JP2022185902A - 磁気共鳴イメージング装置、及び、画像処理装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、及び、画像処理装置 Download PDF

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Abstract

【課題】撮像時間を延長することなく、体動による時相毎の画像の変位の影響を排除した時相画像を取得する。【解決手段】計測データの収集方法を低域と高域とで密度が異なるサンプリングを繰り返す収集方法とする。この際、サンプリングの間隔は体動の周期よりも短いものとする。撮像と並行して体動情報の取得を行い、体動情報をもとに、時系列で得られる計測データを複数の時相に分割し、時相画像を得る。各時相画像について時相画像間の変位補正を行ってから、時相画像を統合する。或いは変位補正後の計測データを用いて経時画像を生成する。【選択図】図４

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置に関し、特に体動のある状況下で撮像された計測データの処理に関する。
ＭＲＩの撮像では、撮像中に対象が動くことで画像にアーチファクトが発生する。従って、特に呼吸動や拍動の影響を受ける体幹部を撮像する場合は、息止め撮像や同期撮像など動きの影響を排除する撮像方法が用いられる。息止め撮像は、患者に負担がかかるとともに、患者が息を止める時間には制約があるため、分解能を落として撮像せざるを得ないなど撮像条件に制約がある。また同期撮像では、同期のタイミングで取得された計測データから画像を生成するため、複数の周期に亘って撮像を実施する必要があり、計測時間が延長するという課題がある。
特許文献１には、Ｘ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置などの撮像装置について、体動の各時相で得られた形態画像から体動による対象部位の変位を算出し、算出された変位に基づき、ＰＥＴ装置などの核医学イメージング装置にて形態画像とは別に収集した機能画像の体動の影響を補正する技術が開示されている。これはＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置と比較して撮像時間の長い核医学イメージング装置で取得される機能画像において体動の影響を補正する方法である。特許文献１に基づく方法にて、上記で述べたＭＲＩ装置における息止め撮像や同期撮像の課題を解決するには、ＭＲＩ装置よりもさらに撮像時間の短い形態画像データ収集装置との組み合わせが必要となり、この技術をそのまま利用して体動補正を行うことはできない。
特許文献２には、このようなＭＲＩ装置独自の課題を解決するために、複数の時相に亘ってアンダーサンプリングすることで得た複数の一次計測データから、それぞれ、中間データを生成し、この中間データを逆変換してフルサンプリング相当の二次計測データを生成し、二次計測データに含まれる周辺領域のデータのうち、一次計測データの中心近傍領域と同じ心時相で得られた周辺領域のデータとを結合して、画像再構成することで各心時相の画像データを生成することで動きのある撮像対象に対する撮像を好適に行う技術が開示されている。
特許第６６８２２４３号明細書 特開２０１９－１３０３０７号公報
特許文献２に記載される技術では、サンプリングの分割とサンプリングデータの結合処理によって周期的な運動を伴う部位の撮像に対して、ある時相のセグメントに含まれる計測データの収集時間の違いに影響を受けずに時相の画像を取得する手法であるが、同期撮像による制約は依然として存在する。また各時相の画像の画質向上には限界がある。
本発明は、任意の時相の画像であって、体動の影響を排除した高画質の時相画像を提示できるＭＲＩ装置を提供することを課題とする。
上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、計測データの収集方法を低域と高域とで密度が異なるサンプリングを繰り返す収集方法とするとともに、時系列で得られる計測データを各時相に分割して得た各時相画像について時相画像間の変位補正を行ってから、時相画像を統合する。この際、異なる時相画像を変位補正の基準に合わせて変換することですべの計測データを用いて任意の時相の高画質な統合画像を得ることが可能となる。或いは計測順に並び替えた変位補正後のデータを用いて経時画像を生成する。
即ち本発明のＭＲＩ装置は、被検体から核磁気共鳴により生じたエコー信号を計測し、ｋ空間に配置される計測データを収集する計測部と、計測部が収集した計測データを処理して画像を生成する画像処理部と、計測部が、ｋ空間の低域データのサンプリング密度を高域データのサンプリング密度より高くなるように低域データと高域データとを含む計測データのサンプリングを繰り返すように計測部を制御する制御部と、を備え、前記画像処理部は、被検体の体動情報を入力する体動情報入力部と、前記体動情報を用いて、前記計測データを前記被検体の体動の複数の時相の計測データに分割し、分割した時相毎の計測データから時相毎の時相画像を生成する時相画像生成部と、前記時相毎の時相画像について、体動による時相画像間の変位量を算出する変位量算出部と、前記変位量を用いて、前記時相毎の時相画像に関連するデータから任意の時相に相当する変位量補正データを生成する変位補正部と、前記計測部にて任意の収集期間に収集された前記計測データに対応する前記変位量補正データを用いて、画像を生成する収集期間基準画像生成部と、を備える。収集期間基準画像生成部が生成する画像は、例えば補正後の時相画像を統合した統合画像や、補正後の変位量補正データを計測順に並び替えて画像生成した経時画像を含む。
また本発明の画像処理装置は、ＭＲＩ装置とは独立した装置であって、上述したＭＲＩ装置の画像処理部の機能を備えた装置である。
本発明によれば、体動の影響を排除した時相毎の画像を得ることができる。
ＭＲＩ装置の全体概要を示す図 画像処理部の構成を示す図 画像処理装置とＭＲＩ装置との関係を示す図 画像処理部による処理の流れを示すフロー図 実施形態１の計測部のサンプリングの一例を示す図 実施形態１の画像処理部による処理を説明する図 実施形態１（変形例）の計測部のサンプリングの一例を示す図 実施形態２の画像処理部の構成を示す図 実施形態２の再構成条件受入のＧＵＩの例を示す図 実施形態３の画像処理部の構成を示す図 実施形態３の画像処理部の処理の流れを示すフロー図 実施形態３の画像処理部による処理を説明する図 実施形態４の画像処理部の構成を示す図 実施形態４の再構成条件受入のＧＵＩの例を示す図
