JP5868028B2

JP5868028B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP5868028B2
Application number: JP2011119608A
Authority: JP
Inventors: 裕市山下; 正生油井
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2010-05-27
Filing date: 2011-05-27
Publication date: 2016-02-24
Anticipated expiration: 2031-05-27
Also published as: CN102427763A; EP2548503A1; US10429480B2; CN102427763B; WO2011149087A1; US20120187948A1; JP6073969B2; JP2015171572A; JP2012005828A

Description

本発明は、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装置（以下、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置）による撮像は、核磁気共鳴現象を利用することで主に被検体内部を画像化する手法である。具体的には、ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象を発生させるために、共振周波数に対応する高周波パルス（以下、ＲＦ（Radio Frequency）パルス）を送信コイルに印加し、送信コイルが、高周波磁場（以下、ＲＦ（Ｂ１）磁場）を発生する。

ここで、共振周波数は静磁場強度に比例するので、静磁場強度が大きくなると共振周波数も高くなる関係にあるが、静磁場強度が例えば１．５Ｔ（テスラ）を超えると、被検体内部における電気的な損失や誘電共振などが原因となってＲＦ（Ｂ１）磁場の分布が不均一となる。すなわち、被検体内部においてＲＦ（Ｂ１）強度が不均一となり、画像の均一度も低下する。具体的には、画像において、部分的な信号低下やコントラスト低下が発生し、画像が劣化する。このため、従来、静磁場強度が例えば１．５Ｔを超えるＭＲＩ装置においては、ＲＦ（Ｂ１）強度を均一にするための手法が提案されている。

特許第４００４９６４号明細書特表２００８−５１４２５９号公報

しかしながら、従来技術によっても、ＲＦ（Ｂ１）強度を完全に均一にすることは難しく、依然としてＲＦ（Ｂ１）強度の不均一は存在する。このため、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一に起因する画像の劣化も依然として存在するという課題があった。このようなことから、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一に起因する画像の劣化を低減することが求められている。

実施の形態のＭＲＩ装置は、第１収集部と、第２収集部と、合成部とを備える。前記第１収集部は、第１の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する。前記第２収集部は、前記第１の高周波パルス送信条件と異なる第２の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する。前記合成部は、前記第１収集部により収集されたデータおよび前記第２収集部により収集されたデータ、又は、前記第１収集部により収集されたデータを再構成したデータおよび前記第２収集部により収集されたデータを再構成したデータについて、合成処理を行う。前記第１収集部は、ｋ空間の第１領域のデータを収集する。前記第２収集部は、ｋ空間の前記第１領域の範囲に包含される第２領域のデータを収集する。前記合成部は、前記第２収集部により収集されない領域のデータを、前記第１収集部により収集されたデータに基づく複製又は推定により補う。

図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置の構成を示す図である。図２は、実施例１に係る制御部の構成を示す図である。図３は、実施例１に係る制御部による処理手順を示すフローチャートである。図４は、実施例１に係る画像合成部による合成処理の技術的な意味を説明するための図である。図５Ａは、静磁場強度が３Ｔ、高速スピンエコー法で実施した例を示す図である。図５Ｂは、静磁場強度が３Ｔ、高速スピンエコー法で実施した例を示す図である。図５Ｃは、静磁場強度が３Ｔ、高速スピンエコー法で実施した例を示す図である。図５Ｄは、静磁場強度が３Ｔ、高速スピンエコー法で実施した例を示す図である。図６Ａは、静磁場強度が３Ｔ、スピンエコー法で３回のデータ収集を実施した例を示す図である。図６Ｂは、静磁場強度が３Ｔ、スピンエコー法で３回のデータ収集を実施した例を示す図である。図６Ｃは、静磁場強度が３Ｔ、スピンエコー法で３回のデータ収集を実施した例を示す図である。図６Ｄは、静磁場強度が３Ｔ、スピンエコー法で３回のデータ収集を実施した例を示す図である。図７Ａは、実施例１におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。図７Ｂは、実施例１におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。図８Ａは、実施例１におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。図８Ｂは、実施例１におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。図８Ｃは、実施例１におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。図８Ｄは、実施例１におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。図９Ａは、実施例２におけるデータ収集を説明するための図である。図９Ｂは、実施例２におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。図１０Ａは、実施例２における画像の再構成を説明するための図である。図１０Ｂは、実施例２における画像の再構成を説明するための図である。図１０Ｃは、実施例２における画像の再構成を説明するための図である。図１１は、実施例２に係る制御部による処理手順を示すフローチャートである。

以下に、実施の形態に係るＭＲＩ装置の一例として、実施例１〜３に係るＭＲＩ装置を説明する。

まず、図１を用いて、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の構成を説明する。図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。図１に例示するように、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、特に、静磁場磁石１と、傾斜磁場コイル２と、傾斜磁場電源３と、寝台４と、寝台制御部５と、送信コイル６と、送信部７と、受信コイル８と、受信部９と、シーケンス制御部１０と、計算機システム２０とを備える。

静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１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２は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場電源３から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源３は、シーケンス制御部１０から送られるパルスシーケンス実行データに従って、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。

寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。

送信コイル６は、ＲＦ（Ｂ１）磁場を発生する。具体的には、送信コイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７からＲＦパルスの供給を受けて、ＲＦ（Ｂ１）磁場を発生する。送信部７は、シーケンス制御部１０から送られるパルスシーケンス実行データに従って、共振周波数（ラーモア周波数）に対応するＲＦパルスを送信コイル６に印加する。

受信コイル８は、ＭＲエコー信号を受信する。具体的には、受信コイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射されるＭＲエコー信号を受信する。また、受信コイル８は、受信したＭＲエコー信号を受信部９に出力する。例えば、受信コイル８は、頭部用の受信コイル、脊椎用の受信コイル、腹部用の受信コイルなどである。

受信部９は、シーケンス制御部１０から送られるパルスシーケンス実行データに従って、受信コイル８から出力されたＭＲエコー信号に基づきＭＲエコー信号データを生成する。具体的には、受信部９は、受信コイル８から出力されたＭＲエコー信号をデジタル変換することによってＭＲエコー信号データを生成し、生成したＭＲエコー信号データをシーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する。なお、受信部９は、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル２などを備える架台装置側に備えられていてもよい。

シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９を制御する。具体的には、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データを、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信する。

計算機システム２０は、特に、インタフェース部２１と、入力部２２と、表示部２３と、記憶部２４と、制御部２５とを備える。インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に接続され、シーケンス制御部１０と計算機システム２０との間で送受信されるデータの入出力を制御する。入力部２２は、撮像指示などを操作者から受け付ける。例えば、入力部２２は、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスである。表示部２３は、再構成された画像などを表示する。例えば、表示部２３は、液晶表示器などの表示デバイスである。

記憶部２４は、再構成された画像や、ＭＲＩ装置１００において用いられるその他のデータを記憶する。例えば、記憶部２４は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）などの半導体メモリ素子、または、ハードディスク、光ディスクなどである。

