JP2008212643A - 磁気共鳴イメージング装置および画像データ生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 効率的に、かつ簡易に所望の画像データを得る。
【解決手段】 再構成部７２は、複数のセクションによりそれぞれ受信された複数のＭＲ信号をそれぞれ使用して、各セクションにそれぞれ対応する複数の原画像データを再構成する。画像データ合成部７４は、収集された複数のＭＲ信号のうちの少なくとも一部である複数のＭＲ信号をそれぞれ受信したセクションをそれぞれ対象セクションとし、これらの対象セクションにそれぞれ対応する複数の原画像データを合成して診断用画像データを生成する。表示部８は、診断用画像データが表す画像を表示する。入力部９、主制御部１０１および画像データ合成部７４は、診断用画像の表示が行われた後になされる変更の指定に応じて対象セクションを変更し、この変更後の対象セクションにそれぞれ対応する複数の原画像データを合成して新たな診断用画像データを生成する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、アレイコイルを用いることにより高感度な画像データの生成を可能とする磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置および画像データ生成方法に関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）法は、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核のスピンを、当該原子核に応じたラーモア周波数をもつ高周波信号（ＲＦパルス）で励起する。そして、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号（ＭＲ信号）から画像データを再構成する。

ＭＲＩ装置は、上記のＭＲＩ法を利用して生体内等の画像データを生成する画像診断装置である。ＭＲＩ装置は、解剖学的診断情報のみならず生化学的情報や機能診断情報など多くの診断情報を得ることができるため、今日の画像診断の分野では重要なものとなっている。

近年、広範囲の撮像領域に対する画像データを高感度に収集することを目的として、アレイコイルを用いたＭＲＩが広く行われるようになった。アレイコイルは、複数の受信用コイル（以下では、コイルエレメントと呼ぶ。）が２次元配列されて構成される。ＭＲＩアレイコイルを使用したＭＲＩでは、隣接する複数のコイルエレメントにて検出されたＭＲ信号を加算合成することにより、前記複数のコイルエレメントを等価的に複数のセクションに束ねる。そして、各々のセクションにおいて得られるＭＲ信号をそれぞれ再構成することにより複数の画像データ（以下では、原画像データと呼ぶ。）を生成する。さらに、複数の原画像データを合成することにより、診断に用いる画像データ（以下では、診断用画像データと呼ぶ。）の生成が行なわれる（例えば、特許文献１参照。）。

図１３は被検体とアレイコイル５１との位置関係の一例を示す図である。

アレイコイル５１は、３つのセクション５２−１，５２−２，５２−３を有する。アレイコイル５１は、セクション５２−１〜５２−３の配列方向が被検体の体軸方向に一致するように配置されている。

図１４はアレイコイル５１を用いて得られる３つの原画像５３−１，５３−２，５３−３を示す図である。原画像５３−１〜５３−３は、セクション５２−１〜５２−３の各々に属するコイルエレメントによって検出されたＭＲ信号をそれぞれに再構成して得られる。原画像５３−１ではセクション５２−１のコイルエレメントに対向した被検体の部位において最大の感度を有している。原画像５３−２ではセクション５２−２のコイルエレメントに対向した被検体の部位において最大の感度を有している。また原画像５３−３ではセクション５２−３のコイルエレメントに対向した被検体の部位において最大の感度を有している。

図１５は図１４に示した原画像５３−１〜５３−３を合成処理することにより得られる診断用画像５４を示す図である。
特開２００３−１７５０１６号公報

アレイコイルを用いたＭＲＩでは、被検体の近傍に配置されたアレイコイルにおける複数のコイルエレメントの中から撮像領域に対応したコイルエレメントを選択して上述の各セクションを形成することが要求される。特に頚椎や脊柱等の画像化を行なう場合には、天板上に取り付けられたアレイコイルの上方に被検体の診断対象部位を配置する必要があるため、この診断対象部位の撮像領域に対する好適なコイルエレメントの選択は極めて困難であった。

例えば、撮像領域外に配置されたコイルエレメントが誤って選択された場合、当該コイルエレメントによりサンプリング定理を満たさない高い周波数成分を有するＭＲ信号が検出される。この場合、このＭＲ信号の再構成における折り返り（aliasing）に起因したアーチファクトが診断用画像データにおいて発生する。一方、撮像領域内に配置されたコイルエレメントが選択されなかった場合、当該コイルエレメントの位置に対応した診断用画像データの領域における感度は著しく劣化する。

そして、最初に選択したコイルエレメントを用いて収集された診断用画像データにおいて許容できないアーチファクトや感度劣化が認められた場合、ＭＲＩをコイルエレメントの選択からやり直す必要があった。操作者のスキルが低い場合には、このような作業を所望の診断用画像データが得られるまで繰り返す必要があった。このため、ＭＲＩの効率が著しく低下するのみならず、操作者の負担が増大するおそれがあった。

本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、効率的に、かつ簡易に所望の画像データを得ることにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを備える。

本発明の第２の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、前記再構成手段によって再構成された複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数の合成対象データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされた前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを備える。