以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を、図面を参照して説明する。
図１は本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示す図である。このＭＲＩ装置１０は、一般的なＭＲＩ装置と同様に、静磁場空間に配置された被検体１０３に、高周波磁場を印加し、それによって被検体の組織を構成する原子の原子核に誘起される核磁気共鳴信号を計測する計測部１００、核磁気共鳴信号を用いて被検体１０３の画像の再構成などを行う画像処理部１３０、計測部１００及び画像処理部１３０を含む装置全体の制御を行う制御部１４０などを備えている。
計測部１００は、静磁場磁石（静磁場発生部）１０１、傾斜磁場発生部（１０２、１０５）、高周波パルス（以下、ＲＦパルスという）を発生するＲＦ送信部１０６、被検体１０３から発生するＮＭＲ信号を受信するＲＦ受信部１０９、被検体１０３を静磁場磁石１０１が発生する静磁場空間に配置するための寝台装置１１５を備えている。
傾斜磁場発生部は、互いに直交する３軸方向の傾斜磁場を発生する３組の傾斜磁場コイル１０２と各傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０５とを備え、各傾斜磁場コイルに与える駆動電流を制御することで静磁場磁石１０１が形成する静磁場に対し任意の方向（位相エンコード方向、読み出し方向、スライス方向など）の磁場勾配を与える。これによりＮＭＲ信号をエンコードして、位置情報を付与することができる。また図１に示す例では、静磁場の均一度を高めるためのシムコイル１１３とその駆動電源１１４が備えられる。
ＲＦ送信部１０６は、ＲＦパルスを照射するＲＦ送信コイル１０７を備え、ＲＦ送信コイル１０７に高周波信号を供給する。ＲＦ受信部１０９は被検体１０３に近接して配置されるＲＦ受信コイル１０８が接続されており、ＲＦ受信コイル１０８が検出したＮＭＲ信号を増幅、直交検波、Ａ／Ｄ変換等する。ＮＭＲ信号は、通常、読み出し傾斜磁場パルスの反転を用いたエコー信号として計測されるので、以下、エコー信号という。エコー信号は、所定のサンプリング時間内でサンプリングされ、時系列デジタルデータとなる。
さらに計測部１００には、上述した傾斜磁場電源１０５、ＲＦ送信部１０６及びＲＦ受信部１０９の動作を所定のパルスシーケンスに基づいて制御する計測制御部（シーケンサ）１０４が備えられている。計測制御部１０４は、制御部１４０の制御のもとで動作し、所定のパルスシーケンスに従って所定のサンプリング順序で画像再構成に必要な計測データを収集するように制御する。
画像処理部１３０及び制御部１４０は、ＣＰＵとメモリを備えた機内に構築することができ、図１に示す例では、計算機１１０にこれらの機能が実装されている。計算機１１０には、ユーザーの入力を受け付けるための入力デバイス１１２、ユーザーに画像や演算部の処理結果などを格納する記憶装置１１６やそれらを提示するディスプレイ１１１が備えられている。ディスプレイ１１１と入力デバイス１１２は、通常、近接して配置され、ユーザーがインタラクティブにＭＲＩ装置１０とやりとりするインターフェイス（ＵＩ）部１５０として機能する。
画像処理部１３０は、ＮＭＲ信号を用いて画像を再構成したり、計測データや画像データに対し演算や処理を行ったりして画像の分割や統合、画像の補正やアーチファクトの低減などを行う。画像処理部１３０は、これら画像処理に際し、被検体の体動を検出する装置（体動検出装置）２０からの体動情報を入力し、体動情報を用いて、体動の影響を抑制する処理を行う。体動検出装置２０は、被検体に装着した心電計、心拍計、呼吸動を検出するバルーン等の計測器や被検体の動きをモニターするカメラなどの公知の計測器や検出器のいずれであってもよく、これら体動検出装置２０から得られる体動情報は、例えば、心電図、心拍図、或いは体動のなど周期を示すグラフなどである。画像処理部１３０は、撮像の進行と平行して、このような体動検出装置２０からの体動情報を取り込み、画像処理を行う。あるいは、ここでは、体動検出装置２０として撮像シーケンスに含まれる計測データを処理したナビゲータデータで代替えしても良い。
このような機能を実現する画像処理部１３０の構成例を図２に示す。この画像処理部１３０は、体動検出装置２０からの情報を取り込む体動情報入力部３１０と、体動情報入力部３１０が取り込んだ体動情報を用いて、計測データを被検体の体動の複数の時相の計測データに分割し、分割した時相毎の計測データから時相毎の時相画像を生成する時相画像生成部３２０と、時相毎の時相画像を用いて体動による変位量を算出する変位量算出部３３０と、変位量を用いて時相画像に関連するデータを補正する変位補正部３４０と、任意の収集期間に収集された補正後の時相画像またはその計測データを用いて、画像を生成する収集期間基準画像生成部３５０と、を備えている。図示する例では、時相画像生成部３２０には計測データ分割部３２１が含まれる。
制御部１４０は、計測制御部１０４を通じて計測部１００の動作を制御するとともに、画像処理部１３０の処理結果である画像や各種データ及びユーザーのグラフィックユーザーインターフェイス（ＧＵＩ）などを表示部に表示させる制御（表示制御部としての機能）を行う。画像処理部１３０及び制御部１４０の各部の機能は、例えば、計算機１１０のＣＰＵが各機能に対応するプログラムを実行することで実現される。また一部の機能は、ASIC（Application Specific Integrated Circuit）やFPGA（Field Programable Gate Array）等のハードウェアで実現することも可能である。
さらに画像処理部１３０は、図３に示すように、ＭＲＩ装置１０とは別の独立した計算機やワークステーションに実装される画像処理装置３０で実現することも可能である。このような画像処理装置３０は、有線或いは無線でＭＲＩ装置１０と接続されていてもよいし、インターネット等を通じて接続されていてもよく、その画像情報入力部３１０は、体動情報が付帯された計測データや画像データを入力する。また画像処理装置３０自体のＵＩ部５０や不図示の記憶装置などを備えている。
