JP2020014552A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】アーチファクトを低減することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。【解決手段】実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、取得部と、算出部と、生成部と、再構成部とを備える。取得部は、時系列に沿って被検体の心電信号を取得するとともに、時系列に沿って複数の第１エコーデータを取得する。算出部は、前記心電信号に基づいて、前記複数の第１エコーデータそれぞれの心時相情報を算出する。生成部は、前記複数の第１エコーデータのうち予め設定された期間内に含まれる複数の第１エコーデータに対して、複素加算を用いた処理を実行することで、各位相エンコード量に対応する第２エコーデータを生成する。再構成部は、前記第２エコーデータを用いて画像データを再構成する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）により心臓を観察する方法として、レトロスペクティブゲート法（retrospective gating method）によるシネ撮像が行われている。

例えば、レトロスペクティブゲート法では、心電信号に同期させることなく連続的にデータを収集するとともに、データ収集時の心時相の情報を取得する。そして、取得したデータを事後的に心時相の情報を用いて並べ替え、再構成を行う。レトロスペクティブゲート法ではトリガーを待つ必要が無いため、トリガーを用いて特定の心時相でデータを収集するプロスペクティブゲート法と比較して撮像時間を短縮することができる。

心臓のシネ撮像では、血流速度の変動に起因してゴーストアーチファクトが出現する場合がある。これは、収縮期における血流速度の急激な上昇により血流の位相が乱れ、位相エンコード方向に沿って断続的に現れるアーチファクトである。また、心臓のシネ撮像では、呼吸性体動に起因する体動アーチファクト等も出現する場合がある。ＭＲＩでは、これらアーチファクトを低減するため、種々の技術が提案されている。

特許第３８３３７６５号公報

本発明が解決しようとする課題は、アーチファクトを低減することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、取得部と、算出部と、生成部と、再構成部とを備える。取得部は、時系列に沿って被検体の心電信号を取得するとともに、時系列に沿って複数の第１エコーデータを取得する。算出部は、前記心電信号に基づいて、前記複数の第１エコーデータそれぞれの心時相情報を算出する。生成部は、前記複数の第１エコーデータのうち予め設定された期間内に含まれる複数の第１エコーデータに対して、複素加算を用いた処理を実行することで、各位相エンコード量に対応する第２エコーデータを生成する。再構成部は、前記第２エコーデータを用いて画像データを再構成する。

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置による処理手順を示すフローチャートである。 図３は、第１の実施形態に係るサンプリングについて説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係るサンプリングについて説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係るサンプリングについて説明するための図である。 図６は、第１の実施形態に係る生成機能の処理を説明するための図である。 図７は、第１の実施形態に係る生成機能の処理を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係る生成機能の処理を説明するための図である。 図９は、第１の実施形態に係る生成機能の処理を説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態に係る生成機能の処理を説明するための図である。 図１１は、第２の実施形態に係るサンプリングについて説明するための図である。 図１２は、第２の実施形態に係る生成機能の処理を説明するための図である。 図１３は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置による処理手順を示すフローチャートである。 図１４は、第３の実施形態に係る生成機能及び再構成機能の処理を説明するための図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用可能である。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００を示すブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０２と、傾斜磁場電源１０３と、寝台１０４と、寝台制御回路１０５と、送信コイル１０６と、送信回路１０７と、受信コイルアレイ１０８と、受信回路１０９と、シーケンス制御回路１１０と、ＥＣＧ（Electrocardiogram）回路１１１と、計算機システム１２０とを備える。なお、ＭＲＩ装置１００に被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。

静磁場磁石１０１は、中空の円筒形状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石などである。

傾斜磁場コイル１０２は、中空の円筒形状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成されたコイルであり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、傾斜磁場電源１０３から個別に電流の供給を受けて、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生する。ここで、傾斜磁場コイル１０２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。

傾斜磁場電源１０３は、傾斜磁場コイル１０２に電流を供給する。例えば、傾斜磁場電源１０３は、傾斜磁場コイル１０２を形成する３つのコイルのそれぞれに、個別に電流を供給する。

寝台１０４は、被検体Ｐが載置される天板１０４ａを備え、寝台制御回路１０５による制御のもと、天板１０４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル１０２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０４は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように設置される。

寝台制御回路１０５は、計算機システム１２０による制御のもと、寝台１０４を駆動して天板１０４ａを長手方向及び上下方向へ移動するプロセッサである。

送信コイル１０６は、傾斜磁場コイル１０２の内側に配置され、送信回路１０７からＲＦパルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。

送信回路１０７は、対象とする原子の種類及び磁場の強度で決まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０６に供給する。

受信コイルアレイ１０８は、傾斜磁場コイル１０２の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号（以下、ＭＲ信号又はエコー信号と称する）を受信する。受信コイルアレイ１０８は、ＭＲ信号を受信すると、受信したＭＲ信号を受信回路１０９へ出力する。なお、第１の実施形態において、受信コイルアレイ１０８は、１以上、典型的には複数の受信コイルを有するコイルアレイである。

受信回路１０９は、受信コイルアレイ１０８から出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲデータを生成する。例えば、受信回路１０９は、受信コイルアレイ１０８から出力されるＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲデータ（エコーデータとも称する）を生成する。また、受信回路１０９は、生成したＭＲデータをシーケンス制御回路１１０へ送信する。なお、受信回路１０９は、静磁場磁石１０１や傾斜磁場コイル１０２などを備える架台装置側に備えられていてもよい。

シーケンス制御回路１１０は、計算機システム１２０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０３、送信回路１０７及び受信回路１０９を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。例えば、シーケンス制御回路１１０は、プロセッサにより実現される。ここで、シーケンス情報は、撮像を行うための手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０３が傾斜磁場コイル１０２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信回路１０７が送信コイル１０６に送信するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信回路１０９がＭＲ信号を検出するタイミングなどが定義される。

なお、シーケンス制御回路１１０は、傾斜磁場電源１０３、送信回路１０７及び受信回路１０９を駆動して被検体Ｐを撮像した結果、受信回路１０９からＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを計算機システム１２０へ転送する。