制御部２５は、上記各部を制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部２５は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などの集積回路、または、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）などの電子回路である。

図２は、実施例１に係る制御部２５の構成を示す図である。図２に例示するように、実施例１に係る制御部２５は、特に、第１収集部２５ａと、第２収集部２５ｂと、画像再構成部２５ｃと、画像合成部２５ｄとを備える。

第１収集部２５ａは、第１のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する。具体的には、第１収集部２５ａは、第１のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行するためのパルスシーケンス実行データを、シーケンス制御部１０を介して傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信する。次に、第１収集部２５ａは、受信部９にて生成されたＭＲエコー信号データを、シーケンス制御部１０を介して受信する。そして、第１収集部２５ａは、受信したＭＲエコー信号データを画像再構成部２５ｃに送る。

第２収集部２５ｂは、第２のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する。具体的には、第２収集部２５ｂは、第２のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行するためのパルスシーケンス実行データを、シーケンス制御部１０を介して傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信する。次に、第２収集部２５ｂは、受信部９にて生成されたＭＲエコー信号データを、シーケンス制御部１０を介して受信する。そして、第２収集部２５ｂは、受信したＭＲエコー信号データを画像再構成部２５ｃに送る。

ここで、第１のＲＦパルス送信条件及び第２のＲＦパルス送信条件は、それぞれ異なるものである。実施例１において、第１のＲＦパルス送信条件及び第２のＲＦパルス送信条件は、それぞれＲＦパルスの送信強度が異なる。第１収集部２５ａ及び第２収集部２５ｂによって送信されるパルスシーケンス実行データは、例えば、第２のＲＦパルス送信条件による送信強度が、第１のＲＦパルス送信条件による送信強度よりもスライス面全体一律に大きくなるように設定されたものである。例えば、送信強度をスライス面全体一律に大きくなるように設定した場合、被検体内部の各部分における励起フリップ角は一律に大きくなる。

また、第１収集部２５ａ及び第２収集部２５ｂによって送信されるパルスシーケンス実行データは、例えば、第２のＲＦパルス送信条件による送信強度が、第１のＲＦパルス送信条件による送信強度よりもスライス面全体一律に小さくなるように設定されたものである。例えば、送信強度をスライス面全体一律に小さくなるように設定した場合、被検体内部の各部分における励起フリップ角は一律に小さくなる。このようなパルスシーケンス実行データは、例えば予めＭＲＩ装置１００に設定されていてもよいし、例えば操作者によるパラメータの入力を受け付けて設定されるものであってもよい。

なお、第１収集部２５ａ及び第２収集部２５ｂによって実行されるパルスシーケンスには、数々の種類のものを適用することができる。代表的には、スピンエコー法、高速スピンエコー法、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）法などを挙げることができる。また、撮影のモードとしては、２Ｄ法、３Ｄ法、Cartesian法、Non−Cartesian法などを幅広く使用することができる。

画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａにより収集されたデータ及び第２収集部２５ｂにより収集されたデータを用いて画像を再構成する。具体的には、画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａからＭＲエコー信号データを受け取ると、受け取ったＭＲエコー信号データを再構成して第１の画像を生成し、生成した第１の画像を画像合成部２５ｄに送る。また、画像再構成部２５ｃは、第２収集部２５ｂからＭＲエコー信号データを受け取ると、受け取ったＭＲエコー信号データを再構成して第２の画像を生成し、生成した第２の画像を画像合成部２５ｄに送る。

画像合成部２５ｄは、画像再構成部２５ｃによる再構成により得られた画像に対して合成処理を行う。具体的には、画像合成部２５ｄは、画像再構成部２５ｃから第１の画像及び第２の画像を受け取ると、受け取った第１の画像及び第２の画像について、空間的位置が同一となるピクセル毎に信号強度を比較する。そして、画像合成部２５ｄは、信号強度の最大値を選択することで、合成処理を行う。なお、合成処理は、信号強度の最大値を選択する手法に限られない。例えば、信号強度の絶対値を加算する手法でもよいし、平方和（Sum of Square）を演算する手法でもよい。

図３は、実施例１に係る制御部２５による処理手順を示すフローチャートである。なお、実施例１においては、２回のデータ収集、すなわち第１収集部２５ａによるデータ収集及び第２収集部２５ｂによるデータ収集を想定するので、図３に例示するステップＳ１０１〜Ｓ１０３の処理は、２回繰り返されることになる。しかし、後述するように、実施の形態に係るＭＲＩ装置はこれに限られるものではなく、図３に例示するステップＳ１０１〜Ｓ１０３の処理は、予め設定された任意の回数繰り返されてもよい。

まず、放射線技師や医師などの操作者によって撮影プロトコルが指定されることにより、ＭＲＩ装置１００による撮影が開始される。このとき、例えば、操作者によって、第１収集部２５ａ、第２収集部２５ｂ、画像再構成部２５ｃ、及び画像合成部２５ｄによる一連の処理を実行する撮影プロトコルが指定される。指定された撮影プロトコルには、第１のＲＦパルス送信条件及び第２のＲＦパルス送信条件が含まれており、また、これらに依存した撮影時間などの付随する情報が含まれている。

次に、制御部２５において、第１収集部２５ａが、第１のＲＦパルス送信条件を設定する（ステップＳ１０１）。例えば、撮影プロトコルに、第１のＲＦパルス送信条件として、励起フリップ角ｘ°が設定されていたとする。すると、第１収集部２５ａは、励起フリップ角がｘ°となるようにパルスシーケンス実行データを計算し、計算したパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信する。

続いて、第１収集部２５ａは、データを収集する（ステップＳ１０２）。例えば、第１収集部２５ａは、受信部９にて生成されたＭＲエコー信号データを受信し、受信したＭＲエコー信号データを画像再構成部２５ｃに送る。なお、データの収集単位は、１シリーズ分のデータ（例えば、励起フリップ角ｘ°、５０スライス）であってもよいし、１スライス分のデータであってもよく、任意に設定可能である。

制御部２５は、撮影プロトコルに含まれるＲＦパルス送信条件によるデータ収集を終えたか否かを判定する（ステップＳ１０３）。実施例１においては、撮影プロトコルに第２のＲＦパルス送信条件も含まれている。このため、制御部２５は、データ収集を終えていないと判定し（ステップＳ１０３否定）、第２収集部２５ｂが、第２のＲＦパルス送信条件を設定する（ステップＳ１０１）。例えば、撮影プロトコルに、第２のＲＦパルス送信条件として、励起フリップ角ｙ°が設定されていたとする。すると、第２収集部２５ｂは、励起フリップ角がｙ°となるようにパルスシーケンス実行データを計算し、計算したパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信する。

続いて、第２収集部２５ｂは、データを収集する（ステップＳ１０２）。例えば、第２収集部２５ｂは、受信部９にて生成されたＭＲエコー信号データを受信し、受信したＭＲエコー信号データを画像再構成部２５ｃに送る。なお、データの収集単位は、１シリーズ分のデータ（例えば、励起フリップ角ｙ°、５０スライス）であってもよいし、１スライス分のデータであってもよく、任意に設定可能である。