本発明の第３の態様による磁気共鳴イメージング方法は、静磁場を発生し、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生し、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、収集された複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、収集された複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成し、前記第２の画像データが表す画像を表示し、前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する。

本発明の第４の態様による磁気共鳴イメージング方法は、静磁場を発生し、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生し、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、前記再構成手段によって再構成された複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数の合成対象データを合成して第２の画像データを生成し、前記第２の画像データが表す画像を表示し、前記第２の画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされた前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画像データを生成する。

本発明によれば、効率的に、かつ簡易に所望の画像データを得ることが可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。

以下に述べる実施形態ＭＲＩ装置では、複数のコイルエレメントが２次元配列されたアレイコイルを用いてＭＲＩを行なう。ＭＲＩ装置では、スキャンプラン等によって予め設定された被検体の撮像領域に２次元配列されたコイルエレメントをグルーピングして体軸方向に複数のセクションを形成する。ＭＲＩ装置では、これら複数のセクションの各々において検出されたＭＲ信号を再構成してそれぞれ各セクションに対応した原画像データをそれぞれ生成する。そしてＭＲＩ装置では、これらの原画像データを合成して診断用画像データを生成する。ＭＲＩ装置では、許容できないアーチファクトが含まれた原画像データを排除することにより、アーチファクトの少ない診断用画像データを生成する。

なお、本実施形態では、５つのセクションにグルーピングされたコイルエレメントを用い、被検体における頚椎のサジタル断面（側面から見た縦断面）において５つの原画像データを生成する。そして、これらの原画像データの中から選択したアーチファクトの少ない４つの原画像データを合成して診断用画像データを生成する場合について述べる。しかし、上述の原画像データ数や画像断面に限定されるものではなく、これらは任意であって良い。例えば、画像断面は、コロナル断面（正面から見た縦断面）やアキシャル断面（横断面）等であっても構わない。

（装置の構成）
本実施形態におけるＭＲＩ装置５００の構成につき図１乃至図６を用いて説明する。なお、図１はＭＲＩ装置５００の全体構成を示すブロック図である。図２はＭＲＩ装置５００に設けられたＲＦコイルユニット３および送受信部４の具体的な構成を示す図である。

ＭＲＩ装置５００は、静磁場発生部１、傾斜磁場発生部２、ＲＦコイルユニット３、送受信部４、天板５、天板移動機構部６、画像データ生成部７、表示部８、入力部９および制御部１０を含む。

静磁場発生部１および傾斜磁場発生部２は、被検体１５０に対して磁場を発生する。ＲＦコイルユニット３は、被検体１５０に対しＲＦパルスの照射とＭＲ信号の検出とを行なう。送受信部４は、ＲＦコイルユニット３に対しパルス電流を供給するとともにＲＦコイルユニット３が検出したＭＲ信号に対し所定の信号処理を行なう。天板５は、被検体１５０を載置する。天板移動機構部６は、天板５を被検体１５０の体軸方向に移動する。画像データ生成部７は、送受信部４が受信したＭＲ信号に基づいて原画像データおよび診断用画像データを生成する。表示部８は、生成された原画像データや診断用画像データが表す原画像や診断用画像を表示する。入力部９は、撮像条件や画像データ表示条件の設定、原画像データの選択、画像データ合成方法の選択、さらには、各種コマンド信号の入力等を行なう。制御部１０は、ＭＲＩ装置５００における上述の各ユニットを統括的に制御する。

静磁場発生部１は、主磁石１１と静磁場電源１２とを含む。主磁石１１は、常伝導磁石あるいは超電導磁石によって構成される。静磁場電源１２は、主磁石１１に電流を供給する。そして静磁場発生部１は、図示しないガントリの中央部の撮像野に配置された被検体１５０の周囲に強力な静磁場を形成する。なお、主磁石１１は、永久磁石によって構成されていてもよい。

傾斜磁場発生部２は、傾斜磁場コイルユニット２１と傾斜磁場電源２２とを含む。傾斜磁場コイルユニット２１は、３組の傾斜磁場コイルを有する。これら３組の傾斜磁場コイルは、体軸方向（ｚ方向）およびこの体軸方向に直交するｘ方向とｙ方向のそれぞれに沿った傾斜磁場を形成する。傾斜磁場コイルユニット２１傾斜磁場電源２２は、３組の傾斜磁場コイルの各々に対してパルス電流を供給する。傾斜磁場コイルユニット２１および傾斜磁場電源２２は、制御部１０から供給されたシーケンス制御信号に基づき被検体１５０が置かれた撮像野の磁場に対して位置情報を付加する。すなわち、傾斜磁場電源２２は、シーケンス制御信号に基づいてｘ方向，ｙ方向およびｚ方向の傾斜磁場コイルに供給するパルス電流を制御することにより、各々の方向に対して傾斜磁場を形成する。そして、ｘ方向，ｙ方向およびｚ方向の傾斜磁場は合成されて、互いに直交するスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅおよび読み出し（周波数エンコード）傾斜磁場Ｇｒが所望の方向に形成される。これらの傾斜磁場は、主磁石１１によって形成された静磁場に重畳されて、被検体１５０に印加される。