以下、ＭＲＩ装置１０の画像処理部１３０について説明するが、この説明は独立した画像処理装置３０が行う処理にも適用される。
次に上記構成を踏まえ、本実施形態のＭＲＩ装置による撮像の流れを説明する。図４に動作の流れを示す。
シーケンサ１０４が、撮像に応じて選択された所定のパルスシーケンスと、ユーザーが例えばＵＩ部１５０から入力された撮像パラメータ等の撮像条件とから、撮像に用いるパルスシーケンス（撮像シーケンスという）を計算し、撮像シーケンスに従って、ＲＦ送信部、傾斜磁場発生部、ＲＦ受信部を動作させて、撮像を行う（Ｓ１）。
撮像シーケンスのもととなるパルスシーケンスは、特に限定されず、スピンエコー系或いはグラディエントエコー系のいずれでもよく、また２次元シーケンス、３次元シーケンスのいずれにも適用できる。例えば、３次元シーケンスであれば、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の２方向に対し、エコー信号をエンコードする傾斜磁場パルスを印加し、そのエンコード量を変化させながら、エコー信号の計測を繰り返し、３次元ｋ空間データを収集する。
ｋ空間のデータの走査方法としては、ｋ空間を平行に走査するカルテジアンスキャン、ｋ空間を放射状に走査するラジアルスキャンやらせん状に走査するスパイラルスキャンなどがあり、いずれも採用することができるが、いずれの方法においても、ｋ空間の低域データのサンプリング密度が高域データのサンプリング密度より高くなるようなサンプリングを繰り返す。そして、この繰り返し周期が体動周期に比べ短い時間となるように、パルスシーケンスの撮像パラメータ（ＴＲ等）を設定する。なお、低域データとは、ｋ空間データの中心近傍はエコー信号の低周波数領域のデータであり、ｋ空間データの周辺に近いデータ或いは低域データを除くデータをここでは高域データと呼ぶ。ｋ空間の走査方法については、後の実施形態で具体的に説明する。
この撮像（Ｓ１）と並行して、被検体１０３の体動を計測する体動検出装置２０による体動モニタリングを行い、体動情報入力部３１０が体動検出装置２０から出力される体動情報を取り込む。
画像処理部１３０は、上記撮像によって得られたｋ空間データを用いて画像を再構成する。その際、まず、体動情報入力部３１０が取り込んだ体動情報を利用して、まず、時相画像生成部３２０（計測データ分割部３２１）が、計測データを体動の時相毎のデータに分割する（Ｓ２）。例えば、体動の一周期をＮの時相に分割したとすると、複数の周期（Ｍ周期）にわたって収集した時系列の計測データを、Ｎ×Ｍ個の計測データに分割し、同じ時相の計測データをまとめて、Ｎ個の時相毎の計測データとする。各時相の計測データは、ｋ空間の全データを含むものではないが、計測データを収集するための各繰り返しにおいて、低域データのサンプリング密度を高く収集しているため、低域データを含んだデータとなり、画像再構成可能なデータである。
次いで時相画像生成部３２０は、各時相の計測データから画像を再構成する（Ｓ３）。画像再構成方法には、逆高速フーリエ変換（ＦＦＴ）のほか、圧縮センシング（ＣＳ）などの推定演算を用いる手法や、パラレルイメージング（ＰＩ）の演算などがあり、限定されるものではないが、ここでは、演算の負荷を小さい逆ＦＦＴを用いる。
再構成された時相画像を用いて、変位量算出部３３０が画像間の位置の違いを変位量（ある時相を基準としたときの他の時相の変位）として算出し（Ｓ４）、変位補正部３４０が算出された変位量を用いて時相画像に関連するデータを補正する（Ｓ５）。変位補正の具体的な手法は、後述の実施形態において詳述する。
最後に収集期間基準画像生成部３５０が、補正されたデータを用いて、体動の影響を排除した収集期間に基づく画像を生成する（S６）。ここで、生成する収集期間に基づく画像とは、実測された計測データから生成した画像と区別して任意の収集期間で計測されたデータに対応する変位補正後のデータを用いて再構成した画像を意味し、例えば、全計測データに対応する全ての補正後のデータを用いて作成する時相画像を統合した統合画像や、計測順に並び替えた補正後のデータから任意のデータ収集期間ごとに画像を作成する経時画像を含む。いずれの場合にも、生成される画像では、体動によって生じた時相画像間の位置ずれが補正されているので、体動の影響が抑制された画像となる。また時相画像を統合して生成した統合画像は、所望の時相の画像であって且つ高画質な画像である。また、経時画像は、体動の周期に影響されないため従来の画像生成時には使用されなかった他の時相のデータを含めた画像が生成されるため高画質な画像となる。画像は必要に応じて記憶装置１１６に格納され、或いはディスプレイ１１１に表示される（Ｓ７）。
本実施形態によれば、息止めによる制約や同期撮像の場合の撮像時間延長などの問題を回避して、体動の影響を排除した高画質な画像を得ることができる。
以下、ｋ空間の走査方法を含めたＭＲＩ装置の処理の具体的な実施形態を説明する。
＜実施形態１＞
本実施形態は、データ収集期間に基づく画像として統合画像を生成する。本実施形態でも、図１、図２及び図４に示す装置の構成及び動作の概略は同様であるので、以下ではこれら図面を適宜参照し、本実施形態の処理を説明する。但し、図２の収集期間基準画像生成部３５０は、画像統合部３５０と読み替えて本実施形態を説明する。
本実施形態では、例えば、ｋ空間走査方法としてラジアルスキャンを採用する。
ラジアルスキャンは、エコー信号を周波数エンコードにてサンプリングする際に、２方向の傾斜磁場の異なる磁場強度の組み合わせでサンプリングすることで、ｋ空間を放射状に走査する。例えば３次元撮像であれば、２次元のｋ空間において周波数エンコードを放射状に走査し、一方向のみエンコード傾斜磁場パルスを用いる。あるいは、周波数エンコードはｋ空間の一軸に平行な方向に走査し、位相エンコード方向とスライスエンコード方向の２方向の傾斜磁場パルスの強度の組み合わせにて放射状に走査されるように傾斜磁場パルスの強度を変更する。ラジアルスキャンでは、放射状の走査を繰り返すことで、結果的に低域データを高域データよりも密な頻度でサンプリングすることができる。
パルスシーケンスは、スピンエコー系のシーケンスやグラディエントエコー系のシーケンスのいずれでもよいが、一ラインのエコー信号をサンリングする間隔を、問題とする体動周期に比べ十分に短い時間とする。一ラインのエコー信号をサンリングする間隔とは、例えば、３次元ラジアルスキャンであれば、図５に示すような２つk空間方向（ｋｘ、ｋｙ）のｋ空間データにおいて、一つのラインのデータを収集する時間を意味する。体動が呼吸動の場合、１周期は３～５秒程度、心周期は約１秒程度であるので、それぞれサンプリング間隔としては３００ｍｓ以下、１００ｍｓ以下であれば十分短いと言える。