再び、制御部２５は、撮影プロトコルに含まれるＲＦパルス送信条件によるデータ収集を終えたか否かを判定し（ステップＳ１０３）、データ収集を終えたと判定すると（ステップＳ１０３肯定）、続いて、画像再構成部２５ｃが、第１収集部２５ａにより収集されたデータ及び第２収集部２５ｂにより収集されたデータそれぞれを再構成する（ステップＳ１０４）。

なお、画像再構成部２５ｃによる画像の再構成は、第１収集部２５ａ及び第２収集部２５ｂの双方によるデータ収集が完了した後に開始される処理手順に限られるものではない。例えば、画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａによるデータ収集が完了した場合に、第２収集部２５ｂによるデータ収集を待つことなく直ちに第１収集部２５ａにより収集されたデータの再構成を開始してもよい。また、例えば、画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａにより収集されたデータの再構成と、第２収集部２５ｂによるデータ収集とを並行して行ってもよい。ステップＳ１０４が完了した段階において、画像合成部２５ｄによる処理に必要な画像全ての再構成が完了している。

そして、画像合成部２５ｄが、画像再構成部２５ｃによる再構成により得られた第１の画像及び第２の画像に対して合成処理を行う（ステップＳ１０５）。具体的には、画像合成部２５ｄは、第１の画像及び第２の画像について、空間的位置が同一となるピクセル毎に信号強度を比較し、信号強度の最大値を選択することで、合成処理を行う。

ここで、図４を用いて、合成処理の技術的な意味を説明する。図４は、実施例１に係る画像合成部２５ｄによる合成処理の技術的な意味を説明するための図である。横軸に「励起フリップ角」をとり、縦軸に「信号強度」をとると、信号強度は、組織毎に、例えば図４に例示するような曲線として示される。

上述したように、第２のＲＦパルス送信条件による送信強度が、第１のＲＦパルス送信条件による送信強度よりもスライス面全体一律に大きくなるように設定されるということは、励起フリップ角が一律に大きくなるように設定されることと等価である。すなわち、図４において、×印ａ₀、×印ａ₁、×印ａ₂は、励起フリップ角が徐々に大きくなる場合の組織ａの信号強度の変化である。ここで、例えば、×印ａ₁において信号強度は最大値を示しており、この信号強度で収集されたデータによって画像を再構成することが、画像の品質を向上するという観点からは最も望ましいとする。

しかしながら、被検体内部においてＲＦ（Ｂ１）強度が不均一となると、あるピクセルにおいて信号強度が×印ａ₁を示す場合であっても、他のピクセルにおいては×印ａ₀の信号強度や×印ａ₂の信号強度を示す場合がある。この点、実施例１に係るＭＲＩ装置１００によれば、励起フリップ角が一律に大きくなるように２回パルスシーケンスを実行する。すると、例えば、ピクセルＰ１においては、１回目に×印ａ₀の信号強度となり、２回目には×印ａ₁の信号強度となる一方で、ピクセルＰ２においては、１回目に×印ａ₁の信号強度となり、２回目には×印ａ₂の信号強度となるという状況が生じる。

ここで、空間的位置が同一となるピクセル毎に信号強度を比較し、信号強度の最大値を選択すれば、ピクセルＰ１においては、×印ａ₁の信号強度のデータとして２回目に収集されたデータが選択され、ピクセルＰ２においては、×印ａ₁の信号強度のデータとして１回目に収集されたデータが選択されることになる。このようなことから、画像合成部２５ｄによって合成された画像は、信号強度の最大値が選択されたピクセルの集合となり、画像全体の品質が向上することになる。なお、画像のコントラストは、例えば組織ａの信号強度と、組織ｂの信号強度との差分に相当する。したがって、各組織において信号強度の最大値が選択されれば、これに伴い、他組織の信号強度との差分であるコントラストも改善されることになる。

なお、合成処理は、信号強度の最大値を選択する手法に限られず、例えば、信号強度の絶対値を加算する手法や平方和を演算する手法でもよいと述べたが、この場合には、画像の劣化の低減効果が最大値を選択する手法よりもやや低下すると考えられる。すなわち、信号強度の絶対値を加算することは、結局、２回のデータ収集によって得られた２つの信号強度の平均値を得ていることと等価である。このため、画像合成部２５ｄによって合成された画像は、信号強度の平均値を示すピクセルの集合となり、画像全体の品質は向上するものの、最大値を選択する手法に比較すると、画像の劣化の低減効果はやや低下すると考えられる。また、平方和を演算することは、輝度の高いピクセル値をより強調することになり、画像全体の品質を向上させる。

もっとも、最大値を選択する手法では、複数枚の画像を合成することによるＳ／Ｎ比（信号と雑音との比）の向上を期待することができず、１枚分の画像相当のＳ／Ｎ比にとどまる。これに対し、絶対値を加算する手法や平方和を演算する手法では、合成した画像の枚数に応じてＳ／Ｎ比が向上する。

図５Ａ〜５Ｄは、静磁場強度が３Ｔ、高速スピンエコー法で実施した例を示す図である。なお、Ｔ２強調画像の条件を用いている。図５Ａは、送信強度が５０ｄＢ（デシベル）のＲＦパルス送信条件によって収集されたデータを再構成した画像である。ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一により、腹部前壁側や背面側に信号強度の低下領域を認めることができる。また、図５Ｂは、送信強度が５４ｄＢのＲＦパルス送信条件によって収集されたデータを再構成した画像である。ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一により、左右側に信号強度の低下領域を認めることができる。図５Ｃは、画像合成部２５ｄによって合成された画像である。図５Ｃに例示する画像では、図５Ａの画像や図５Ｂの画像において認められた信号強度の低下が改善され、信号強度の低下領域が低減し、コントラストが改善していることが明瞭である。なお、図５Ｄは、説明の便宜上、図５Ｃに例示する画像と図５Ａに例示する画像との差分画像を示すものである。

なお、実施例１においては、２回のデータ収集、すなわち第１収集部２５ａによるデータ収集及び第２収集部２５ｂによるデータ収集を想定して説明したが、実施の形態に係るＭＲＩ装置はこれに限られるものではなく、データ収集は、予め設定された任意の回数行われてもよい。もっとも、撮影時間が延長されることに鑑みると、２回ないし３回が望ましい。