ＲＦコイルユニット３は図２に示すように、送信コイル３１およびアレイコイル３２，３３を含む。送信コイル３１は、ＭＲＩ装置５００の図示しないガントリ内に傾斜磁場コイルユニット２１とともに設けられる。アレイコイル３２，３３は、被検体１５０の腹側および背中側にＭＲ信号の受信のために配設されている。そして、画像データの生成に際し、所定の周波数（ラーモア周波数）と包絡線を有したパルス電流が送信コイル３１に供給されると、送信コイル３１からは被検体１５０の撮像領域に対しＲＦパルスが照射される。このＲＦパルスの照射により被検体１５０の組織にて発生したＭＲ信号は、アレイコイル３２あるいはアレイコイル３３において検出されて送受信部４へ供給される。

なお、アレイコイル３２は被検体１５０の腹部側臓器の撮像に用いられる。アレイコイル３３は、頚椎や脊椎等の撮像に用いられる。以下では、背中側のアレイコイル３３のみを用いて被検体１５０の頚椎の撮像を行なう場合について述べるが、これに限定されない。

図３はアレイコイル３３が有するコイルエレメントの配置の一例を示す図である。図３に示したアレイコイル３３では、体軸方向（ｙ方向）のコイル領域幅がＬｚであり、ｘ方向のコイル領域幅がＬｘである。このアレイコイル３３では、ｘ方向にＮｘ個、また、ｚ方向にＮｚ個で合計Ｎｘ×Ｎｚ個コイルエレメントが２次元配列されている。図３では、Ｎｘ＝４、Ｎｚ＝５となっており、合計で２０個のコイルエレメントｅ１１〜ｅ１４、ｅ２１〜ｅ２４、ｅ３１〜ｅ３４、ｅ４１〜ｅ４４、ｅ５１〜ｅ５４が、４×５のマトリクス状に配列されている。そして、ｘ方向に配列されたＮｘ個のコイルエレメントは、送受信部４によってグルーピングされ、Ｑｚ個のセクション３５−１，３５−２…，３５−Ｑｚが等価的に形成される。図３の例では、Ｑｚ＝Ｎｚ＝５であり、５個のセクション３５−１〜３５ー５が形成されている。

すなわち、コイルエレメントｅ１１〜ｅ１４によってセクション３５−１が、コイルエレメントｅ２１〜ｅ２４によってセクション３５−２が、コイルエレメントｅ３１〜ｅ３４によってセクション３５−３が、コイルエレメントｅ４１〜ｅ４４によってセクション３５−４が、そしてコイルエレメントｅ５１〜ｅ５４によってセクション３５−５がそれぞれ形成それぞれされる。このようなグルーピングにより、アレイコイル３３では５つのコイルが体軸方向に沿って配列された場合と等価となる。

図４は被検体１５０の撮像領域とアレイコイル３３との位置関係について示した図である。ｚ方向のコイル領域幅Ｌｚが、被検体１５０の体軸方向における撮像領域Ｒｚより広くなるようにアレイコイル３３におけるセクション３５−１〜３５−５が設定される。

図２に示すように送受信部４は、送信部４１、受信部４２およびセクション形成部４３を含む。

送信部４１は、主磁石１１の静磁場強度と傾斜磁場コイルユニット２１の傾斜磁場によって決定される所定スライス断面における磁気共鳴周波数（ラーモア周波数）と略同一の周波数を有し、所定の選択励起波形で変調されたパルス電流を生成して送信コイル３１に供給する。

受信部４２は、Ｎｃ中間周波変換回路、位相検波回路、低周波増幅器、フィルタリング回路およびＡ／Ｄ変換器を内在する。受信部４２は、アレイコイル３３におけるＮｃ（Ｎｃ＝Ｎｘ×Ｎｚ）個のコイルエレメントからそれぞれ供給されるＮｃチャネルのＭＲ信号に対し中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング、ならびにＡ／Ｄ変換等の信号処理を個別に行なう。

セクション形成部４３は、スイッチング回路および加算回路を内在する。セクション形成部４３は、セクション３５−１〜３５−Ｑｚのそれぞれについて、属するＮｘ個のコイルエレメントから供給されるＮｘチャネルのＭＲ信号を加算合成することにより、前述したセクション３５−１〜３５−Ｑｚを等価的に形成する。

さて天板５は図１に示すように、図示しない寝台基部の上面においてｚ方向にスライド自在に支持されている。天板５には、被検体１５０がその対軸方向をｚ方向に沿わせる状態で載置される。天板５は、ｚ方向に移動することにより、被検体１５０の撮像対象部位を撮像野の所望位置に設定する。

天板移動機構部６は、例えば寝台基部の端部あるいは下部に取り付けられる。天板移動機構部６は、制御部１０から供給される天板移動制御信号に基づき、天板５を移動するための駆動信号を生成する。そして天板移動機構部６は、この駆動信号により天板５をｚ方向に所定速度で移動させる。