また、ラジアルスキャンにおいてエコー信号を収集する順序を、ｋ空間ができるだけ均一に走査されるような順序とする。一般にラジアルスキャンは、ｋ空間の中央データを繰り返しサンプリングするので、低域データのサンプリング密度は高くなるが、収集順序を時計回り或いは反時計回りに順に行うとすると、ｋ空間を一巡するまでは計測データは、ｋ空間において空間的に偏りのあるデータとなる。本実施形態では、例えば、（２ｎ－１）番目（但しｎは１以上の整数）と２ｎ番目とが互いに９０度の角度となり、且つ３番目以降は、収集済の隣接する角度の間の中央の角度となるようにする。このような収集順序とすることで、図５に示すように、４回のエコー信号のサンプリングで、互いに４５度をなす放射状の計測データが得られ、８回のエコー信号のサンプリングで、互いに２２．５度をなす放射状の計測データが得られ、ｋ空間の中央近傍のデータ（低域データ）を高い頻度で、且つｋ空間を均一に走査することができる。図５において、丸で囲った数字はデータの収集順序を示している。
このようなエコー信号の計測を、体動の複数周期に亘って実行することで、時系列の計測データを収集する（Ｓ１）。この計測データは、サンプリング時間の情報とｋ空間における角度の情報を持つ時系列の計測データである。
次に、計測データ分割部３２１が、体動情報を用いて、時系列の計測データを体動の時相毎のデータに分割する（Ｓ２）。図６に計測データの分割の例を示す。図６において、図３の各ステップに対応する処理は、ステップの符号とともに示している。図６のＳ１に示すグラフは、体動情報入力部３１０が取り込んだ体動周期を示すグラフ６００で、その下はＳ１で計測した時系列の計測データ６１０である。計測データ６１０は、個々のデータを取得したときの時間情報をもとに体動周期の時相と対応付けられる。図６では、体動周期のＮ個の時相１～Ｎのうち、代表して３つの時相１、時相２、時相Ｎを示している。計測データ分割部３２１は、各周期の同一時相で得られた計測データを、図６の（Ｓ２）に示すように、それぞれ時相毎のｋ空間に再配置する。例えば時相１で得られた計測データ（図６では５つの区間で収集されたデータ）を時相１のｋ空間データ６２１に、時相２で得られた計測データを時相２のｋ空間データ６２２、時相Ｎで得られた計測データを時相Ｎのｋ空間データ６２Ｎとする。この際、同じ角度のデータが重複する場合には、これらを加算する。こうして得られる時相１～時相Ｎのｋ空間データ６２１～６２Ｎは、ｋ空間をフルスキャンしたデータよりも疎ではあるが、ｋ空間中心近傍の低域データが密となるサンプリングを行っているため、十分な量の低域データとそれよりは疎な高域データとを含み、画像再構成が可能なデータである。
時相画像生成部３２０は、これら時相ごとの計測データ６２１～６２Ｎをそれぞれ画像再構成し、時相画像６３１～６３Ｎを生成する（Ｓ３）。画像再構成は、通常のラジアルスキャンの画像再構成と同様であり、例えばグリッディングを行って正方格子上のデータに並べ替えた後、逆ＦＦＴにより実空間データに変換する方法などがある。
次に変位量算出部３３０は、これら時相画像６３１～６３Ｎの位置のずれ量（変位量）６４０を算出する（Ｓ４）。変位量は、Ｎ個の時相画像のうち一つを基準時相画像とし、基準時相画像に対する変位量を算出する。基準時相画像は、例えば、時系列で並ぶ計測データのうち最初の時相の画像としてもよいし、体動の変動が最も少ない時相の画像としてもよい。図６に示す例では、時相１の時相画像６３１を基準時相画像とする場合を示している。
変位量の算出は、オプティカルフローなどの手法を用いることができる。また簡易的に、画像の特徴点や画像中に設定したＲＯＩの位置情報を用いて、その差分をずれ量としてもよい。
基準時相画像が時相１の時相画像６３１であった場合、変位補正部３４０は、時相画像６３２～６３Ｎを時相画像６３１からの変位量６４０を用いて補正する（Ｓ５）。ここで、補正によって作成される変位量補正データは、時相画像６３１～６３Ｎの変位量６４０を補正した画像である。あるいは、補正によって作成される変位量補正データは、時相画像６３１～６３Ｎを生成する際に使用したそれぞれの計測データ６１０ごとに逆ＦＦＴ変換した後に変位６４０を補正した計測データ６１０に対応する各時相画像６３１～６３Ｎの部分画像データとしても良い。あるいは、補正によって作成される変位量補正データは、時相画像６３１～６３Ｎを生成する際に使用したそれぞれの計測データ６１０ごとに逆ＦＦＴ変換して後に変位６４０を補正した後、ＦＦＴ変換して作成される計測データ６１０に対応する変位が補正された計測データとしても良い。
各時相画像に関連するデータは、体動によるズレ量が補正されているが、それぞれの時相画像に関連するデータのみで生成される画像は比較的少ないデータで再構成された画像であるためＳＮ比が低く画像ボケのある低画質なので、画像統合部３５０により収集されたすべての計測データ６１０を統合することで高画質化する。このため、画像統合部３５０は、変位量補正データが画像である場合、まず、時相画像６３１～６３Ｎから変位を補正した時相画像をそれぞれＦＦＴして、計測空間のデータに戻し（Ｓ６１）、これら時相ごとの再変換計測空間データ６５１～６５Ｎを複素加算等により統合した後（Ｓ６２）、統合した計測空間データ６５０を用いて画像再構成する（Ｓ６３）。また、再変換計測空間データ６５１～６５Ｎの統合の方法として、時相ごとの計測データ６２１～６２Ｎに関連した重みを用いた重みづけ複素加算を用いる方法もある。これにより、実測された高域データをより反映することで統合画像の高画質化が可能となる。また、画像再構成は時相画像生成部３２０による再構成と同様に、逆ＦＦＴ等を行ってもよいし、圧縮センシングによる画像再構成を行うことも可能である。、変位量補正データが計測データ６１０に対応する変位が補正された計測データである場合、Ｓ６１の処理が不要となり、Ｓ６２の処理から同様である。
なお時相画像の統合について、計測空間のデータに戻し、計測空間データを統合するのではなく、変位補正部３３０により補正された時相毎の画像を複素加算により統合して統合し、統合画像を生成してもよい。これにより、計算を簡略化できる。