図６Ａ〜６Ｄは、静磁場強度が３Ｔ、スピンエコー法で３回のデータ収集を実施した例を示す図である。なお、Ｔ１強調画像の条件を用いている。図６Ａは、基本となる送信強度のＲＦパルス送信条件によって収集されたデータを再構成した画像である。ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一により、腹部前壁側などに信号強度の低下領域を認めることができる。また、図６Ｂは、送信強度が基本となる送信強度＋２ｄＢのＲＦパルス送信条件によって収集されたデータを再構成した画像である。ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一により、背面側などに信号強度の低下領域を認めることができる。図６Ｃは、送信強度が基本となる送信強度＋４ｄＢのＲＦパルス送信条件によって収集されたデータを再構成した画像である。ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一により、左右側などに信号強度の低下領域を認めることができる。図６Ｄは、画像合成部２５ｄによって合成された画像である。図６Ｄに例示する画像では、図６Ａに例示する画像や図６Ｂに例示する画像、図６Ｃに例示する画像において認められた信号強度の低下が改善され、信号強度の低下領域が低減し、コントラストが改善していることが明瞭である。

上述したように、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、第１のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行するとともに、第１のＲＦパルス送信条件と送信強度が異なる第２のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、それぞれデータを収集する。また、ＭＲＩ装置１００は、第１のＲＦパルス送信条件によって収集されたデータを再構成して第１の画像を生成し、第２のＲＦパルス送信条件によって収集されたデータを再構成して第２の画像を生成する。そして、ＭＲＩ装置１００は、第１の画像および第２の画像について、空間的位置が同一となるピクセル毎に信号強度を比較し、信号強度の最大値を選択することで、合成処理を行う。このようなことから、実施例１によれば、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一に起因する画像の劣化を低減することが可能になる。

なお、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、ハードウェアによってＲＦ（Ｂ１）強度の不均一を改善する技術や、ＲＦパルスの波形を改良することによってＲＦ（Ｂ１）強度の不均一を改善する技術などと併用することもできる。

また、実施例１においては、第１収集部２５ａによるデータの収集が終わった後に第２収集部２５ｂによるデータの収集を行う手法を説明したが、実施例はこれに限られるものではない。第１収集部２５ａによるデータの収集と第２収集部２５ｂによるデータの収集とを交互に行ってもよい。

図７Ａおよび７Ｂは、実施例１の変形例を説明するための図であり、図７Ａは、実施例１において説明した手法を示し、図７Ｂは、変形例を示す。実施例１においては、ＭＲＩ装置１００は、図７Ａに示すように、例えば、第１の画像の再構成に用いられるデータを収集した後に、第２の画像の再構成に用いられるデータを収集した。この場合、第１の画像用に収集されたデータと第２の画像用に収集されたデータとの間には時間的な乖離がある。このため、例えば呼吸動などの動きが被検体にあると、第１の画像と第２の画像との間に位置ずれが生じてしまい、合成後の画像にその影響が及ぶ。

これに対し、変形例において、ＭＲＩ装置１００は、図７Ｂに示すように、例えば、第１の画像の再構成に用いられるデータの一部の収集と、第２の画像の再構成に用いられるデータの一部の収集とを交互に行う。例えば、５０エンコード分ずつ交互に収集を行う。

この場合、第１の画像用のデータと第２の画像用のデータとがほぼ同じ時間帯に収集されることになる。このため、例えば呼吸動などの動きが被検体にあったとしても、その動きは第１の画像及び第２の画像の両方に同じように反映され、結果的に、合成後の画像に与える影響は小さくなる。なお、図７Ａ及び７Ｂに例示したデータの収集単位は一例に過ぎず、上述したように、データの収集単位は任意に設定可能である。

また、実施例１においては、第１の画像用のデータ及び第２の画像用のデータのいずれも全エンコード分収集する手法を説明したが、実施例はこれに限られるものではない。一方の画像用のデータについては一部のデータのみ収集し、収集を行わない部分について、他方の画像用のデータから複製したり、推定したりする手法でもよい。図８Ａ〜８Ｄは、実施例１の変形例を説明するための図である。以下、実施例１の変形例として、変形例１〜４を説明する。

（変形例１）
変形例１において、第１収集部２５ａは、ｋ空間全体のデータを収集し、第２収集部２５ｂは、ｋ空間の一部領域のデータを収集し、画像再構成部２５ｃは、第２収集部２５ｂにより収集されない領域のデータを、第１収集部２５ａにより収集されたデータに基づく複製により補う。

図８Ａにおいて、（Ａ）は、第１収集部２５ａによって収集されたデータを示し、（Ｂ）は、第２収集部２５ｂによって収集されたデータを示す。図８Ａに示すように、第１収集部２５ａは、第１の画像用のデータについて、全エンコード分のデータを収集する。一方、第２収集部２５ｂは、第２の画像用のデータについて、一部のデータのみを収集する。例えば、第２収集部２５ｂは、ｋ空間の中央付近のデータ、すなわち低周波領域のデータのみ（例えば１００エンコード分）収集する。ｋ空間の中央付近のデータには、画像の大まかな信号分布やコントラスト、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一の情報などが含まれる。

そして、画像再構成部２５ｃは、第２の画像用のデータを再構成する際には、第２収集部２５ｂによるデータ収集が行われなかった領域について、第１の画像用のデータを複製する。なお、図８Ａにおいては、説明の便宜上、１〜３、５１０〜５１２のエンコードラインを複製する矢印を図示しているが、データ収集が行われなかった他のエンコードラインについても同様に複製を行う。

上述したように、ｋ空間の中央付近のデータには、画像の大まかな信号分布やコントラスト、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一の情報などが含まれる。このため、第２の画像用として少なくともこの中央付近のデータさえ収集されていれば、画像再構成部２５ｃは、その他の領域については第１の画像用のデータを複製することで、第２の画像を再構成することができる。

このような手法によれば、収集するデータ量を減らし、撮影時間を短縮することが可能になる。なお、第２の画像用のデータについて全エンコード分のデータを収集し、第１の画像用のデータについて一部のデータのみを収集する手法でもよい。

（変形例２）
変形例２において、第１収集部２５ａは、ｋ空間全体のデータを収集し、第２収集部２５ｂは、ｋ空間の一部領域のデータを収集し、画像再構成部２５ｃは、第２収集部２５ｂにより収集されない領域のデータを、第１収集部２５ａにより収集されたデータに基づく推定により補う。

図８Ｂにおいて、（Ａ）は、第１収集部２５ａによって収集されたデータを示し、（Ｂ）は、第２収集部２５ｂによって収集されたデータを示す。図８Ｂに示すように、変形例１と同様、第１収集部２５ａは、第１の画像用のデータについて、全エンコード分のデータを収集する。一方、第２収集部２５ｂは、第２の画像用のデータについて、一部のデータのみを収集する。

ここで、変形例２に係る画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａによって収集されたデータと、第２収集部２５ｂによって収集されたデータとを用いて、第１収集部２５ａによって収集されたデータから、第２収集部２５ｂによって収集されたデータを推定するための変換行列Ｗを求める。

すなわち、第２収集部２５ｂによって収集されたデータＳ_jは既知であり、第１収集部２５ａによって収集されたデータＳ_iも既知であるので、（１）式の関係から、第１収集部２５ａによって収集されたデータＳ_iから第２収集部２５ｂによって収集されたデータＳ_jを推定するための変換行列Ｗ（ｗ_iの行列）を求めることができる。なお、（１）式において、ｗ_iは重み付けを示す。
Σｗ_iＳ_i＝Ｓ_j ・・・（１）