画像データ生成部７は図１に示すように、ＭＲ信号記憶部７１、再構成部７２、画像データ記憶部７３および画像データ合成部７４を含む。

ＭＲ信号記憶部７１は、アレイコイル３３のセクション３５−１〜３５−Ｑｚの各々によって検出されたＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚをそれぞれの記憶領域に保存する。

再構成部７２は、ＭＲ信号記憶部７１に保存されたＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚを順次読み出し、２次元フーリエ変換による画像再構成を行なって原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚをそれぞれ生成する。すなわち、再構成部７２は、セクション３５−１によって検出されたＭＲ信号Ｍｒ−１を再構成して原画像データＯｉｍ−１を得る。同様にして、セクション３５−２〜３５−Ｑｚによって検出されたＭＲ信号Ｍｒ−２〜Ｍｒ−Ｑｚを再構成して原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−Ｑｚを得る。

画像データ記憶部７３は、再構成部７２により得られた原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚをそれぞれ保存する。

画像データ合成部７４は、制御部１０からの指示に従い、画像データ記憶部７３に保存されている原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの全てまたは一部を選択する。画像データ合成部７４は、これらの選択した原画像データを予め設定された演算式に基づく合成方法に従って合成し、診断用画像データを得る。

ＭＲ信号
図１に示す表示部８は、表示データ生成回路、変換回路およびモニタを内在する。表示部８は、画像データ合成部７４において生成された診断用画像データが表す診断用画像を表示する。具体的には、表示データ生成回路は、画像データ合成部７４から供給される診断用画像データに制御部１０から供給される被検体情報等の付帯情報を付加して表示データを生成する。変換回路は、この表示データを所定の表示フォーマットに変換する。モニタは、表示フォーマット通りの画像を表示する。

なお表示部８は、画像データ記憶部７３に保存された原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを同様の方法によって表示することも可能である。原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを表示することにより、それぞれの原画像データにおけるアーチファクト発生の有無を操作者に観察させることが可能となり、許容できないアーチファクトを有する原画像データの判定を容易にすることができる。

入力部９は、操作卓上に配置されたスイッチ、キーボード、マウス等の各種入力デバイスや表示パネルなどを内在する。そして入力部９は、制御部１０を介した表示部８との連携によりインタラクティブなインターフェースを形成している。入力部９は、被検体情報の入力、パルスシーケンス等を含んだ撮像条件の設定、画像データ表示条件の設定、セクションの設定、天板移動指示の入力、各種コマンド信号の入力等のための操作者による操作を受け付ける。さらに入力部９は、画像データ選択部９１および合成方法選択部９２を含む。

画像データ選択部９１は、診断用画像データの生成に際し合成すべき原画像データを操作者による操作に基づいて選択する。

合成方法選択部９２は、原画像データの合成方法を操作者による操作に基づいて選択する。また、
制御部１０は、主制御部１０１、シーケンス制御部１０２および天板移動制御部１０３を含む。

主制御部１０１は、ＣＰＵおよび記憶回路を内在する。主制御部１０１は、ＭＲＩ装置５００を統括して制御する。主制御部１０１の記憶回路には、入力部９にて入力、設定または選択された被検体情報、ＭＲＩ検査の撮像条件、画像データの表示条件、原画像データの選択情報、原画像データ合成方法の選択情報等が保存される。主制御部１０１のＣＰＵは、記憶回路に保存された各種情報に基づき、ＭＲ信号の収集と原画像データおよび診断用画像データの生成および表示とを制御する。なお、ＭＲ信号の収集に際してＣＰＵは、撮像に適用するパルスシーケンスに基づき傾斜磁場コイルユニット２１やＲＦコイルユニット３に供給するパルス電流の大きさ、供給時間、供給タイミング等を設定して、これらを表すパルスシーケンス情報をシーケンス制御部１０２に供給する。

シーケンス制御部１０２は、ＣＰＵおよび記憶回路を内在する。シーケンス制御部１０２は、主制御部１０１から供給されるパルスシーケンス情報をシーケンス制御部１０２の記憶回路に一旦記憶する。シーケンス制御部１０２は、パルスシーケンス情報に基づいてシーケンス制御信号を生成し、傾斜磁場電源２２や送受信部４を制御する。

また天板移動制御部１０３は、入力部９から主制御部１０１を介して供給される天板移動指示に基づいて天板移動制御信号を生成し、これを天板移動機構部６へ供給する。

次に、以上のように構成されたＭＲＩ装置５００の動作について説明する。

図５はセクション３５−１〜３５−５のそれぞれに対応した原画像データの感度分布とこれらの原画像データを合成して得られる診断用画像データの感度分布とを模式的に示す図である。

ここでは図５（ａ）に示すように、セクション３５−１〜３５−５から構成されたｚ方向のコイル領域幅Ｌｚの中心が、ｚ方向の撮像領域Ｒｚ（Ｒｚ＜Ｌｚ）の中心に対しΔγ／２だけ左方にシフトして配置されていることとする。ただし、ここでは説明を簡単にするために、シフト量Δγ／２はセクション幅Δｗの１／２としている。