ＥＣＧ回路１１１は、ＥＣＧセンサ１１１ａから出力される心電信号に基づいて、所定の心電波形を検出する。ＥＣＧセンサ１１１ａは、被検体Ｐの体表に装着され、被検体Ｐの心電信号を検出するセンサである。ＥＣＧセンサ１１１ａは、検出した心電信号をＥＣＧ回路１１１に出力する。

例えば、ＥＣＧ回路１１１は、所定の心電波形として、Ｒ波を検出する。そして、ＥＣＧ回路１１１は、Ｒ波を検出したタイミングでトリガー信号を生成し、生成したトリガー信号をインタフェース回路１２１に出力する。トリガー信号は、インタフェース回路１２１により記憶回路１２２に格納される。ここで、トリガー信号は、無線通信によって、ＥＣＧ回路１１１からインタフェース回路１２１へ送信されてもよい。なお、本実施形態では、心電信号をＥＣＧセンサ１１１ａにより検出する場合を説明するが、これに限らず、例えば、脈波計により検出されてもよい。また、図１において、ＥＣＧセンサ１１１ａおよびＥＣＧ回路１１１がＭＲＩ装置１００の一部となる例を説明したが、これに限らない。つまり、ＭＲＩ装置１００とは別に設けられたＥＣＧセンサ１１１ａおよびＥＣＧ回路１１１から得られる心電信号をＭＲＩ装置１００が取得するようにしてもよい。

計算機システム１２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行う。計算機システム１２０は、インタフェース回路１２１、記憶回路１２２、処理回路１２３、入力インタフェース１２４、及びディスプレイ１２５を有する。

インタフェース回路１２１は、シーケンス情報をシーケンス制御回路１１０へ送信し、シーケンス制御回路１１０からＭＲデータを受信する。また、インタフェース回路１２１は、ＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを記憶回路１２２に格納する。記憶回路１２２に格納されたＭＲデータは、処理回路１２３によってｋ空間に配置される。この結果、記憶回路１２２は、複数チャネル分のｋ空間データを記憶する。このようにして、ｋ空間データが収集される。インタフェース回路１２１は、例えば、ネットワークインタフェースカードにより実現される。

記憶回路１２２は、インタフェース回路１２１によって受信されたＭＲデータや、後述の取得機能１２３ａによってｋ空間に配置された時系列データ（ｋ−ｔ空間データ）、後述する再構成機能１２３ｄによって生成された画像データなどを記憶する。また、記憶回路１２２は、各種のプログラムを記憶する。記憶回路１２２は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。

入力インタフェース１２４は、医師や診療放射線技師等の操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。入力インタフェース１２４は、例えば、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等によって実現される。入力インタフェース１２４は、処理回路１２３に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号に変換して処理回路１２３へと出力する。

ディスプレイ１２５は、処理回路１２３による制御のもと、各種ＧＵＩ（Graphical User Interface）や、再構成機能１２３ｄによって生成されたＭＲ（Magnetic Resonance）画像等を表示する。

処理回路１２３は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、処理回路１２３は、入力インタフェース１２４を介して操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御回路１１０に送信することによって撮像を制御する。また、処理回路１２３は、撮像の結果としてシーケンス制御回路１１０から送られるＭＲデータに基づいて行われる画像の再構成を制御したり、ディスプレイ１２５による表示を制御したりする。処理回路１２３は、プロセッサにより実現される。

処理回路１２３は、取得機能１２３ａと、算出機能１２３ｂと、生成機能１２３ｃと、再構成機能１２３ｄとを有する。なお、取得機能１２３ａは、取得部の一例である。また、算出機能１２３ｂは、算出部の一例である。また、生成機能１２３ｃは、生成部の一例である。また、再構成機能１２３ｄは、再構成部の一例である。

ここで、例えば、処理回路１２３の構成要素である取得機能１２３ａ、算出機能１２３ｂ、生成機能１２３ｃ、及び再構成機能１２３ｄの各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１２２に記憶されている。処理回路１２３は、各プログラムを記憶回路１２２から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１２３は、図１の処理回路１２３内に示された各機能を有することとなる。なお、取得機能１２３ａ、算出機能１２３ｂ、生成機能１２３ｃ、及び再構成機能１２３ｄによる各処理については、後述する。

以上、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体的な構成について説明した。このような構成のもと、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、アーチファクトを低減するために、以下に説明する各処理機能を備える。

すなわち、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、取得機能１２３ａ、算出機能１２３ｂ、生成機能１２３ｃ、及び再構成機能１２３ｄを有する。取得機能１２３ａは、時系列に沿って被検体の心電信号を取得するとともに、時系列に沿って複数の第１エコーデータを取得する。算出機能１２３ｂは、心電信号に基づいて、複数の第１エコーデータそれぞれの心時相情報を算出する。生成機能１２３ｃは、複数の第１エコーデータのうち予め設定された期間内に含まれる複数の第１エコーデータに対して、複素加算を用いた処理を実行することで、各位相エンコード量に対応する第２エコーデータを生成する。再構成機能１２３ｄは、第２エコーデータを用いて画像データを再構成する。

図２を用いて、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００による処理手順を説明する。図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００による処理手順を示すフローチャートである。図２に示す処理手順は、例えば、操作者により入力された撮像開始要求を契機として開始される。

ステップＳ１０１において、取得機能１２３ａは、複数のエコーデータ及び心電信号を取得する。なお、取得機能１２３ａにより取得されるエコーデータは、第１エコーデータの一例である。

例えば、取得機能１２３ａは、入力インタフェース１２４を介して操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成する。例えば、操作者は、各種の撮像条件を入力する。レトロスペクティブゲート法においては、操作者は、１心拍期間の定義情報と、１心拍期間において撮像する画像の取得枚数とを入力する。