そして、画像再構成部２５ｃは、第２の画像用のデータを再構成する際には、第２収集部２５ｂによるデータ収集が行われなかった領域について、第１収集部２５ａによって収集されたデータと、変換行列Ｗとを用いた（１）式の計算を行うことで、第２収集部２５ｂによるデータ収集が行われなかった領域のデータを推定する。なお、図８Ｂにおいては、説明の便宜上、１〜３、５１０〜５１２のエンコードラインを推定する矢印を図示しているが、データ収集が行われなかった他のエンコードラインについても同様に推定を行う。また、第２の画像用として少なくとも一部のデータさえ収集されていれば、画像再構成部２５ｃは、その他の領域については第１の画像用のデータから推定することで、第２の画像を再構成することができる。さらに、受信コイルが複数装備されている場合、（１）式は、複数コイル間の線形結合としてもよい。つまり、第１収集部２５ａによって受信コイルｍで収集されたデータＳ_i,mから第２収集部２５ｂによって収集された受信コイルnでデータＳ_j,nを推定するための変換行列Ｗ（ｗ_i,m,nの行列）を求めることができる。
Σｗ_i,m,nＳ_i,m＝Ｓ_j,n ・・・（１）´

（変形例３）
変形例３において、第１収集部２５ａは、ｋ空間全体のデータを間引いて収集し、第２収集部２５ｂは、ｋ空間の一部領域のデータを間引いて収集し、画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａにより間引かれたデータを各コイルの感度分布の線形結合を用いて推定することにより補うとともに、第２収集部２５ｂにより収集されない領域のデータ及び間引かれたデータを、第１収集部２５ａにより収集されたデータに基づく推定により補う。なお、推定の替わりに複製により補ってもよい。

図８Ｃにおいて、（Ａ）は、第１収集部２５ａによって収集されたデータを示し、（Ｂ）は、第２収集部２５ｂによって収集されたデータを示す。また、（Ｃ）は、（Ａ）のデータから推定されることで生成された第１の画像用のデータを示し、（Ｄ）は、（Ｃ）のデータから推定されることで生成された第２の画像用のデータを示す。

図８Ｃに示すように、第１収集部２５ａは、第１の画像用のデータについて、データを間引いて収集する。例えば、第１収集部２５ａは、データを１／２に間引いて収集する。一方、第２収集部２５ｂは、第２の画像用のデータについて、一部のデータのみを収集する。例えば、第２収集部２５ｂは、ｋ空間の中央付近のデータ、すなわち低周波領域のデータのみ収集する。

すると、変形例３に係る画像再構成部２５ｃは、各コイルの信号を用いて、ｋ空間上で、収集したデータの線形結合で間引いたデータを推定する。つまり、画像再構成部２５ｃは、各コイルの感度分布の線形結合で生成されたハーモニックデータと位相エンコードデータとが相似する関係を用いることで、（Ａ）のデータに基づいて、間引いたデータを推定し、（Ｃ）のような完全なデータを生成することができるのである。

また、画像再構成部２５ｃは、変形例２と同様、第１収集部２５ａによって収集されたデータと、第２収集部２５ｂによって収集されたデータとを用いて、第１収集部２５ａによって収集されたデータから、第２収集部２５ｂによって収集されたデータを推定するための変換行列Ｗを求める。

そして、画像再構成部２５ｃは、完全なデータとしての第１の画像用のデータ（（Ｃ）のデータ）と、変換行列Ｗとを用いた（１）ないし（１）´式の計算を行うことで、第２収集部２５ｂによるデータ収集が行われなかった領域のデータを推定する。こうして、画像再構成部２５ｃは、（Ｃ）のデータから（Ｄ）のような完全なデータを生成する。

このような手法によれば、収集するデータ量を減らし、撮影時間を短縮することが可能になる。なお、第２の画像用のデータについてデータを間引いて収集し、第１の画像用のデータについて一部のデータのみを収集する手法でもよい。

（変形例４）
変形例４において、第１収集部２５ａは、ｋ空間全体のデータを間引いて収集し、第２収集部２５ｂは、ｋ空間の一部領域のデータを間引いて収集し、画像再構成部２５ｃは、第２収集部２５ｂにより収集されない領域のデータを、第１収集部２５ａにより収集されたデータに基づく推定により補うとともに、第１収集部２５ａ及び第２収集部２５ｂにより間引かれたデータを各コイルの感度分布の線形結合を用いて推定することにより補う。なお、推定の替わりに複製により補ってもよい。

図８Ｄにおいて、（Ａ）は、第１収集部２５ａによって収集されたデータを示し、（Ｂ）は、第２収集部２５ｂによって収集されたデータ、及び、第１収集部２５ａによって収集されたデータから推定されたデータを示す。また、（Ｃ）は、（Ａ）のデータから推定されることで生成された第１の画像用のデータを示し、（Ｄ）は、（Ｂ）のデータから推定されることで生成された第２の画像用のデータを示す。

図８Ｄに示すように、第１収集部２５ａは、第１の画像用のデータについて、データを間引いて収集する。例えば、第１収集部２５ａは、データを１／２に間引いて収集する。一方、第２収集部２５ｂは、第２の画像用のデータについて、一部のデータのみを収集する。例えば、第２収集部２５ｂは、ｋ空間の中央付近のデータ、すなわち低周波領域のデータのみ収集する。

変形例４に係る画像再構成部２５ｃは、まず、変形例２と同様、第１収集部２５ａによって収集されたデータと、第２収集部２５ｂによって収集されたデータとを用いて、第１収集部２５ａによって収集されたデータから、第２収集部２５ｂによって収集されたデータを推定するための変換行列Ｗを求める。

そして、画像再構成部２５ｃは、間引いたデータである第１の画像用のデータ（（Ａ）のデータ）と、変換行列Ｗとを用いた（１）式の計算を行うことで、第２収集部２５ｂによるデータ収集が行われなかった領域のデータを推定する。こうして、画像再構成部２５ｃは、（Ａ）のデータから（Ｂ）のようなデータを生成する。なお、変形例４において、推定元のデータが間引いたデータであるので、（Ａ）のデータから推定された（Ｂ）のデータも、間引いたデータとなる。

そして、変形例４に係る画像再構成部２５ｃは、（Ａ）のデータ及び（Ｂ）のデータそれぞれに基づいて、間引いたデータを推定し、（Ｃ）のような完全なデータ、及び、（Ｄ）のような完全なデータを、それぞれ生成する。この推定は、変形例３と同様、各コイルのデータの線形結合を用いて行われる。

このような手法によれば、収集するデータ量を減らし、撮影時間を短縮することが可能になる。なお、第２の画像用のデータについてデータを間引いて収集し、第１の画像用のデータについて一部のデータのみを収集する手法でもよい。データ量に関して変形例３と変形例４で共通に言えることは、第１の画像用データと第２の画像用データの収集データ量が異なることである。図８Ａ〜８Ｄで示した例では第２の画像用データの収集データ量が第１の画像用データのそれよりも少ない。このことは、撮像時間の短縮割合は比較的自由に設定可能で、輝度ムラ低減の効果や画像のＳ／Ｎ比を考慮して撮像スケジュールを決めることができる。