図５（ｂ）は、セクション３５−１〜３５−５によって得られる原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５の各々におけるｚ方向の感度分布を示している。具体的には、感度分布ｆ１（ｚ）〜ｆ５（ｚ）は、原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５のｚ方向に対する感度分布をそれぞれ示している。この場合、セクション３５−１は撮像領域Ｒｚ外に位置している。このため、セクション３５−１にて検出されるＭＲ信号には許容されない高い周波数成分が含まれている。この高い周波成分に起因して、原画像データＯｉｍ−１の感度分布ｆ１（ｚ）の一部は、撮像領域Ｒｚの右端部にアーチファクト成分Ａｒｔとして表れる。

図５（ｃ）は原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５の全てを対等に合成して生成された診断用画像データＩｍａの感度分布Ｇａ（ｚ）を示している。図５（ｃ）に示すように、アーチファクト成分Ａｒｔは診断用画像データＩｍａにおいても残存する。

図５（ｄ）はアーチファクト成分が無視できる原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５を合成することによって生成された診断用画像データＩｍｂの感度分布Ｇｂ（ｚ）を示している。アーチファクト成分Ａｒｔを含んだ原画像データＯｉｍ−１を合成していないことにより、図５（ｃ）に示したアーチファクト成分Ａｒｔは診断用画像データＩｍｂには含まれない。

図６は原画像データにおけるアーチファクトの発生状況を示す図である。図６（ａ）〜図６（ｅ）はセクション３５−１〜３５−５によって得られた被検体１５０の頚椎における原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５をそれぞれ画像で表している。これらの原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５では、セクション３５−１〜３５−５が配置された位置において最大の感度を有する。そして撮像領域外に配置されたセクション３５−１による原画像データＯｉｍ−１では、その下端部において、前記頚椎に起因するアーチファクトＡｒｔが表れている。

図７は診断用画像データＩｍａを画像で示す図である。図８は診断用画像データＩｍｂを画像で示す図である。この図７および図８から明らかなように、許容できない程のアーチファクトが生じている原画像データを診断用画像データを得るために使用しないようにすれば、撮像領域Ｒｚとコイル領域幅Ｌｚとが一致しない場合でもアーチファクトの少ない診断用画像データを前記撮像領域において生成することが可能となる。

なお、画像データ合成部７４における原画像データの合成は、予め設定された演算式に基づいて行なわれる。例えば原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５を合成して診断用画像データＩｍｂを生成する場合には、原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５の感度分布をｆ２（ｚ）〜ｆ５（ｚ）とすれば診断用画像データＩｍｂの感度分布Ｇｂ（ｚ）は、例えば、以下に示す式（１）あるいは式（２）に基づいて算出される。ただし、Ａ２（ｚ）〜Ａ５（ｚ）およびＢ２（ｚ）〜Ｂ５（ｚ）は、予め設定された重み付け係数を示す。

なお、式（１）は、原画像データの感度分布ｆｉ（ｚ）（ｉ＝２〜５）の２乗和の平方根を計算する演算（２乗和演算）を示す。また、式（２）は、感度分布ｆｉ（ｚ）（ｉ＝２〜５）に対して通常の加算を行なう演算（加算演算）を示す。

（診断用画像データの生成手順）
次に、診断用画像データの生成手順につき図９のフローチャートに沿って説明する。

被検体１５０の撮像に先立ち、ＭＲＩ装置５００の操作者は、被検体１５０の撮像領域より広い範囲において２次元配列されたコイルエレメントを有するアレイコイル３３を選択し、このアレイコイル３３を天板５の所定位置に配置する。次いで操作者は、アレイコイル３３が被検体１５０の撮像領域近傍に位置するように被検体１５０を天板５に載置する（図９のステップＳ１）。

次に操作者は、天板移動指示を入力部９にて入力し、被検体１５０の診断対象部位がガントリ中央部の撮像野に位置するように天板５をｚ方向に移動する。次いで操作者は、入力部９にて被検体情報の入力、撮像領域の設定、撮像条件および画像データ表示条件の設定、原画像データ合成方法の選択、セクションの設定等を行なう。そして、これらの入力情報、設定情報および選択情報は、主制御部１０１に備えられた記憶回路に保存される（図９のステップＳ２）。

次に操作者は、撮像の開始コマンドを入力部９にて入力する（図９のステップＳ３）。この開始コマンドが主制御部１０１に供給されることにより、アレイコイル３３のセクション３５−１〜３５−Ｑｚを用いた原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの生成が主制御部１０１の制御の下に開始される。

以下では、ＳＥ（スピンエコー）法を用い被検体１５０の頚部サジタル断面におけるＴ１強調画像データを診断用画像データとして生成する場合について述べる。

ＳＥ法によりＴ１強調画像データを収集する場合、傾斜磁場電源２２は、シーケンス制御部１０２から供給されたシーケンス制御信号に基づいて傾斜磁場コイルユニット２１のｘ方向，ｙ方向およびｚ方向の各傾斜磁場コイルに対するパルス電流を制御し、被検体１５０の診断対象部位に対しサジタル断面を設定するためのスライス選択傾斜磁場Ｇｓと、このサジタル断面から得られるＭＲ信号に対しその発生位置を符号化するための位相エンコード傾斜磁場Ｇeおよび読み出し傾斜磁場Ｇｒを印加する。