ここで、１心拍期間の定義情報とは、１心周期に対応する期間（ＲＲ間隔）を定義した時間情報である。例えば、操作者は、１心周期を「９６０ｍｓｅｃ」と定義する。ここで、１心周期に対応する期間を定義するのは、心拍には揺らぎが存在するからである。例えば、健常者においても、各心拍のＲＲ間隔は９００ｍｓｅｃ〜１１００ｍｓｅｃ程度の範囲で揺らぐことが知られている。そこで、ＭＲＩ装置１００は、操作者が定義した期間に合わせて各心拍のＲＲ間隔を時間的に伸縮させることで、所望の心周期を有する時系列の画像を撮像する。なお、本実施形態では、１心周期が「９６０ｍｓｅｃ」に定義される場合を説明するが、任意の時間に設定可能である。

また、画像の取得枚数とは、１心拍期間において画像化される画像の枚数（時相数）に対応する。例えば、操作者は、取得枚数として「８枚」を指定する。これにより、ＭＲＩ装置１００は、１心周期の中で等間隔に並んだ８枚の画像を撮像する。定義情報により１心周期が「９６０ｍｓｅｃ」に定義される場合には、「６０ｍｓｅｃ」、「１８０ｍｓｅｃ」、「３００ｍｓｅｃ」、「４２０ｍｓｅｃ」、「５４０ｍｓｅｃ」、「６６０ｍｓｅｃ」、「７８０ｍｓｅｃ」、及び「９００ｍｓｅｃ」の８つの心時相に対応する８枚の画像が撮像される。なお、本実施形態では、取得枚数が「８枚」である場合を説明するが、任意の枚数に設定可能である。また、１心周期の中で撮像される各画像は、必ずしも等間隔に並んでいなくても良い。

そして、取得機能１２３ａは、操作者により入力された定義情報と、画像の枚数とに基づいて、シーケンス情報を生成する。そして、取得機能１２３ａは、生成したシーケンス情報をシーケンス制御回路１１０に送信する。シーケンス制御回路１１０は、取得機能１２３ａから受信したシーケンス情報に基づいて、サンプリングを行う。

図３、図４、及び図５を用いて、第１の実施形態に係るサンプリングについて説明する。図３、図４、及び図５は、第１の実施形態に係るサンプリングについて説明するための図である。図３及び図４において、横方向は撮像時間に対応する。図５において、縦方向は位相エンコード（ＰＥ：Phase Encode）方向に対応し、横方向はリードアウト（ＲＯ：Read Out）方向に対応する。

図３の上段に示すように、ＥＣＧ回路１１１は、サンプリングが開始されると、心電信号の検出を開始する。ＥＣＧ回路１１１は、ＥＣＧセンサ１１１ａにより検出される心電信号からＲ波を検出する。そして、ＥＣＧ回路１１１は、Ｒ波を検出したタイミングでトリガー信号を生成する。そして、ＥＣＧ回路１１１は、生成したトリガー信号を、インタフェース回路１２１を経て記憶回路１２２に格納する。トリガー信号の検出時刻は、エコーデータのサンプリング時刻と対応づけ可能である。

図３では、シーケンス制御回路１１０がセグメント分割を用いてサンプリングを行う場合を説明する。例えば、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード数が「１２８」のエコーデータを、１６セグメントに分けてサンプリングを行う。なお、各セグメントのサンプリング期間は、心拍の揺らぎの影響によりデータが不足しないように、定義された１心周期（ＲＲ間隔）を１２０％程度充足するように設定される。例えば、１心周期が「９６０ｍｓｅｃ」に定義される場合には、各セグメントのサンプリング期間は、「１１５２ｍｓｅｃ」に設定される。

なお、以下の説明では、１２８の位相エンコードのうち位相エンコード量の違いに応じて区別される位置を、ＰＥ「１」，ＰＥ「２」，ＰＥ「３」，・・・ＰＥ「１２８」と表記する。この表記において、括弧内の数字は位相エンコード量の違いに対応し、サンプリング順序とは必ずしも対応しないものである。

図３の下段に示すように、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量を変えながら、各セグメントのエコー信号のサンプリングを行う。例えば、図３の実線枠内に示すように、セグメントＳ１では、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量をＰＥ「１」からＰＥ「８」に上げる制御を繰り返しながら、サンプリングを行う。具体的には、シーケンス制御回路１１０は、ＰＥ「１」からＰＥ「８」までは位相エンコード量を一定の勾配で上げ、次の時相でＰＥ「１」に戻し、再びＰＥ「８」まで一定の勾配で上げるという制御を繰り返す。なお、図３の実線枠内は、図３の下段の破線枠内の図の拡大図に対応する。

そして、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量を変えながら励起パルスを印加することで、エコー信号を収集する。例えば、図３の実線枠内に示すように、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量をＰＥ「１」からＰＥ「８」に上げながら、各位相エンコード量に対応するタイミングで励起パルス１１〜１８を印加する。この結果、シーケンス制御回路１１０は、各励起パルス１１〜１８が印加されるごとに、各エコー信号２１〜２８を順次収集する。

セグメントＳ２〜Ｓ１６についても同様に、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量を変えながら励起パルスを印加することで、エコー信号を収集する。セグメントＳ２では、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量をＰＥ「９」からＰＥ「１６」に上げる制御を繰り返しながら、サンプリングを行う。また、セグメントＳ３では、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量をＰＥ「１７」からＰＥ「２４」に上げる制御を繰り返しながら、サンプリングを行う。

このように、シーケンス制御回路１１０は、位相エンコード量を変えながらサンプリングを行うことで、ＰＥ「１２８」までの全ての位相エンコードに対応するエコー信号をサンプリングする。

サンプリングされた各エコー信号は、デジタル変換により各エコーデータに変換され、シーケンス制御回路１１０に収集される。各エコーデータは、サンプリング時刻と位相エンコード量とを有する情報である。

例えば、図４に示すように、各エコー信号２１〜２８がデジタル変換された各エコーデータ３１〜３８は、各励起パルス１１〜１８が印加された時点の位相エンコード量を有する。つまり、各エコーデータ３１〜３８は、ＰＥ「１」〜ＰＲ「８」をそれぞれ有する。このため、図４に示すように、横軸を時間とし、縦軸を位相エンコード量とした空間（ｋ−ｔ空間）においては、各エコーデータ３１〜３８は、図３の勾配に沿って配置される。