統合された画像は、必要に応じて、記憶装置１１６に格納され、またディスプレイ１１１に表示される（Ｓ７）。
本実施形態によれば、ｋ空間の低域データのサンプリング密度を高域データのサンプリング密度より高くなるように低域データと高域データとを含む計測データのサンプリングの間隔（一ラインのデータをサンプリングする間隔）を体動周期に比べ短くするとともに、所定の走査順序でラジアルスキャンを行った計測データを用いて、時相ごとの分割、変位補正及び統合を行うことで、息止めを不要とし、また撮像時間を延長することなく、体動の影響を軽減した高画質の所望時相の画像を得ることができる。
また変位量を算出し、変位補正する際に、基準とする時相画像を変えることで、任意の時相或いは全ての時相について、高画質の画像を得ることができる。
＜変形例１＞
なお実施形態１では、ｋ空間の走査方法としてラジアルスキャンを採用する場合を説明したが、例えば、スパイラルスキャンや、ｋ空間を平行に走査するカルテジアンスキャンでもよい。
図７（Ａ）に示すような３次元のカルテジアンスキャンの場合には、例えば、図７（Ｂ）、（Ｃ）に示すように、位相エンコードのゼロエンコード近傍Ｌのスキャンとその両側の高域のスキャンＨ（Ｈ１、Ｈ２）とを交互に行い、低域データＬのスキャン数が高域データＨのスキャン数よりも多くなるように繰り返すことで、低域データＬのサンプリング密度が高く、高域データＨのサンプリング密度が低いサンプリングとすることができる。また各スライスエンコードステップでは、例えば、ｋ空間の中心（ゼロエンコード）から数エンコード分の低域データについては、エンコードステップをスキップすることなくサンプリングし、それ以外の領域のデータ（高域データ）は間引き計測するサンプリングを、高域データの収集ラインを変えながら繰り返し、複数回のｋ空間データ収集において、ｋ空間全域を埋めるデータが揃うようにデータ収集してもよい。
このような手法のいずれか或いは両方を組み合わせることで、３次元ｋ空間において、低域データのサンプリング密度が高く、高域データのサンプリング密度が低いサンプリングとなる。
本変形例においても、所定のデータを収集するサンプリング間隔を体動の周期よりも十分に短く設定しておくことで（例えば、低域データＬと高域データＨの１セットを収集するサンプリング間隔を、体動周期よりも十分短い間隔とすることで）、体動の複数の周期にわたって計測した計測データから集めた各時相の計測データには、いずれにも低域データのデータと高域が含まれることとなり、各時相の計測データを用いて、変位量の算出を可能にする程度の空間分解能を持つ画像を得ることができる。
従って、計測データを用いた時相画像の再構成、各時相画像を用いた変位量算出及び各時相画像の変位補正、及び、補正後の時相画像の合成は、実施形態１と同様に行うことができる。
＜実施形態２＞
実施形態１では、体動周期の時相の数や、変位量を決める基準時相を、システム側にデフォルトとして設定している場合を説明したが、本実施形態のＭＲＩ装置はこれらの条件をユーザーが指定する構成を備えたことが特徴である。
以下、実施形態１と異なる点を中心に本実施形態を説明する。図８に本実施形態の画像処理部１３０の構成を示す。図８において、図２と同様の処理を行う要素については、同じ符号で示し重複する説明は省略する。図８に示すように、本実施形態の画像処理部１３０には、再構成条件受入部（受付部）３６０及び時相変換部３７０が追加される。
再構成条件受入部３６０は、体動周期をいくつの時相で分割するか、どの時相の画像を形成し表示させるかなどのユーザーの指定を受け付ける。ユーザーの指定を受け付けは、制御部（表示制御部）１４０がディスプレイ１１１に、条件を受け付けるためのＧＵＩを表示させて、ユーザーが入力デバイスを介して所望の条件を入力することで行われる。
ディスプレイに表示させるＧＵＩの一例を図９に示す。図９に示す例では、体動情報入力部３１０が体動検出装置２０から受け取った体動情報を表示する体動表示ブロック９０と、時相数や所定の時相を指定する条件入力ブロック９１とを含む。ユーザーは、例えば、体動表示ブロック９０に表示された体動周期を示すグラフを見て、時相として分割するのに適当な範囲（時間の長さ）を確認し、条件入力ブロック９１に時相数として入力する。或いは、体動表示ブロック９０にカーソル等を表示させて、カーソルで範囲を指定するようにしてもよい。その場合、その範囲指定によって決まる時相の数を条件入力ブロック９１に表示する。
またユーザーは、体動周期を示すグラフから、再構成したい画像の時相を指定するようにしてもよい。例えば、呼吸であれば呼期、吸期などを指定したり、拍動であればR波から所定の時間帯を指定したりすることができる。この指定の仕方についても、グラフ上で、ポインタなどで指定するようにしてもよいし、時相に１～Ｎの符号を付して、その番号を条件入力ブロック９１で指定するようにするなど、任意の手法が採りえる。また時相の指定は、１つではなく複数の時相の指定を受け付けてもよく、その場合には、複数の時相について、統合画像を再構成する。
さらに体動の変化率が所定閾値以下の時間帯を指定してもよい。この場合、閾値を受け付けるＧＵＩを表示させてもよいし、体動の種類（心臓周期か呼吸周期か）に応じて所定の閾値を予め設定しておき、ユーザーによって指定された数の時相のうち、体動安定期の時相の画像を自動的に作成するようにしてもよい。
時相数の指定においては、撮像に用いる撮像パラメータ（例えばＴＲ）など、時相数の指定に考慮すべき撮像条件や、必要に応じて撮像部位や被検体情報などを、参考情報表示ブロック９３に表示してもよい。
本実施形態における計測部１００及び画像処理部１３０の処理は、時相数及び表示させる時相画像がユーザー指定されていること以外は、実施形態１或いはその変形例と同様であるが、所望の時相画像を再構成する手法としては、次の２つの手法のいずれかを取ることができる。
一つは、変位量算出部３３０は時相画像の変位量を算出する際に、基準時相画像として、ユーザーが指定した時相の画像を用いて、それ以外の時相画像の変位量を算出し、変位補正部３４０は時相画像に関連するデータの変位補正を行う。その後、画像統合部３５０が時相画像の統合を行うことにより、ユーザーが所望する時相の統合画像を得ることができる。この場合には、時相変換部３７０は不要にすることができる。