そして、例えば、Ｎａ×Ｎａの画素を有する診断用画像データを生成する場合、Ｎａ種類の磁場強度を有する位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの印加を繰り返し周期ＴＲでＮａ回繰り返すとともに、所定の磁場強度を有した読み出し傾斜磁場Ｇｅの印加を繰り返し周期ＴＲでＮａ回繰り返す。

一方、送受信部４の送信部４１は、最初のスライス選択傾斜磁場Ｇｓの印加中に９０度ＲＦパルスを被検体１５０の撮像部位に対し繰り返し周期ＴＲでＮａ回照射し、さらに、この照射から時間ＴＥ／２後における第２のスライス選択傾斜磁場Ｇｓの印加中に１８０度ＲＦパルスを同一部位に対し繰り返し周期ＴＲでＮａ回照射するように、送信コイル３１に対しパルス電流を供給する。そして、アレイコイル３３におけるＮｃ個のコイルエレメントの各々は、１８０度ＲＦパルスの照射から時間ＴＥ／２後に被検体１５０から生ずるＭＲ信号を受信して受信部４２に供給する。受信部４２はこれらＮｃチャンネルのＭＲ信号に対し所定の処理を行なう。

次いで、セクション形成部４３は、被検体１５０の体軸方向に垂直な方向（ｘ方向）に配列されているコイルエレメントから供給されたＭＲ信号を加算合成することによりセクション３５−１〜３５−Ｑｚを形成する。そして、セクション３５−１〜３５−Ｑｚから供給されたＱｚチャンネルのＭＲ信号は、ＭＲ信号記憶部７１に保存される。すなわち、ＭＲ信号記憶部７１には、ＱｚチャンネルのＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚがセクション３５−１〜３５−Ｑｚに対応して保存される（図９のステップＳ４）。

なお、上述の９０度ＲＦパルスおよび１８０度ＲＦパルスは、被検体組織の原子核スピンを９０度および１８０度回転するために必要なエネルギーを原子核スピンに供給するためのＲＦ波である。時間ＴＥは、９０度ＲＦパルスの照射からＭＲ信号が検出されるまでの時間である。、時間ＴＲは、ＭＲ信号の検出周期である。

次に再構成部７２は、ＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚの各々においてそれぞれがＮａ個のデータ点を有するＮａ個のＭＲエコーを２次元フーリエ変換してＮａ×Ｎａの画素を有したサジタル断面の原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを生成し、画像データ記憶部７３に保存するとともに表示部８に表示する（図９のステップＳ５）。

表示部８に表示された原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを観察した操作者は、画像データ選択部９１において原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの中からアーチファクトが許容できる程度に収まっている原画像データを選択する（図９のステップＳ６）。

そして、主制御部１０１を介し画像データ選択部９１から画像データ選択信号を受信した画像データ合成部７４は、この画像データ選択信号に基づいて画像データ記憶部７３から読み出した原画像データを合成して診断用画像データを得る。得られた診断用画像データは、表示部８により表示される（図９のステップＳ７）。

このように本実施形態によれば、セクション３５−１〜３５−Ｑｚの全てを用いてＭＲ信号を収集しておく。そして、これらのＭＲ信号からそれぞれ再構成された原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚのうちで操作者が選択した原画像データのみを合成して診断用画像データが得られる。従って、撮像に使用するセクションを変更しながら撮像を繰り替えすような作業を行うことなしに、アーチファクトの少ない診断用画像データを得ることができる。さらに操作者は、実際のアーチファクトの発生状況を確認しながら撮像に使用するセクションを選択できることになり、被検体１５０の撮像部位と各セクションとの位置関係に基づいてセクションを選択する場合に比べて操作者の負担が軽減される。

さらに本実施形態によれば、アーチファクトが許容できる程度に収まっている原画像データを診断用画像データの生成に全て使用するから、感度劣化の少ない診断用画像データが得られる。

さらに、被検体の撮像領域に好適なアレイコイルのセクション位置を設定する際に、高い位置精度を要求されないため初期設定に要する時間が短縮されるのみならず操作者の負担が軽減される。

（第１の変形例）
上記のように原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚのそれぞれを画像として表示して、これを操作者に確認させることは、臨床現場においては好ましくない場合がある。

このような場合には、原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの全てを合成して得た診断用画像データを画像として表示して全てのセクションを使用した場合のアーチファクトの発生状況を操作者に確認させる。そして、診断用画像データに基づいて操作者が不使用と判定したセクションの指定を入力部９にて入力する。さらにこの指定に応じて画像データ合成部７４が、不使用とされたセクションに対応する原画像データ以外の原画像データを合成して新たな診断用画像データを得るようにすれば良い。

この場合、操作者は、所望の診断用画像データが得られるまで不使用のセクションの指定を繰り返し行わなければならないこともあり得るが、この場合に繰り返される処理は原画像データの合成であり、ＭＲ信号の収集などは行われないから、新たな診断用画像データは速やかに得られる。そしてこのようにすれば、アーチファクトの発生状況の確認のために操作者は、複数の画像を個別に確認する必要がなく、１枚の画像を確認すれば良いから、その作業に関する操作者の負担は軽減される。

