况。此时，其他的条件是相同的。 
另外，与相位编码相关的条件中例如存在k空间上的配置的序列。即，例如像在实施例2中说明的那样，像所述的在第一收集部25a进行的收集中，以相当于k空间中的第奇数个回波位置的方式控制相位编码量，在第二收集部25b进行的收集中，以相当于k空间中的第奇数个回波位置的方式控制相位编码量那样，除RF脉冲发送条件之外，存在k空间上的配置的序列不同的情况。此时，其他条件是相同的。而且，例如在实施例2的变形例中说明的那样，除RF脉冲发送条件之外，也存在相位编码的形式及k空间上的配置的序列这两者不同的情况。此时，其他条件是相同的。 
如上所述，实施方式的磁共振成像装置具备第一收集部、第二收集部、合成部。第一收集部执行基于第一高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。第二收集部执行基于与第一高频率脉冲发送条件不同的第二高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据。合成部对于通过上述第一收集部收集的数据及通过上述第二收集部收集的数据、或将通过上述第一收集部收集的数据重建的数据及将通过上述第二收集部收集的数据重建的数据，进行合成处理。 
在此，所谓“第一收集部”就是例如在实施例1～3中说明的“第一收集部25a”。另外，所谓“第二收集部”就是例如在实施例1～3中说明的“第二收集部25b”。另外，所谓“高频率发送条件”就是在实施例1～3中说明的“RF脉冲发送条件”。另外，所谓“合成部”就是例如在实施例1～3中说明的“图像重建部25c”及“图像合成部25d”。 
根据以上所述的至少一个实施方式的MRI装置，可以减低RF(B1)强度的不均匀导致的图像的劣化。 
虽对本发明之实施方式进行了说明，但上述实施方式只是作为例子而进行提示的，并不意味着对本发明的范围限定。上述实施方式可 在各种方式中实施，并且在不脱离本发明的要旨的范围内可进行各种省略、置换、变更。上述实施方式及其变形例与发明的范围及要旨相同地，包含在与上述相同地，也包含在与专利权利要求书中所记载的发明及与其相同的范围内。 

Claims (10)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：
第一收集部，执行基于第一高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据；
第二收集部，执行基于与上述第一高频率脉冲发送条件不同的第二高频率脉冲发送条件的脉冲序列，并收集数据；
合成部，对于通过上述第一收集部收集的数据及通过上述第二收集部收集的数据、或将通过上述第一收集部收集的数据重建的数据及将通过上述第二收集部收集的数据重建的数据进行合成处理，
上述第一高频率脉冲发送条件及上述第二高频率脉冲发送条件的向供电系统供给的电力的振幅、相位、波形、或其组合中至少一个不同。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述合成部在对于将通过上述第一收集部收集的数据重建的数据及将通过上述第二收集部收集的数据重建的数据进行合成处理时，对于将通过上述第一收集部收集的数据重建的第一图像及将通过上述第二收集部收集的数据重建的第二图像进行合成处理。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述合成部对于上述第一图像及上述第二图像，通过比较空间位置变成相同的每个像素的信号强度，并选择信号强度的最大值而进行合成处理。
4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述合成部对于上述第一图像及上述第二图像，通过比较空间位置变成相同的每个像素的信号强度，并将信号强度的值相加或运算信号强度的平方和而进行合成处理。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
通过上述第一收集部执行的脉冲序列和通过上述第二收集部执行的脉冲序列的种类是相同的，且上述第一高频率脉冲发送条件及上述第二高频率脉冲发送条件以外的条件也是相同的，
上述第一收集部及上述第二收集部对于上述第一高频率脉冲发送条件及上述第二高频率脉冲发送条件，变更向上述供电系统供给的电力的振幅、相位、波形或其组合中的至少一个。
6.根据权利要求1～5中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述第一收集部收集k空间整体的数据，
上述第二收集部收集k空间的一部分区域的数据，
上述合成部将未通过上述第二收集部收集的区域的数据通过基于利用上述第一收集部收集的数据的复制或推定来补充。
7.根据权利要求1～5中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述第一收集部对k空间整体的数据进行了间隔剔除后来收集，
上述第二收集部对k空间的一部分区域的数据进行了间隔剔除后来收集，
上述合成部将利用上述第一收集部间隔剔除后的数据通过采用各线圈的灵敏度分度的线性结合来推定从而进行补充，并且将未利用上述第二收集部收集的区域的数据及间隔剔除后的数据通过基于通过上述第一收集部收集的数据的推定来补充。
8.根据权利要求1～5中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述第一收集部对k空间整体的数据进行了间隔剔除后来收集，
上述第二收集部对k空间的一部分区域的数据进行了间隔剔除后来收集，
上述合成部将未通过上述第二收集部收集的区域的数据通过基于利用上述第一收集部收集的数据的推定来补充，并且将利用上述第一收集部及上述第二收集部来进行间隔剔除后的数据通过采用各线圈的灵敏度分布的线性结合来进行推定从而进行补充。
9.根据权利要求1～5中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述第一收集部以收集的数据相当于k空间中的第奇数个回波位置的方式来控制相位编码量，
上述第二收集部以收集的数据相当于k空间中的第偶数个回波位置的方式来控制相位编码量，
上述合成部将通过上述第一收集部收集的数据作为相当于k空间中的第奇数个回波位置的数据进行处理，并且将通过上述第二收集部收集的数据作为相当于k空间中的第偶数个回波位置的数据进行处理，进而重建图像。
10.根据权利要求1～5中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述第一收集部及上述第二收集部中的一个收集k空间整体的数据，上述第一收集部及上述第二收集部中的另一个收集k空间的一部分区域的数据，
上述合成部将未通过收集k空间的一部分区域的数据的上述第一收集部或上述第二收集部进行收集的区域的数据，通过基于利用收集k空间整体的数据的上述第一收集部或上述第二收集部收集的数据的推定来进行补充。
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