また、図５に示すように、各エコーデータは、ｋ空間の１ラインに相当するｋ空間データである。つまり、各エコーデータは、一定の位相エンコード量を有し、リードアウト方向に延在する１ラインのｋ空間データに対応する。例えば、図４の各エコーデータ３１〜３８は、図５のセグメントＳ１に含まれる８本のラインに対応する。なお、セグメントＳ２〜Ｓ１６にもそれぞれ８ラインのエコーデータが含まれる。セグメントＳ１〜Ｓ１６のサンプリングにより収集される合計１２８ラインのエコーデータが、画像１枚分に相当する。

このように、取得機能１２３ａは、セグメント分割によりサンプリングされた複数のエコーデータをシーケンス制御回路１１０から取得する。また、取得機能１２３ａは、サンプリングの際に記録されたトリガー信号の検出タイミングを記憶回路１２２から取得する。

なお、図３〜図５に図示した内容はあくまで一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、撮像時間を短縮化するためにはセグメント分割を行うのが好適であるが、シーケンス制御回路１１０は、必ずしもセグメント分割を行わなくても良い。この場合、シーケンス制御回路１１０は、一定の位相エンコード量に対応する傾斜磁場が印加された状態で、複数時相のエコーデータを収集する。また、サンプリング順序はシーケンシャルに限らず、セントリックやインターリーブ等の任意の順序でサンプリング可能である。

図２の説明に戻る。ステップＳ１０２において、算出機能１２３ｂは、各エコーデータの心時相情報を算出する。ここで、心時相情報は、１心拍における時相方向の位置を示す情報である。例えば、心時相情報は、ＲＲ間隔を１００％とした場合に、収集されたｋ空間データがＲＲ間隔の起点（トリガー信号）から何％の位置で収集されたかを示す。

一例としては、まず、算出機能１２３ｂは、算出対象であるエコーデータが含まれる心拍の実際のＲＲ間隔を算出する。次に、算出機能１２３ｂは、算出対象であるエコーデータのサンプリング時刻と、直前に検出されたトリガー信号の検出時刻との差分値を算出する。そして、算出機能１２３ｂは、算出した差分値を実際のＲＲ間隔で除算することで、心時相情報［％］を算出する。

このように、算出機能１２３ｂは、各エコーデータについて、心時相情報を算出する。なお、上記の算出方法はあくまで一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、算出機能１２３ｂは、実際のＲＲ間隔に代えて定義情報のＲＲ間隔を利用することで、算出処理を簡易化しても良い。

ステップＳ１０３において、生成機能１２３ｃは、各位相エンコード量について、複数のエコーデータのうち所定期間内に含まれる複数のエコーデータを特定する。

図６、図７、図８、及び図９を用いて、第１の実施形態に係る生成機能１２３ｃの処理を説明する。図６、図７、図８、及び図９は、第１の実施形態に係る生成機能１２３ｃの処理を説明するための図である。なお、図６、図７、図８、及び図９では、定義情報の１心周期が「９６０ｍｓｅｃ」であり、各セグメントのサンプリング期間が「１１５２ｍｓｅｃ」である場合を説明する。

まず、生成機能１２３ｃは、複数のエコーデータを、横軸を心時相情報［％］とするｋ−ｔ空間に配置する。ｋ−ｔ空間とは、横軸を時間とし、縦軸を位相エンコード量とした空間であり、時系列のｋ空間に相当する。ここでは、操作者により定義された１心周期のシネ撮像を行うために、横軸を心時相情報［％］としたｋ−ｔ空間が利用される。

例えば、生成機能１２３ｃは、各エコーデータの心時相情報及び位相エンコード量に基づいて、各エコーデータをｋ−ｔ空間に配置する。つまり、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間において各エコーデータの心時相情報及び位相エンコード量に対応する位置に、各エコーデータを配置する。なお、各セグメントのサンプリング期間は、定義情報の１心周期（ＲＲ間隔）を１２０％程度充足するように設定されているため、時間方向（心時相方向）の一部において重なりが生じる。

図６では、セグメントＳ１に含まれる複数のエコーデータをｋ−ｔ空間に配置する場合を説明する。セグメントＳ１に含まれる各エコーデータは、図４に示したように、ＰＥ「１」からＰＥ「８」のいずれかに対応する。このため、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間のうちＰＥ「１」からＰＥ「８」までのいずれかに対応する位置に、セグメントＳ１に含まれる複数のエコーデータを配置する。

ここで、セグメントＳ１のサンプリングは、１つ目のトリガー信号と同時に開始され、２つ目のトリガー信号が検出された後に終了する。この場合、セグメントＳ１は、１つ目のトリガー信号と２つ目のトリガー信号との間に収集された小セグメントＳ１−１と、２つ目のトリガー信号の後に収集された小セグメントＳ１−２とに分けられる。

小セグメントＳ１−１は、心時相情報が「０％」から「１００％」までに対応する複数のエコーデータを含む。このため、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間のうち心時相情報が「０％」から「１００％」までに対応する位置に、小セグメントＳ１−１に含まれる複数のエコーデータを配置する。ここで、小セグメントＳ１−１のサンプリング期間は、実際のＲＲ間隔に依存するため、「９６０ｍｓｅｃ」に一致するとは限らない。このため、生成機能１２３ｃは、各エコーデータの心時相情報に基づいて、各エコーデータをｋ−ｔ空間に配置する。つまり、生成機能１２３ｃは、小セグメントＳ１−１に含まれる複数のエコーデータを時間方向に伸縮させてｋ−ｔ空間に配置する。

また、小セグメントＳ１−２は、心時相情報が「０％」から「２０％」までに対応する複数のエコーデータを含む。このため、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間のうち心時相情報が「０％」から「２０％」までに対応する位置に、小セグメントＳ１−２に含まれる複数のエコーデータを配置する。

この結果、ｋ−ｔ空間のうち心時相情報が「０％」から「２０％」までに対応する範囲には、小セグメントＳ１−１及び小セグメントＳ１−２のエコーデータが二重に含まれることとなる。