次に、図９〜１１を用いて、実施例２に係るＭＲＩ装置１００を説明する。実施例２に係るＭＲＩ装置１００は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００と同様の構成であり、実施例１に係る制御部２５と同様、実施例２に係る制御部２５は、特に、第１収集部２５ａと、第２収集部２５ｂと、画像再構成部２５ｃと、画像合成部２５ｄとを備える。

もっとも、実施例２に係る第１収集部２５ａは、収集したデータがｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御する。また、実施例２に係る第２収集部２５ｂは、収集したデータがｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御する。また、実施例２に係る画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａにより収集されたデータをｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うとともに第２収集部２５ｂにより収集されたデータをｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うことで、画像を再構成する。

図９Ａは、実施例２におけるデータ収集を説明するための図である。実施例２に係る第１収集部２５ａは、例えば図９Ａの（Ａ）に例示するように、収集したデータがｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御する。この場合、位相エンコード方向の収集ＦＯＶ（Field Of View）は、画像化ＦＯＶに対して２倍とする。また、実施例２に係る第２収集部２５ｂは、例えば図９Ａの（Ｂ）に例示するように、収集したデータがｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御する。この場合も、位相エンコード方向の収集ＦＯＶは、画像化ＦＯＶに対して２倍とする。

続いて、実施例２に係る画像再構成部２５ｃは、例えば図９Ａの（Ｃ）に例示するように、第１収集部２５ａにより収集されたデータをｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うとともに第２収集部２５ｂにより収集されたデータをｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うことで、画像を再構成する。ここで、画像再構成部２５ｃは、収集における位相エンコード方向の画像化中心の位置を、画像化ＦＯＶの半分に相当する量だけずらすことが望ましい。

なお、実施例２におけるデータ収集は、実施例１で説明した変形例のように、例えば、一方の画像用のデータについては一部のデータのみ収集し、収集を行わない部分について、他方の画像用のデータから推定したりする手法でもよい。図９Ｂは、実施例２におけるデータ収集の変形例を説明するための図である。

実施例２の変形例において、第１収集部２５ａ及び第２収集部２５ｂの一方が、ｋ空間全体のデータを収集し、他方がｋ空間の一部領域のデータを収集する。画像再構成部２５ｃは、ｋ空間の一部領域のデータを収集した第１収集部２５ａ又は第２収集部２５ｂにより収集されない領域のデータを、ｋ空間全体のデータを収集した第１収集部２５ａ又は第２収集部２５ｂにより収集されたデータに基づく推定により補う。なお、推定の替わりに複製により補ってもよい。また、以下では、第１収集部２５ａが奇数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御し、第２収集部２５ｂが偶数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御する例を説明するが、その逆でもよい。

実施例２の変形例に係る第１収集部２５ａは、例えば図９Ｂの（Ａ）に例示するように、収集したデータがｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御する。一方、実施例２の変形例に係る第２収集部２５ｂは、例えば図９Ｂの（Ｂ）に例示するように、ｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータを、ｋ空間の中央付近についてのみ収集する。

続いて、実施例２の変形例に係る画像再構成部２５ｃは、実施例１の変形例２などと同様、第１収集部２５ａによって収集されたデータと、第２収集部２５ｂによって収集されたデータとを用いて、第１収集部２５ａによって収集されたデータから、第２収集部２５ｂによって収集されたデータを推定するための変換行列Ｗを求める。そして、画像再構成部２５ｃは、第２収集部２５ｂによるデータ収集が行われなかった領域について、第１収集部２５ａによって収集されたデータと、変換行列Ｗとを用いた（１）式の計算を行うことで、第２収集部２５ｂによるデータ収集が行われなかった領域のデータ（ただし、ｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータ）を推定する。例えば、画像再構成部２５ｃは、（Ｄ）のようなデータを生成する。

その後、実施例２に係る画像再構成部２５ｃは、例えば図９Ｂの（Ｅ）に例示するように、第１収集部２５ａにより収集されたデータ（（Ｃ）を参照）をｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うとともに、（Ｄ）に示すデータをｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うことで、画像を再構成する。

図１０Ａ〜１０Ｃは、実施例２における画像の再構成を説明するための図である。図１０Ａは、画像化中心の位置をずらさない場合に再構成される画像を示す。後述するように、実施例２に係る画像再構成部２５ｃは、再構成の結果、１画像内に、分裂した２つの画像を再構成する。しかしながら、図１０Ａに例示するように、画像化中心の位置をずらさない場合には、分裂した２つの画像のうち、画像ｎは、画像の端に位置付けられてしまい、望ましくない。このようなことから、実施例２に係る画像再構成部２５ｃは、画像化中心の位置を、画像化ＦＯＶの半分に相当する量だけずらし、再構成の結果、図１０Ｂに例示するような画像を得る。

さて、図１０Ｂに例示する画像を説明する。図１０Ｂに例示するように、実施例２に係る画像再構成部２５ｃは、再構成の結果、１画像内に、分裂した２つの画像を再構成する。画像ｍは、ピクセル毎に、第１のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度と、第２のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度との平均値を用いて再構成したものに相当する。例えば図４を用いて説明すれば、×印ａ₀と×印ａ₁との平均値を用いて再構成した画像に相当する。

一方、画像ｎは、ピクセル毎に、第１のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度と、第２のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度との差分値を用いて再構成したものに相当する。例えば図４を用いて説明すれば、×印ａ₀と×印ａ₁との差分値を用いて再構成した画像に相当する。

こうして、実施例２に係る画像再構成部２５ｃは、再構成の結果、１画像内に、分裂した２つの画像を再構成し、実施例２に係る画像合成部２５ｄは、分裂した２つの画像に対して合成処理を行う。画像合成部２５ｄは、例えば、図１０Ｂに例示する画像ｍと画像ｎとをピクセル毎に絶対値で加算処理し、例えば図１０Ｃに例示するように、画像化ＦＯＶの画像（１画像内には１つの画像）を生成する。

なお、図１０に例示する画像は、静磁場強度が３Ｔ、高速スピンエコー法で、Ｔ２強調画像の条件を用いた例である。第１のＲＦパルス送信条件及び第２のＲＦパルス送信条件は、それぞれ、基本の送信強度及び基本＋２ｄＢの送信強度である。また、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一を強調する目的で、電解質を含む水ファントムを撮影している。図１０Ｂに例示される画像ｎに示される輝度分布は、基本＋２ｄＢの送信強度増加によって信号強度が変化した領域に相当する。一方、画像ｍにおいては、ファントム中央で輝度が低下しているが、画像ｎにおいては、画像化されている（励起フリップ角が大きい領域）。このように、送信分布により信号強度の変化を把握できることを端的に示している。