もう一つは、変位量算出部３３０は、実施形態１と同様に、デフォルトで設定された時相の画像を基準時相画像として、それ以外の時相の画像の変位量を算出し、変位補正部３４０は時相画像に関連するデータの変位補正をし、画像統合部３５０は統合した統合画像を得る。この統合画像を、時相変換部３７０が、ユーザーが指定した時相の時相画像と基準時相画像との変位量（図６：Ｓ５で変位量算出部３３０が算出した変位量６４０）を用いて、変位補正し、指定した時相の統合画像に変換する。
どちらの手法を用いる場合にも、計測空間のデータに変換して統合した後、画像再構成する方法、及び時相画像を複素加算する方法のいずれを採用してもよい。
本実施形態によれば、ユーザーが最も診断に適した時相を選択することができ、診断に資する情報を提示することができる。また一つの時相を基準時相とするのではなく、基準とする時相画像を順次変更して、変位量算出及び変位補正から統合画像生成までの処理を繰り返すことで、複数時相の画像を生成することができ、これにより、高画質の時系列画像を取得することができる。
＜実施形態３＞
本実施形態のＭＲＩ装置は、経時画像を生成する機能を備えることが特徴である。実施形態１、２で生成した、任意の或いは複数の時相の画像は、変位補正後の画像を統合した高画質画像であったが、本実施形態では、統合画像よりは低画質となるが、時間変化を追跡可能な経時画像を提示する。以下、実施形態１及び実施形態２と異なる点を中心に本実施形態を説明する。
本実施形態の画像処理部１３０は、図１０に示すように、図２の収集期間基準画像生成部３５０は、経時画像生成部３５０と読み替えて本実施形態を説明する。経時画像生成部３５０は、変位補正部３４０にて算出された時相画像に関連する変位量を補正したデータをデータの計測順番に沿って並べなおす計測データ再配置部３５１を含み、再配置された計測データを用いて時相画像を再構成する。その他の要素は実施形態１の画像処理部１３０と同様である。以下、経時画像生成部３５０の処理を中心に本実施形態の画像処理部１３０の処理を説明する。
図１１に本実施形態の画像処理部１３０の処理の流れを、図１２に処理の内容を示す。図１２において、図１１に示すステップに対応する処理を同じ符号で示す。また図６と同じ要素は同じ符号で示し、重複する説明は省略する。
体動の複数周囲に亘って、サンプリングを繰り返して得た時系列の計測データ６１０を、時相毎の計測データ６２１～６２Ｎに分けて（Ｓ１、Ｓ２）、時相画像６３１～６３Ｎを生成し（Ｓ３）、時相画像を利用して画像間の変位６４０を算出し、変位補正し（Ｓ４、Ｓ５）、時相画像に関連する計測データ６１０に対応する変位が補正された変位量計測データ６６１～６６Ｎを作成する（Ｓ６５）。ここで、補正によって作成される変位量補正データは、時相画像６３１～６３Ｎを生成する際に使用したそれぞれの計測データ６１０を逆ＦＦＴ変換し、それぞれにおいて変位６４０を補正した各時相画像の一部データである。あるいは、その一部データをＦＦＴ変換して算出される変位が補正された計測データである。いずれの場合においても、変位量補正データは、その取得時の情報とともに記憶される。
次いで計測データ再配置部３５１は、変換後の計測データ６６１～６６Ｎを、その取得時の情報を用いて、計測順に並び変える（Ｓ６６）。例えば、時相１の計測データであれば、どのデータをどのタイミングで取得したかがわかっているので、その情報に基づき計測データを構成する個々のデータを時間軸上に並ぶ、時系列データ６６０とする。ここで、もとの計測データがカルテジアンスキャンの計測データの場合には、変換後の計測データも、もとの計測データの次元（一次元のサンプリングデータ）に一致するため、そのまま計測順に沿って並べ替えればよい。もとの計測データがラジアルスキャンの計測データである場合は、時相画像形成時にグリッディングによってｋ空間の格子上に並ぶデータに変換しているため、変換後の計測データ６６１～６６Ｎが２次元あるいは３次元の配列データとなる。この場合は、配列データのままで計測順に並び変えるか、あるいは、計測データと同様のラジアルサンプリングのデータにデグリッティングした計測データで計測順に並び替えればよい。
経時画像生成部３５０は、こうして得られた時系列データ６６０を、体動の時相毎或いは所定の間隔で区切って、区切られた計測データ毎に画像再構成を行い、経時画像６７０を生成する（Ｓ６７）。このとき、画像再構成は、計測順に並び替えられた時系列データの所定の区間の計測データは計測データ６１０の撮像制御時のｋ空間走査パターンに基づきｋ空間に配置され、逆ＦＦＴ変換や、圧縮センシング等の方法にて実行される。あるいは、計測順に並び替えられたデータが既にｋ空間に配置された配列データである場合は、それらを複素加算等の処理により一つのk空間配列データを生成し、逆ＦＦＴ変換や、圧縮センシング等の方法にて実行される。生成された経時画像は、異なる時相毎のデータを用いているので、体動のある部位において従来よりも高画質な経時画像を短時間で取得可能となる。また、時相毎の位置ずれが解消しており、形態の時間的変化を捉えやすい画像群となる。経時画像は、例えばアニメーション表示させることができる（Ｓ７）。
なお、時相毎に計測データを区切る際に、隣接する時相間で計測データを一部重複させて用いて画像再構成を行ってもよく、それにより経時画像の画質を高めることができる。さらに、再配置された計測データの区切りを最初に決定した時相と同じにするのではなく、異なる時間幅で区切ることも可能である。例えば、ｋ空間全域を埋めるデータが収集し終わった時点や、高密度の低域データと低密度の高域データとが収集し終わった時点で区切ることで、経時画像の時間分解能は低下するが、高画質化を図ることができる。
本実施形態においても、実施形態２と同様に、再構成条件受入部（受付部）３６０を介して、時相の数や変位量算出の基準となる時相についてユーザー指定を受け付けることも可能であり、それにより、ユーザーが指定する時相の位置を基準とする経時画像を形成し、表示させることができる。またユーザーが指定する再構成条件として、経時画像の空間分解能及び時間分解能のいずれかを選択可能にしてもよい。その場合、経時画像生成部３５０は、再構成条件受入部３６０が受け付けた再構成条件に基づき、経時画像に用いる時系列計測データの時間方向のサイズを決定し、空間分解能を優先する場合には、時間方向のサイズを大きく、時間分解能を優先する場合には時間方向のサイズを小さくする。
本実施形態によれば、体動の影響を低減した経時画像を提示することができる。これにより造影剤を使ったダイナミック撮像などにおいて、造影剤の位置が時々刻々変化する様子を提示することができる。