図７では、セグメントＳ２に含まれる複数のエコーデータをｋ−ｔ空間に配置する場合を説明する。セグメントＳ２に含まれる各エコーデータは、ＰＥ「９」からＰＥ「１６」のいずれかに対応する。このため、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間のうちＰＥ「９」からＰＥ「１６」までのいずれかに対応する位置に、セグメントＳ１に含まれる複数のエコーデータを配置する。

ここで、セグメントＳ２は、トリガー信号の前に収集された小セグメントＳ２−１と、トリガー信号の後に収集された小セグメントＳ２−２とに分けられる。

小セグメントＳ２−１は、心時相情報が「５０％」から「１００％」までの複数のエコーデータを含む。このため、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間のうち心時相情報が「５０％」から「１００％」までに対応する位置に、小セグメントＳ２−１に含まれる複数のエコーデータを配置する。

また、小セグメントＳ２−２は、心時相情報が「０％」から「７０％」までの複数のエコーデータを含む。このため、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間のうち心時相情報が「０％」から「７０％」までに対応する位置に、小セグメントＳ２−２に含まれる複数のエコーデータを配置する。

この結果、ｋ−ｔ空間のうち心時相情報が「５０％」から「７０％」までに対応する範囲には、小セグメントＳ２−１及び小セグメントＳ２−２のエコーデータが二重に含まれることとなる。

セグメントＳ３〜Ｓ１６までに含まれる複数のエコーデータについても同様に、生成機能１２３ｃは、各エコーデータをｋ−ｔ空間に配置する。

そして、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間における各位相エンコード量について、所定期間に含まれる複数のエコーデータを特定する。例えば、生成機能１２３ｃは、ｋ−ｔ空間に対して、複数の領域を設定することで、各領域に含まれる複数のエコーデータを特定する。

図８に示すように、取得枚数として「８枚」が指定される場合には、生成機能１２３ｃは、８つの領域Ｒ１〜Ｒ８を設定する。つまり、領域Ｒ１は「６０ｍｓｅｃ」を略中心として、領域Ｒ２は「１８０ｍｓｅｃ」を略中心として、領域Ｒ３は「３００ｍｓｅｃ」を略中心として、領域Ｒ４は「４２０ｍｓｅｃ」を略中心として、領域Ｒ５は「５４０ｍｓｅｃ」を略中心として、領域Ｒ６は「６６０ｍｓｅｃ」を略中心として、領域Ｒ７は「７８０ｍｓｅｃ」を略中心として、領域Ｒ８は「９００ｍｓｅｃ」を略中心としてそれぞれ設定される。なお、ここで「略中心」と記載したのは、必ずしも中心に限定されるものではなく、処理内容に影響しない範囲で所望の心時相からずれた位置に各領域が設定されても構わないからである。

また、各領域Ｒ１〜Ｒ８は、所定期間の長さ（時間幅）を有する。所定期間の長さは、基準期間と、ユーザにより指定された比率とに基づいて設定される。基準期間は、例えば、下記の式（１）により算出される。

式（１）において、「ＴＲ（Repetition Time）」は、繰り返し時間に対応する。また、「ＰＥ」は、位相エンコード数に対応する。「ｎｕｍＳｅｇ」は、セグメント数に対応する。つまり、生成機能１２３ｃは、ＴＲと、位相エンコード数と、セグメント数とに基づいて基準期間を算出する。図８に示す例では、ＴＲが「８」、ＰＥが「１２８」、ｎｕｍＳｅｇが「１６」である。このため、生成機能１２３ｃは、基準期間「６４ｍｓｅｃ」を算出する。

そして、生成機能１２３ｃは、基準期間「６４ｍｓｅｃ」に対して、Ｒａｔｉｏ（比率）を乗算することで、各領域Ｒ１〜Ｒ８の期間を設定する。図８に示す例では、Ｒａｔｉｏが「１００％」である場合、つまり基準期間「６４ｍｓｅｃ」を各領域Ｒ１〜Ｒ８の期間としてそのまま適用する場合を示す。

ここで、基準期間は、図４に示した位相エンコード量の勾配１つ分に相当する時間である。１つの勾配には、各セグメントでサンプリング可能な８ラインのエコーデータが含まれる。このため、基準期間に含まれるエコーデータを各セグメントＳ１〜Ｓ１６から抽出すると、理論上、１枚の画像を再構成するのに必要な１２８ラインのエコーデータが揃うこととなる。すなわち、Ｒａｔｉｏが「１００％」である場合、各領域Ｒ１〜Ｒ８には、理論上、１枚の画像を再構成するのに必要な１２８ラインのエコーデータが揃う。

図９に示す例では、操作者によりＲａｔｉｏが「２００％」に設定された場合を示す。Ｒａｔｉｏが「２００％」である場合、各領域Ｒ１’〜Ｒ８’の期間は「１２８ｍｓｅｃ」に設定される。生成機能１２３ｃは、Ｒａｔｉｏに応じて各領域Ｒ１’〜Ｒ８’の期間を調整することで、各領域Ｒ１’〜Ｒ８’に含まれるエコーデータの数を調整する。

このように、生成機能１２３ｃは、所定期間を有する各領域を設定することで、各領域に含まれる複数のエコーデータを特定する。なお、図６〜図９では、説明の都合上、複数のエコーデータをｋ−ｔ空間に配置してから複数の領域を設定することで、複数のエコーデータを特定する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、生成機能１２３ｃは、互いに同一の位相エンコード量を有する複数のエコーデータであって、心時相情報が所定期間内に含まれる複数の第１エコーデータを直接的に特定することも可能である。

また、Ｒａｔｉｏは、必ずしも操作者により設定されなくても良い。例えば、Ｒａｔｉｏは、プリセットされた値を生成機能１２３ｃが適宜読み出して所定期間の設定に利用しても良い。この場合、生成機能１２３ｃは、基準期間と、プリセットされた比率とに基づいて所定期間の長さを設定する。