（第２の変形例）
上記のように原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの一部を合成に使用しないことは、その原画像データの合成に際しての重みをゼロに設定したことと等価である。

さて、図６（ａ）から分かるように、許容できない程のアーチファクトが生じている原画像データであっても、診断に有益な情報（以下では、診断情報と呼ぶ。）も含んでいる場合がある。そこで、このような原画像データは、他の原画像データよりも低い重みで合成しても良い。この場合、重み付け係数は固定としておいても良いが、操作者により任意に設定できるようにしておくと便利である。

図１０は操作者により重み付け計数を設定可能とするための表示画像６００の一例を示す図である。

この表示画像６００は例えば、主制御部１０１の制御の下に画像データ合成部７４により生成されて表示部８にて表示される。

表示画像６００には、選択ボックス６０１、スライドバー６０２および診断用画像表示領域６０３が配置されている。操作者が選択ボックス６０１を操作したことに応じて主制御部１０１は、選択ボックス６０１に表示されるセクションの番号を変更する。そして主制御部１０１は、選択ボックス６０１に表示された番号のセクションに対応する原画像データについての重み付け係数を変更対象として設定する。操作者によるスライドバー６０２の操作に基づいて、主制御部１０１は変更対象に設定されている原画像データについての重み付け係数を変更する。主制御部１０１は、重み付け係数を変更する毎に、その変更後の重み付け係数を適用しての合成を画像データ合成部７４に行わせる。そして主制御部１０１は、画像データ合成部７４にて新たに得られた診断用画像データを画像として表すように診断用画像表示領域６０３を更新する。

このようにすれば、許容できない程のアーチファクトが生じている原画像データであっても、アーチファクトが診断用画像データに大きく影響することがない程度に利用することが可能で、これにより診断用画像データの画質を向上することができる。

（第３の変形例）
第２の変形例の場合、診断情報を生かすために重み付け係数を増加させれば、アーチファクトの影響も大きくなる。そこで、１つの原画像データのなかでアーチファクトが生じている一部の領域のみを排除した上で合成に用いるようにする。

すなわち、上述の実施形態では、アーチファクトが発生した原画像データＯｉｍ−１を排除し、残りの原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５を合成することによりアーチファクトの少ない診断用画像データを生成する場合について述べた。しかしこのような場合に、原画像データＯｉｍ−１のアーチファクト発生領域を排除（切除）して得られた原画像データと残りの原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５とを合成して診断用画像データを生成してもよい。

これは、１つの原画像データに関する重み付け係数を、例えば図１１に示すように領域毎に異ならせることによって実現できる。

ただし、図１１に示すように重み付け係数を急峻に変化させると、重み付け係数の境界付近に診断情報が含まれている場合には、診断用画像データにおいて画像の不連続が生じるおそれがある。

このような場合には、例えば図１２に示すように緩やかに変化する重み付け係数を適用することにより、画像の不連続を軽減できる。

なお、Δγ／２＜ΔＷ／２の場合には、原画像データＯｉｍ−１の下端部のみならず原画像データＯｉｍ−５の上端部においてもアーチファクトが発生する可能性がある。このような場合においても上述と同様の方法によりアーチファクトが低減された診断用画像データを得ることができる。

すなわち、原画像データＯｉｍ−１および原画像データＯｉｍ−５を排除し、残りの原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−４を合成して診断用画像データを生成しても良い。あるいは、アーチファクト発生領域のみを排除した原画像データＯｉｍ−１および原画像データＯｉｍ−５と原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−４とを合成して診断用画像データを生成してもよい。

この実施形態は、さらに次のような種々の変形実施が可能である。

診断用画像データを最初に得るために合成する原画像データは、操作者により指定されたセクションに対応したもののみとしても良い。そして、より感度劣化の少ない診断用画像データを操作者が要求する場合に、操作者により指定されたセクションに対応した原画像データと操作者により指定されていないセクションに対応した原画像データとを合成して診断用画像データを得ても良い。

操作者により指定されたセクションと、このセクションに対して所定の関係を持つセクションとをＭＲ信号の収集に使用しても良い。例えば、操作者により指定されたセクションと、このセクションに隣接したセクションとをＭＲ信号の収集に使用することが考えられる。

原画像データは、各コイルエレメントで検出されたＭＲ信号に基づいてコイルエレメント毎に再構成しても良い。

原画像データ数や画像断面は任意であって良い。例えば、撮像断面は、コロナル断面やアキシャル断面等であっても構わない。

被検体１５０の背中側に配置されたアレイコイル３３を用いた場合について述べたがこれに限定されるものではなく、例えば、腹部側に配置されたアレイコイル３２等を用いて原画像データや診断用画像データの収集を行なってもよい。

ＳＥ法を適用したＭＲＩによって原画像データや診断用画像データを収集する場合について述べたが、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、ＦＥ（グラジェントエコー）法等の他のパルスシーケンスを適用して上述の画像データを収集してもよい。