なお本実施形態においても、実施形態１や実施形態２のように、所望の時相或いは複数の時相について統合画像を生成してもよいことは言うまでもない。
＜実施形態４＞
本実施形態は、上述した実施形態３を基本として、さらに注目部位の経時変化を提示する機能を追加したものであり、造影ダイナミック撮像などにおいて、造影剤が目的部位に達する様子を観察したり、最適なタイミングの画像を得ようとする場合に好適に適用される。
本実施形態の画像処理部１３０の機能ブロック図の一例を図１３に示す。図１３において、図２及び図１０と同じ要素は同じ符号で示し、上述する実施形態と異なる点を中心に説明する。図１３に示すように、画像処理部１３０は、図１０に示す構成に加えて、時間変化情報生成部３９０を備えている。時間変化情報生成部３９０には、物体抽出部３９１及び経時変化提示部３９２を含んでいる。
経時画像生成部３５０が変位補正後の計測データから経時画像を生成することは実施形態３と同様である。物体抽出部３９１は、この経時画像における特定組織、例えば、肝臓における脈、門脈、すい臓、肝実質などの位置を抽出する。特定組織の抽出手法には、一般的な物体抽出技術を用いることができ、信号強度や形状の特徴に基づき、特定組織を抽出する。或いは特定組織が直線状とか尖部を持つ形状など形状の特徴を有するときは、特定組織全体ではなく、特定の線や複数の点を特定組織として抽出してもよい。
次いで経時変化提示部３９２が、経時画像生成部３５０が生成した各経時画像から抽出した特定組織の信号強度や形状の経時的な変化（直線の場合にはその傾きの変化など、点の場合には点間距離の変化など）を算出し、例えばディスプレイに表示するなどして提示する。
さらに経時変化提示部３９２が時間変化情報を提示しながら、再構成条件受付部３６０によりディスプレイ上にＧＵＩを表示し、ＧＵＩを介して、ユーザーによる、再構成に使用するデータ収集区間の指定を受け付けてもよい。このようなＧＵＩの一例を図１４に示す。この例では、肝臓の脈、門脈、すい臓及び肝実質の信号強度変化をグラフで示し、このグラフ上で、再構成に使用するデータ収集区間を四角で囲って指定できるようになっている。ここでは、３つの区間が指定されている。
経時画像生成部３５０は、このユーザー指定を受けて、実施形態３と同様に、この区間に含まれる計測データから経時画像を生成する。その際、複数の時相画像のうち基準にする時相画像はデフォルトで設定された時相画像でもよいし、区間の中心に位置する時相の画像でもよい。また基準にする時相についても再構成条件受付部３６０がユーザー指定を受け付けてもよい。
また図１４に示すような区間の指定ではなく、直線や矢印で点を受け付けてもよい。直線や点は経時変化の１タイミングの指定であり、画像統合部３５０は、直線或いは点で示されるタイミングを含む所定区間の経時画像を生成する。或いは、経時画像生成部３５０が既に生成した経時画像から、指定されたタイミングの経時画像を選択し、提示することも可能である。
本実施形態によれば、特定組織の信号強度変化から、例えば造影剤が血液内を進む状況を把握することができ、また最適なタイミングで画像を生成することができる。
１０：ＭＲＩ装置、１００：計測部、１０１：静磁場発生部、１０２：傾斜磁場コイル（傾斜磁場発生部）、１０４：計測制御部、１０５：傾斜磁場電源（傾斜磁場発生部）、１０６：ＲＦ送信部、１０９：ＲＦ受信部、１１０：計算機、１３０：画像処理部、１４０：制御部、１５０：ＵＩ部、３１０：体動情報入力部、３２０：時相画像生成部、３２１：計測データ分割部、３３０：変位量算出部、３４０：変位補正部、３５０：画像統合部（収集期間基準画像生成部）または経時画像生成部（収集期間基準画像生成部）、３５１：計測データ再配置部、３６０：再構成条件受入部、３７０：時相変換部、３９０：時間変化情報生成部、３９１：物体抽出部、３９２：経時変化提示部。

Claims (18)

  1. 被検体から核磁気共鳴により生じたエコー信号を計測し、ｋ空間に配置される計測データを収集する計測部と、
    前記計測部が収集した計測データを処理して画像を生成する画像処理部と、
    前記計測部が、ｋ空間の低域データのサンプリング密度を高域データのサンプリング密度より高くなるように低域データと高域データとを含む計測データのサンプリングを繰り返すように前記計測部を制御する制御部と、を備え、
    前記画像処理部は、
    被検体の体動情報を入力する体動情報入力部と、
    前記体動情報を用いて、前記計測データを前記被検体の体動の複数の時相の計測データに分割し、分割した時相毎の計測データから時相毎の時相画像を生成する時相画像生成部と、
    前記時相毎の時相画像について、体動による時相画像間の変位量を算出する変位量算出部と、
    前記変位量を用いて、前記時相毎の時相画像に関連するデータから任意の時相に相当する変位量補正データを生成する変位補正部と、
    前記計測部にて任意の収集期間に収集された前記計測データに対応する前記変位量補正データを用いて、画像を生成する収集期間基準画像生成部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測部は、前記サンプリングを体動の周期よりも短い周期で繰り返すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測部が計測する計測データは、２方向に位相エンコードを含む3次元ｋ空間データであって、前記サンプリングは前記３次元ｋ空間データの低域データのサンプリングと高域データのサンプリングとを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記サンプリングは、前記ｋ空間を放射状にサンプリングするラジアルスキャン又は前記ｋ空間をらせん状にサンプリングするスパイラルスキャンである磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記変位量算出部は、各時相画像のうち任意の時相画像を基準時相画像として、当該基準時相画像以外の時相画像について、前記基準時相画像に対する変位量を算出し、
    前記変位補正部は、前記変位量を用いて、前記基準時相画像以外の時相画像に関連するデータを、前記基準時相画像を取得した時相を変位の基準とするデータに変換することで、前記変位量補正データを算出し、