図２の説明に戻る。ステップＳ１０４において、生成機能１２３ｃは、所定期間内に含まれる複数のエコーデータに対する加算平均により、各位相エンコード量に対応する平均エコーデータを生成する。なお、生成機能１２３ｃにより生成される平均エコーデータは、第２エコーデータの一例である。

図１０を用いて、第１の実施形態に係る生成機能１２３ｃの処理を説明する。図１０は、第１の実施形態に係る生成機能１２３ｃの処理を説明するための図である。なお、図１０は、図９に示したｋ−ｔ空間の一部の拡大図に対応する。

図１０に示す例では、領域Ｒ１’のうち、位相エンコード量がＰＥ「１２」に対応するエコーデータが２つ存在する。そこで、生成機能１２３ｃは、この２つのエコーデータの加算平均により平均エコーデータを生成する。

ここで、ゴーストアーチファクトの要因となる血流の位相の乱れは、正負の値となって、複素数としてのエコーデータに包含されている。エコーデータの絶対値又は二乗和により正側に反転すると、正の値同士の加算平均となるため残存する可能性がある。そこで、生成機能１２３ｃは、正負の値が互いに打ち消し合うように、複素数としてのエコーデータに対して複素加算を用いた平均処理を行うことで、平均エコーデータを生成する。

例えば、生成機能１２３ｃは、ＰＥ「１２」に対応する２つのエコーデータを複素加算する。そして、生成機能１２３ｃは、複素加算により得られた値をデータ数「２」で除算することにより、ＰＥ「１２」に対応する平均エコーデータを生成する。

また、例えば、領域Ｒ１’のうち、位相エンコード量がＰＥ「４」に対応するエコーデータが４つ存在する。これは、セグメントＳ１では、心時相情報が「０％」から「２０％」までに対応する位置には時間的な重複が存在するからである。そこで、生成機能１２３ｃは、この４つのエコーデータの加算平均により平均エコーデータを生成する。

例えば、生成機能１２３ｃは、ＰＥ「４」に対応する４つのエコーデータを複素加算する。そして、生成機能１２３ｃは、複素加算により得られた値をデータ数「４」で除算することにより、ＰＥ「４」に対応する平均エコーデータを生成する。

他の位相エンコード量についても同様に、生成機能１２３ｃは、複素加算を用いた処理により、各位相エンコード量に対応する平均エコーデータを生成する。また、他の領域Ｒ２’〜Ｒ８’についても同様に、生成機能１２３ｃは、複素加算を用いた処理により、各位相エンコード量に対応する平均エコーデータを生成する。

このように、生成機能１２３ｃは、互いに同一の位相エンコード量を有する複数のエコーデータであって、心時相情報が所定期間内に含まれる複数のエコーデータを複素加算して平均処理を実行することで、平均エコーデータを生成する。また、生成機能１２３ｃは、所定期間として、所望の心時相を含む期間に含まれる複数のエコーデータを用いて、所望の心時相に対応する平均エコーデータを生成する。

なお、図１０では、操作者によりＲａｔｉｏが「２００％」に設定された場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｒａｔｉｏは、「１００％」、「１５０％」、「３００％」等、任意の値が設定可能である。ただし、理論上、各画像を再構成するのに必要なライン数のエコーデータを揃えるために、Ｒａｔｉｏは「１００％」以上に設定されるのが好適である。また、全ての位相エンコード量において２つ以上のエコーデータの加算平均を行うために、Ｒａｔｉｏは「２００％」以上に設定されるのがより好適である。

また、図１０では、同一の位相エンコード量に対応するエコーデータが所定期間内に２つ以上存在する場合を説明したが、これに限定されるものではない。例えば、所定期間内に含まれるエコーデータが１つである場合には、生成機能１２３ｃは、平均処理を行わずに、１つのエコーデータを後述の再構成処理にて利用する。また、所定期間内にエコーデータが１つも存在しない場合には、生成機能１２３ｃは、同一の位相エンコード量を有するエコーデータのうち、所望の心時相（各領域の略中心の心時相）に最も近い心時相情報を有するエコーデータを選択して、選択したエコーデータを後述の再構成処理にて利用する。

ステップＳ１０５において、再構成機能１２３ｄは、平均エコーデータを用いて画像データを再構成する。例えば、再構成機能１２３ｄは、生成機能１２３ｃにより生成された各領域Ｒ１’〜Ｒ８’に含まれる平均エコーデータを用いて、フーリエ変換（例えば、離散フーリエ変換）を含む再構成処理を行う。これにより、再構成機能１２３ｄは、「６０ｍｓｅｃ」、「１８０ｍｓｅｃ」、「３００ｍｓｅｃ」、「４２０ｍｓｅｃ」、「５４０ｍｓｅｃ」、「６６０ｍｓｅｃ」、「７８０ｍｓｅｃ」、及び「９００ｍｓｅｃ」の８つの心時相に対応する８枚の画像データを再構成する。

このように、再構成機能１２３ｄは、所望の心時相に対応する平均エコーデータを用いて、所望の心時相に対応する画像データを再構成する。なお、再構成機能１２３ｄは、生成機能１２３ｃにより平均処理が行われなかったエコーデータについても、平均エコーデータと同様に再構成処理に適用することが出来る。

ステップＳ１０６において、処理回路１２３は、画像データを表示する。例えば、処理回路１２３は、再構成機能１２３ｄにより生成された８枚の画像データをシネ再生する。なお、処理回路１２３は、シネ再生に限らず、例えば、８枚の画像データをディスプレイ１２５上に並べて表示することもできる。

上述してきたように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００において、取得機能１２３ａは、時系列に沿って被検体の心電信号を取得するとともに、時系列に沿って複数のエコーデータを取得する。算出機能１２３ｂは、心電信号に基づいて、複数のエコーデータそれぞれの心時相情報を算出する。生成機能１２３ｃは、複数のエコーデータのうち予め設定された期間内に含まれる複数のエコーデータに対して、複素加算を用いた処理を実行することで、各位相エンコード量に対応する平均エコーデータを生成する。再構成機能１２３ｄは、平均エコーデータを用いて画像データを再構成する。これにより、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、アーチファクトを低減することができる。例えば、ＭＲＩ装置１００は、異なる心時相間のエコーデータを平均化（Averaging）するので、瞬間的な血流速度の上昇に起因する位相の乱れを緩和することで、ゴーストアーチファクトを低減することができる。