原画像データの合成方法として２乗和演算法と加算演算法について述べたが、他の合成方法を適用しても構わない。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。

本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置５００の全体構成を示すブロック図。 図１中のＲＦコイルユニット３および送受信部４の具体的な構成を示す図。 図２中のアレイコイル３３が有するコイルエレメントの配置の一例を示す図。 図２中の被検体１５０の撮像領域とアレイコイル３３との位置関係について示した図。 図２中のセクション３５−１〜３５−５のそれぞれに対応した原画像データの感度分布とこれらの原画像データを合成して得られる診断用画像データの感度分布とを模式的に示す図。 原画像データにおけるアーチファクトの発生状況を示す図。 診断用画像データＩｍａを画像で示す図。 診断用画像データＩｍｂを画像で示す図。 診断用画像データの生成手順を示すフローチャート。 操作者により重み付け係数を設定可能とするための表示画像の一例を示す図。 １つの原画像データのなかでアーチファクトが生じている一部の領域のみを排除した状態で合成するための重み付け係数の設定例を示す図。 １つの原画像データのなかでアーチファクトが生じている一部の領域のみを排除した状態で合成するための重み付け係数の設定例を示す図。 被検体とアレイコイル５１との位置関係の一例を示す図である。 図１３に示すアレイコイル５１を用いて得られる３つの原画像５３−１，５３−２，５３−３を示す図。 図１４に示した原画像５３−１〜５３−３を合成処理することにより得られる診断用画像５４を示す図。

符号の説明

１…静磁場発生部、１１…主磁石、１２…静磁場電源、２…傾斜磁場発生部、２１…傾斜磁場コイル、２２…傾斜磁場電源、３…ＲＦコイルユニット、３１…送信コイル、３２、３３…アレイコイル、４…送受信部、４１…送信部、４２…受信部、４３…セクション形成部、５…天板、６…天板移動機構部、７…画像データ生成部、７１…ＭＲ信号記憶部、７２…再構成部、７３…画像データ記憶部、７４…画像データ合成部、８…表示部、９…入力部、９１…画像データ選択部、９２…合成方法選択部、１０…制御部、１０１…主制御部、１０２…シーケンス制御部、１０３…天板移動制御部、５００…ＭＲＩ装置。

Claims (12)

1. 静磁場を発生する静磁場発生手段と、
   前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
   前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、
   前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、
   前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、
   前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、
   前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、
   前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、
   前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記収集手段は、ユーザにより指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、
   前記第１の生成手段は、前記指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションとし、
   前記第２の生成手段は、ユーザにより除外が指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションから除外することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記収集手段は、ユーザに指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションと、当該指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションに対して所定の関係にある前記コイルエレメントまたは前記セクションとにより受信された前記磁気共鳴信号を収集し、
   前記第１の生成手段は、指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションとし、
   前記第２の生成手段は、ユーザにより追加が指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションに追加することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記被検体の体表面に沿って２次元配列された前記複数のコイルエレメントの中から前記被検体の体軸方向に略垂直な方向に配列された複数のコイルエレメントをグルーピングすることにより前記体軸方向に対して前記複数のセクションを形成するセクション形成手段をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記第１の生成手段および前記第２の生成手段の少なくともいずれか一方は、２乗和演算法あるいは加算演算法に基づいて複数の前記第１の画像データを合成して前記第２の画像データを生成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 静磁場を発生する静磁場発生手段と、
   前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
   前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、
   前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、
   前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、
   前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、
   複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数の合成対象データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、
   前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、
   前記表示手段による前記画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされた前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記第２の生成手段は、前記指定がなされた前記第１の画像データの少なくとも一部の重みを前記指定がなされた前記第１の画像データを除く前記複数の合成対象データの重みよりも小さくすることを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記第２の生成手段は、前記指定がなされた前記第１の画像データの少なくとも一部の重みをゼロにすることを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記被検体の体表面に沿って２次元配列された前記複数のコイルエレメントの中から前記被検体の体軸方向に略垂直な方向に配列された複数のコイルエレメントをグルーピングすることにより前記体軸方向に対して前記複数のセクションを形成するセクション形成手段をさらに備えることを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記第１の生成手段および前記第２の生成手段の少なくともいずれか一方は、２乗和演算法あるいは加算演算法に基づいて複数の前記第１の画像データを合成して前記第２の画像データを生成することを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 静磁場を発生し、
    前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生し、
    前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信し、
    前記被検体から発生する磁気共鳴信号を複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、
    前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、
    収集された複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、
    収集された複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成し、
    前記第２の画像データが表す画像を表示し、
    前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成することを特徴とする画像データ生成方法。
12. 静磁場を発生し、
    前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生し、
    前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信し、
    前記被検体から発生する磁気共鳴信号を複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、
    前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、
    前記収集された複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、
    前記再構成された複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数の合成対象データを合成して第２の画像データを生成し、
    前記第２の画像データが表す画像を表示し、
    前記第２の画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされた前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画像データを生成することを特徴とする画像データ生成方法。

Images