なお、実施例２においても、２回のデータ収集、すなわち第１収集部２５ａによるデータ収集及び第２収集部２５ｂによるデータ収集を想定して説明したが、実施の形態に係るＭＲＩ装置はこれに限られるものではなく、データ収集は、予め設定された任意の回数行われてもよい。もっとも、撮影時間が延長されることに鑑みると、２回ないし３回が望ましい。

例えば、３回のデータ収集を行う場合、データを収集する各部は、位相エンコード方向の収集ＦＯＶを、画像化ＦＯＶに対して３倍とすればよい。また、データを収集する各部は、収集したデータが、それぞれｋ空間において隣接して配置されるように、位相エンコード量を制御すればよい。また、画像再構成部は、収集における位相エンコード方向の画像化中心の位置を、画像化ＦＯＶの１．５倍に相当する量だけずらすことが望ましい。すると、画像再構成部は、再構成の結果、１画像内に、分裂した３つの画像を再構成する。ある画像は、ピクセル毎に、第１のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度と、第２のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度と、第３のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度との平均値を用いて再構成したものに相当する。また、ある画像は、第１のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度と、第２のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度との差分値を用いて再構成したものに相当する。また、ある画像は、第２のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度と、第３のＲＦパルス送信条件により収集されたデータの信号強度との差分値を用いて再構成したものに相当する。

図１１は、実施例２に係る制御部２５による処理手順を示すフローチャートである。なお、実施例２においては、２回のデータ収集、すなわち第１収集部２５ａによるデータ収集及び第２収集部２５ｂによるデータ収集を想定するので、図１１に例示するステップＳ２０１〜Ｓ２０３の処理は、２回繰り返されることになる。しかし、上述したように、実施の形態に係るＭＲＩ装置はこれに限られるものではなく、図１１に例示するステップＳ２０１〜Ｓ２０３の処理は、予め設定された任意の回数繰り返されてもよい。

まず、実施例１と同様、放射線技師や医師などの操作者によって撮影プロトコルが指定されることにより、ＭＲＩ装置１００による撮影が開始される。次に、実施例１と同様、制御部２５において、第１収集部２５ａが、第１のＲＦパルス送信条件を設定し（ステップＳ２０１）、データを収集する（ステップＳ２０２）。

制御部２５は、撮影プロトコルに含まれるＲＦパルス送信条件によるデータ収集を終えたか否かを判定する（ステップＳ２０３）。実施例２においては、撮影プロトコルに第２のＲＦパルス送信条件も含まれている。このため、制御部２５は、データ収集を終えていないと判定し（ステップＳ２０３否定）、第２収集部２５ｂが、第２のＲＦパルス送信条件を設定し（ステップＳ２０１）、データを収集する（ステップＳ２０２）。

再び、制御部２５は、撮影プロトコルに含まれるＲＦパルス送信条件によるデータ収集を終えたか否かを判定し（ステップＳ２０３）、データ収集を終えたと判定すると（ステップＳ２０３肯定）、続いて、画像再構成部２５ｃが、第１収集部２５ａにより収集されたデータ及び第２収集部２５ｂにより収集されたデータを用いて画像を再構成する（ステップＳ２０４）。ここでは、実施例１と異なり、画像再構成部２５ｃは、第１収集部２５ａにより収集されたデータをｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うとともに第２収集部２５ｂにより収集されたデータをｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うことで、画像を再構成する。

そして、画像合成部２５ｄが、画像再構成部２５ｃによる再構成により得られた画像に対して合成処理を行う（ステップＳ２０５）。ここでは、実施例１と異なり、画像合成部２５ｄは、分裂した２つの画像に対して合成処理を行う。例えば、画像合成部２５ｄは、例えば、分裂した２つの画像をピクセル毎に絶対値で加算処理し、画像化ＦＯＶの画像（１画像内には１つの画像）を生成する。

上述したように、実施例２に係るＭＲＩ装置１００は、収集したデータがｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御し、第１のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行する。また、ＭＲＩ装置１００は、収集したデータがｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御し、第２のＲＦパルス送信条件によるパルスシーケンスを実行する。そして、ＭＲＩ装置１００は、第１のＲＦパルス送信条件により収集されたデータをｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うとともに第２のＲＦパルス送信条件により収集されたデータをｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うことで、画像を再構成する。続いて、ＭＲＩ装置１００は、再構成された画像に現れる分裂した２つの画像に対して合成処理を行う。このようなことから、実施例２によれば、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一に起因する画像の劣化を低減することが可能になる。

また、実施例２によれば、複数枚分の画像の再構成に用いられるデータを収集する手法ではなく、１枚分に相当するデータを収集する手法である。このため、実施例１と同じＳ／Ｎ比の場合も、実施例１よりも効率的にそのＳ／Ｎ比を得ることができる。

次に、実施例３に係るＭＲＩ装置１００を説明する。実施例３に係るＭＲＩ装置１００は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００と同様の構成であり、実施例１に係る制御部２５と同様、実施例３に係る制御部２５は、特に、第１収集部２５ａと、第２収集部２５ｂと、画像再構成部２５ｃと、画像合成部２５ｄとを備える。もっとも、実施例３に係るＭＲＩ装置１００は、送信コイルの送電系統を２系統有する。すなわち、実施例３に係るＭＲＩ装置１００は、２系統の送電系統を用いて、振幅、位相、波形、または組合せのうち、少なくとも１つを変更することによりＲＦパルス送信条件を変更し、２回のデータ収集において、ＲＦ（Ｂ１）強度の分布自体を変更する。

言い換えると、実施例１や実施例２においては、例えば、第２のＲＦパルス送信条件による送信強度が、第１のＲＦパルス送信条件による送信強度よりもスライス面全体一律に大きくなるように設定されることを想定していた。すると、ＳＡＲ（Specific Absorption Rate）分布も一律に（強度倍率の二乗で）変化するので、送信パワーの観点からデメリットがあった。この点、実施例３においては、系統毎に強度倍率が変わることになり、ＳＡＲ分布が一律に変わるとは限らない。このため、実施例３におけるＳＡＲ分布の方が、実施例１や実施例２のＳＡＲ分布ほどに大きくならず、送信パワーの観点からメリットがある。

この点について詳述する。送信コイルの送電系統を複数系統有する構成として、以下の２つの構成を検討する。まず第１の構成は、１つの送信コイルに複数の給電点を設け、各給電点に対するＲＦパルスの供給を独立に制御する構成である。第２の構成は、複数の送信コイル（複数チャネル）を配置し、各送信コイルに対するＲＦパルスの供給を独立に制御する構成である。

第１の構成の場合、ＭＲＩ装置は、例えば円筒状のバードケージタイプの１つの送信コイルを有し、この送信コイルには、例えば円筒上で互いに９０度離れた位置にある２つの給電点が設けられる。そして、ＭＲＩ装置は、各給電点に対して独立にＲＦパルスを供給する。すなわち、ＭＲＩ装置は、各給電点に対して、振幅、位相、波形、または組合せのうち、少なくとも１つが互いに異なるＲＦパルスを供給する。