    前記収集期間基準画像生成部は、前記計測部にて任意の収集期間に収集された前記計測データに対応する前記変位量補正データを用いて、前記基準時相画像を取得した時相を変位の基準とする画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記変位補正部は、前記変位量補正データとして、前記当該基準時相画像以外の時相画像を生成する時に用いた計測データを、前記変位量を補正した計測データに変換した、時相変位補正計測データを算出し、
    前記収集期間基準画像生成部は、前記計測部にて任意の収集期間に収集された前記計測データに対応する前記時相変位補正計測データを逆フーリエ変換等の画像再構成処理することで、前記基準時相画像を取得した時相を変位の基準とする画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記変位補正部は、前記変位量補正データとして、前記当該基準時相画像以外の時相画像を前記基準時相画像を取得した時相を変位の基準とする時相画像に変換した時相変位補正画像を算出し、
    前記収集期間基準画像生成部は、前記計測部にて任意の収集期間に収集された前記計測データに対応する前記時相変位補正画像を重みづけ複素加算等の処理をすることで、前記基準時相画像を取得した時相を変位の基準とする画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記収集期間基準画像生成部は、前記時相画像を統合する画像統合部を含み、
    前記画像統合部は、前記計測部にて収集された全ての前記計測データに対応する前記変位量補正データを用いて、画像を生成することで前記時相画像を統合した統合画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記変位量算出部は、前記時相毎の時相画像のうち任意の時相画像を基準時相画像として、当該基準時相画像以外の時相画像について、前記基準時相画像に対する変位量を算出する処理を、基準時相画像を変えて繰り返し、
    前記変位補正部は、基準時相の異なる複数の前記変位量を用いて、前記時相毎の時相画像に関連するデータから任意の時相に相当する複数の変位量補正データを生成し、
    前記画像統合部は、異なる時相を基準とする複数の統合画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    ユーザーによる体動周期の時相に関する体動関連条件を受け付ける受付部をさらに備え、
    前記時相画像生成部は、前記受付部が受け付けた条件に従って、計測データを分割することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記受付部が受け付ける体動関連条件は、体動周期を分割する時相の数を含み、
    前記時相画像生成部は、前記受付部が受け付けた時相数に基づき計測データを分割することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記受付部が受け付ける体動関連条件は、体動周期のうち所望の時相を含み、
    前記変位量算出部は、前記受付部が受け付けた時相を基準時相として、当該基準時相に振り分けられた計測データから生成した時相画像を基準時相画像とし、当該基準時相画像に対する基準時相以外の画像の変位量を算出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記収集期間基準画像生成部は、経時画像を生成する経時画像生成部を含み、
    前記経時画像生成部は、
    前記変位補正部が補正した前記変位量補正データを、計測順に再配置して、計測順序に沿った時系列計測データを生成する計測データ再配置部を備え、
    前記時系列計測データを用いて前記経時画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    ユーザーによる経時画像の再構成条件を受け付ける受付部をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記再構成条件は、経時画像の空間分解能及び時間分解能の一方を含み、
    前記経時画像生成部は、前記受付部が受け付けた再構成条件に基づき、前記経時画像に用いる前記時系列計測データの時間方向のサイズを決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記経時画像から所望の部位或いは組織を抽出する組織抽出部と、
    前記組織抽出部の信号値の経時変化を算出する経時変化算出部と、
    前記経時変化を表示部に表示させる表示制御部と、
    をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 請求項１６に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記表示制御部は、前記経時変化において、画像を再構成すべき区間についてユーザー指定を受け付けるグラフィックユーザーインターフェイスを表示部に表示させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  18. 磁気共鳴撮像によって、ｋ空間の低域データのサンプリング密度を高域データのサンプリング密度より高くなるように低域データと高域データとを含む計測データのサンプリングを繰り返して収集した計測データを処理する画像処理装置であって、
    前記計測データ及びそれを収集したときの被検体の体動情報を入力する画像情報入力部と、
    前記体動情報を用いて、前記計測データを体動の複数の時相の計測データに分割し、分割した時相毎の計測データから時相毎の時相画像を生成する時相画像生成部と、
    前記時相毎の時相画像について、体動による時相画像間の変位量を算出する変位量算出部と、
    前記変位量を用いて、前記時相毎の時相画像に関連するデータから任意の時相に相当する変位量補正データを生成する変位補正部と、
    前記計測部にて任意の収集期間に収集された前記計測データに対応する前記変位量補正データを用いて、画像を生成する収集期間基準画像生成部と、を備えることを特徴とする画像処理装置。
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