また、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、これまで原理上困難であったレトロスペクティブゲート法における平均化を実現するものである。このため、例えば、ＭＲＩ装置１００は、呼吸性体動に起因する体動アーチファクトも緩和することが可能となる。これにより、ＭＲＩ装置１００は、息止めが困難な患者（被検体）に対しても有用な撮像方法を提供することができる。

比較例として、時間的フィルタ（Temporal filter）が挙げられる。時間的フィルタは、時間方向に隣接するデータの加算平均を行うものである。このため、時間的フィルタの加算対象となるデータが、必ずしも所望の心時相に近いとは限らない。また、時間的フィルタは、閾値以下の信号をノイズとみなして除去するため、アーチファクトの信号が閾値より大きい場合にはフィルタされずに残存してしまう。

これに対して、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、所望の心時相を略中心とする所定期間に含まれるエコーデータを特定し、特定したエコーデータを用いて複素加算による平均処理を行う。つまり、ＭＲＩ装置１００は、所定期間内に含まれるエコーデータの数が多ければ、その数のエコーデータを加算平均するので、その数に応じたアーチファクト低減効果が期待される。また、ＭＲＩ装置１００は、所定期間内に含まれるエコーデータの数が少なく、例えば１つである場合には、心時相情報が離れたエコーデータを用いてまで加算平均を行わない。言い換えると、ＭＲＩ装置１００は、所望の心時相からのずれを所定期間内に抑えつつ、心時相間の平均化を行うことができる。また、ＭＲＩ装置１００は、時間的フィルタを併用することができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、１心拍分のサンプリングを行う場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ＭＲＩ装置１００は、２心拍分以上のサンプリングを行う場合にも適用可能である。

第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、図１に例示したＭＲＩ装置１００と同様の構成を備え、取得機能１２３ａ及び生成機能１２３ｃの処理の一部が相違する。そこで、第２の実施形態では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明することとし、第１の実施形態において説明した構成と同様の機能を有する点については、説明を省略する。

第２の実施形態に係る取得機能１２３ａは、各位相エンコードに対応するエコーデータを、少なくとも２心拍分取得する。

図１１を用いて、第２の実施形態に係るサンプリングについて説明する。図１１は、第２の実施形態に係るサンプリングについて説明するための図である。図１１において、横方向は撮像時間に対応する。

図１１に示すように、シーケンス制御回路１１０は、２心拍分のエコーデータを含むように、各セグメントのサンプリング期間を設定する。例えば、シーケンス制御回路１１０は、１心周期が「９６０ｍｓｅｃ」に定義される場合には、「９６０×２×１２０％＝２３０４ｍｓｅｃ」に設定する。そして、シーケンス制御回路１１０は、各セグメントＳ１〜Ｓ１６のサンプリングを行う。この結果、シーケンス制御回路１１０は、各セグメントＳ１〜Ｓ１６には、２心拍分の複数のエコーデータが含まれることとなる。これにより、取得機能１２３ａは、各位相エンコードに対応する複数のエコーデータを、２心拍分取得する。

第２の実施形態に係る生成機能１２３ｃは、少なくとも２心拍分のエコーデータを用いて、各位相エンコード量に対応する平均エコーデータを生成する。

図１２を用いて、第２の実施形態に係る生成機能１２３ｃの処理を説明する。図１２は、第２の実施形態に係る生成機能１２３ｃの処理を説明するための図である。なお、図１２では、定義情報の１心周期が「９６０ｍｓｅｃ」であり、各セグメントのサンプリング期間が「２３０４ｍｓｅｃ」である場合を説明する。また、図１２において、ＴＲが「８」、ＰＥが「１２８」、ｎｕｍＳｅｇが「１６」である。このため、図１２において、基準期間は「６４ｍｓｅｃ」である。

図１２に示すように、生成機能１２３ｃは、２心拍分のエコーデータをｋ−ｔ空間に配置する。この結果、ｋ−ｔ空間の時間方向（心時相方向）に１心拍目と２心拍目のエコーデータが含まれる。このため、Ｒａｔｉｏが「１００％」に設定されたとしても、各領域Ｒ１〜Ｒ８には少なくとも２ラインのエコーデータが含まれる。

これにより、生成機能１２３ｃは、Ｒａｔｉｏが「１００％」であっても十分は平均化を行うことができる。なお、図１１では、連続する２心拍を対象として、２心拍分のエコーデータをサンプリングする場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、１心拍分のセグメント収集を２回行うことにより、連続しない２心拍からエコーデータをサンプリングすることも可能である。

また、上記の説明では、２心拍分のエコーデータをサンプリングする場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、３心拍以上に相当するサンプリング期間が設定されても良いし、１．５心拍分のサンプリング期間が設定されても良い。

（第３の実施形態）
上記の実施形態では、エコーデータ間で複素加算を行う場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ＭＲＩ装置１００は、再構成後の画像データ間で複素加算を行うこともできる。

第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、図１に例示したＭＲＩ装置１００と同様の構成を備え、生成機能１２３ｃ及び再構成機能１２３ｄの処理の一部が相違する。そこで、第３の実施形態では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明することとし、第１の実施形態において説明した構成と同様の機能を有する点については、説明を省略する。

図１３を用いて、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１００による処理手順を説明する。図１３は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１００による処理手順を示すフローチャートである。図１３に示す処理手順は、例えば、操作者により入力された撮像開始要求を契機として開始される。なお、図１３に示すステップＳ２０１及びステップＳ２０２の処理は、図２に示したステップＳ１０１及びステップＳ１０２の処理と同様であるので、説明を省略する。

ステップＳ２０３において、再構成機能１２３ｄは、複数時相の画像データを、各時相に最も近い心時相情報を有するエコーデータを用いて再構成する。なお、再構成機能１２３ｄにより再構成される画像データは、第１画像データの一例である。

ステップＳ２０４において、生成機能１２３ｃは、複数時相の画像データのうち、所定期間内に含まれる複数の画像データを加算平均することで、平均画像データを生成する。なお、生成機能１２３ｃにより生成される平均画像データは、第２画像データの一例である。

ステップＳ２０５において、処理回路１２３は、平均画像データを表示する。例えば、処理回路１２３は、生成機能１２３ｃにより生成された平均画像データをシネ再生する。なお、処理回路１２３は、シネ再生に限らず、例えば、複数の平均画像データをディスプレイ１２５上に並べて表示することもできる。

図１４を用いて、第３の実施形態に係る生成機能１２３ｃ及び再構成機能１２３ｄの処理を説明する。図１４は、第３の実施形態に係る生成機能１２３ｃ及び再構成機能１２３ｄの処理を説明するための図である。

図１４に示すように、再構成機能１２３ｄは、各領域Ｒ１〜Ｒ４に含まれるエコーデータを用いて再構成を行うことで、各領域Ｒ１〜Ｒ４に対応する各画像Ｉ１〜Ｉ４を生成する。ここで、同一の位相エンコード量に複数のエコーデータが存在する場合には、再構成機能１２３ｄは、各領域の略中心の心時相に最も近い心時相情報を有するエコーデータを選択して再構成に利用する。

ここで、再構成機能１２３ｄにより再構成される各画像Ｉ１〜Ｉ４は、実数部と虚数部とを有する複素画像（位相画像）である。複素画像では、例えば、各画素の位相値が輝度の濃淡で表され、位相差は±１８０度の範囲で表される。

そこで、生成機能１２３ｃは、各画像Ｉ１〜Ｉ４に対して、複素加算を用いた平均処理を行うことで、各平均画像Ｉ１’〜Ｉ２’を生成する。例えば、生成機能１２３ｃは、画像Ｉ１と画像Ｉ２とを複素加算する。そして、生成機能１２３ｃは、複素加算により得られた画像をデータ数「２」で除算することにより、平均画像Ｉ１’を生成する。

また、生成機能１２３ｃは、画像Ｉ３と画像Ｉ４とを複素加算する。そして、生成機能１２３ｃは、複素加算により得られた画像をデータ数「２」で除算することにより、平均画像Ｉ２’を生成する。

このように、生成機能１２３ｃは、再構成後の画像データ間で複素加算を行うことにより、各平均画像Ｉ１’〜Ｉ２’を生成する。なお、平均画像Ｉ１’は、図９の領域Ｒ１’に含まれるエコーデータから生成される画像に概ね対応する。また、平均画像Ｉ２’は、図９の領域Ｒ２’に含まれるエコーデータから生成される画像に概ね対応する。

（その他の実施形態）
上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。

図１においては、単一の処理回路１２３にて、取得機能１２３ａ、算出機能１２３ｂ、生成機能１２３ｃ、及び再構成機能１２３ｄの各処理機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１２３を構成し、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（central preprocess unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。なお、記憶回路１２２にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。更に、各図における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。

また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、上記の実施形態において説明した各処理のうち、自動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を手動的に行なうこともでき、或いは、手動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を公知の方法で自動的に行なうこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。

また、上記の実施形態で説明した画像再構成方法は、予め用意された画像再構成プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像再構成プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この画像再構成プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、アーチファクトを低減することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００ ＭＲＩ装置
１２３ 処理回路
１２３ａ 取得機能
１２３ｂ 算出機能
１２３ｃ 生成機能
１２３ｄ 再構成機能

Claims (8)

1. 時系列に沿って被検体の心電信号を取得するとともに、時系列に沿って複数の第１エコーデータを取得する取得部と、
   前記心電信号に基づいて、前記複数の第１エコーデータそれぞれの心時相情報を算出する算出部と、
   前記複数の第１エコーデータのうち予め設定された期間内に含まれる複数の第１エコーデータに対して、複素加算を用いた処理を実行することで、各位相エンコード量に対応する第２エコーデータを生成する生成部と、
   前記第２エコーデータを用いて画像データを再構成する再構成部と
   を備える、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記生成部は、互いに同一の位相エンコード量を有する複数の第１エコーデータであって、前記心時相情報が前記期間内に含まれる複数の第１エコーデータを複素加算して平均処理を実行することで、前記第２エコーデータを生成する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記生成部は、前記期間として、所望の心時相を含む期間に含まれる複数の第１エコーデータを用いて、前記所望の心時相に対応する前記第２エコーデータを生成し、
   前記再構成部は、前記所望の心時相に対応する前記第２エコーデータを用いて、前記所望の心時相に対応する画像データを再構成する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記第１エコーデータ及び前記第２エコーデータそれぞれは、ｋ空間の１ラインに相当するｋ空間データである、
   請求項１〜３のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記生成部は、
   繰り返し時間と、位相エンコード数と、セグメント数とに基づいて基準期間を算出し、
   前記基準期間と、ユーザにより指定された比率とに基づいて前記期間の長さを設定する、
   請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記生成部は、
   繰り返し時間と、位相エンコード数と、セグメント数とに基づいて基準期間を算出し、
   前記基準期間と、プリセットされた比率とに基づいて前記期間の長さを設定する、
   請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記取得部は、各位相エンコードに対応する前記第１エコーデータを、少なくとも２心拍分取得し、
   前記生成部は、前記少なくとも２心拍分の前記第１エコーデータを用いて、各位相エンコード量に対応する第２エコーデータを生成する、
   請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 時系列に沿って被検体の心電信号を取得するとともに、時系列に沿って複数のエコーデータを取得する取得部と、
   前記心電信号に基づいて、前記複数のエコーデータそれぞれの心時相情報を算出する算出部と、
   複数時相の第１画像データを、当該複数時相のそれぞれに最も近い心時相情報を有する前記エコーデータを用いて再構成する再構成部と、
   前記複数時相の第１画像データのうち予め設定された期間内に含まれる複数の第１画像データに対して、複素加算を用いた処理を実行することで、第２画像データを生成する生成部と、
   を備える、磁気共鳴イメージング装置。

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