一方、第２の構成の場合、ＭＲＩ装置は、複数の送信コイルの各送信コイルに対して、振幅、位相、波形、または組合せのうち、少なくとも１つが互いに異なるＲＦパルスを供給する。

いずれの構成の場合も、複数の送電系統が独立に制御されることにより系統毎に異なるＲＦパルスが供給される構成であり、スライス面に現れる影響を部分的かつ柔軟に制御することが可能である。

具体的に例を挙げて説明する。実施例１で説明した手法を用いる場合、第１のＲＦパルス送信条件として励起フリップ角「８０°」を設定し、第２のＲＦパルス送信条件として励起フリップ角「９０°」を設定したとする。この場合、被検体内部の各部分における励起フリップ角は一律に大きくなり、ＳＡＲの分布も一律に大きくなった。

これに対し、上述した第１の構成又は第２の構成によれば、例えば、第１のＲＦパルス送信条件として、第１の系統及び第２の系統のいずれについても励起フリップ角「８０°」を設定する一方で、第２のＲＦパルス送信条件として、第１の系統には励起フリップ角「７０°」を設定し、第２の系統には励起フリップ角「９０°」を設定することで、ＲＦ（Ｂ１）強度の分布自体を変更することができる。

この場合、第２の系統によって励起された部分における励起フリップ角は大きくなるが、第１の系統によって励起された部分における励起フリップ角は逆に小さくなり、ＳＡＲの分布が一律に大きくなることはない。

なお、上述した例は一例に過ぎず、位相や波形など、その他のパラメータや、その他の組合せを設定することもできる。また、送電系統は２系統に限られるものではなく、３系統など任意の系統数でもよい。

このように、実施例３によれば、複数の送電系統毎に異なるＲＦパルスを供給することができ、スライス面に現れる影響を部分的かつ柔軟に制御することができるので、その設定によっては、ＳＡＲの上昇も緩和することができる。

なお、上述した各実施例及びその変形例において、第１のＲＦパルス送信条件及び第２のＲＦパルス送信条件はそれぞれ異なるものであるが、第１収集部２５ａにより実行されるパルスシーケンスと第２収集部２５ｂにより実行されるパルスシーケンスとは、種類が共通であり、かつ、ＲＦパルス送信条件以外のその他の条件は共通である。ここで、パルスシーケンスの種類とは、例えば、ＳＥ（Spin Echo）やＦＥ（Filed Echo）などの種類である。また、その他の条件とは、ＴＥ（echo time）やＴＩ（inversion time）などである。

なお、ＲＦパルス送信条件及び位相エンコードに関する条件がそれぞれ異なり、その他の条件が共通な場合でもよい。ここで、位相エンコードに関する条件には、例えば、位相エンコードのパターンがある。すなわち、例えば実施例１の変形例で説明したように、第１収集部２５ａによる収集ではｋ空間全体のデータを収集し、第２収集部２５ｂによる収集ではｋ空間の一部領域のデータを収集する、といったように、ＲＦパルス送信条件の他に、位相エンコードのパターンが異なる場合がある。この場合、その他の条件は共通である。

また、位相エンコードに関する条件には、例えば、ｋ空間上の配置のスケジュールがある。すなわち、例えば、実施例２で説明したように、第１収集部２５ａによる収集では、ｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御し、第２収集部２５ｂによる収集では、ｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御する、といったように、ＲＦパルス送信条件の他、ｋ空間上の配置のスケジュールが異なる場合がある。この場合、その他の条件は共通である。更に、例えば、実施例２の変形例で説明したように、ＲＦパルス送信条件の他、位相エンコードのパターン及びｋ空間上の配置のスケジュール双方が異なる場合もある。この場合、その他の条件は共通である。

上述したように、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、第１収集部と、第２収集部と、合成部とを備える。第１収集部は、第１の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する。第２収集部は、第１の高周波パルス送信条件と異なる第２の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する。合成部は、第１収集部により収集されたデータおよび第２収集部により収集されたデータ、又は、第１収集部により収集されたデータを再構成したデータおよび第２収集部により収集されたデータを再構成したデータについて、合成処理を行う。

ここで、「第１収集部」とは、例えば、実施例１〜３において説明した「第１収集部２５ａ」のことである。また、「第２収集部」とは、例えば、実施例１〜３において説明した「第２収集部２５ｂ」のことである。また、「高周波パルス送信条件」とは、例えば、実施例１〜３において説明した「ＲＦパルス送信条件」のことである。また、「合成部」とは、例えば、実施例１〜３において説明した「画像再構成部２５ｃ」及び「画像合成部２５ｄ」のことである。

以上述べた少なくとも一つの実施形態のＭＲＩ装置によれば、ＲＦ（Ｂ１）強度の不均一に起因する画像の劣化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。

１００ＭＲＩ装置
２５制御部
２５ａ第１収集部
２５ｂ第２収集部
２５ｃ画像再構成部
２５ｄ画像合成部

Claims

第１の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第１収集部と、
前記第１の高周波パルス送信条件と異なる第２の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第２収集部と、
前記第１収集部により収集されたデータおよび前記第２収集部により収集されたデータ、又は、前記第１収集部により収集されたデータを再構成したデータおよび前記第２収集部により収集されたデータを再構成したデータについて、合成処理を行う合成部と
を備え、
前記第１収集部は、ｋ空間の第１領域のデータを収集し、
前記第２収集部は、ｋ空間の前記第１領域の範囲に包含される第２領域のデータを収集し、
前記合成部は、前記第２収集部により収集されない領域のデータを、前記第１収集部により収集されたデータに基づく複製又は推定により補う、磁気共鳴イメージング装置。
第１の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第１収集部と、
前記第１の高周波パルス送信条件と異なる第２の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第２収集部と、
前記第１収集部により収集されたデータおよび前記第２収集部により収集されたデータ、又は、前記第１収集部により収集されたデータを再構成したデータおよび前記第２収集部により収集されたデータを再構成したデータについて、合成処理を行う合成部と
を備え、
前記第１収集部は、ｋ空間の第１領域のデータを間引いて収集し、
前記第２収集部は、ｋ空間の前記第１領域の範囲に包含される第２領域のデータを間引いて収集し、
前記合成部は、前記第１収集部により間引かれたデータを各コイルの感度分布の線形結合を用いて推定することにより補うとともに、前記第２収集部により収集されない領域のデータおよび間引かれたデータを、前記第１収集部により収集されたデータに基づく推定により補う、磁気共鳴イメージング装置。
第１の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第１収集部と、
前記第１の高周波パルス送信条件と異なる第２の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第２収集部と、
前記第１収集部により収集されたデータおよび前記第２収集部により収集されたデータ、又は、前記第１収集部により収集されたデータを再構成したデータおよび前記第２収集部により収集されたデータを再構成したデータについて、合成処理を行う合成部と
を備え、
前記第１収集部は、ｋ空間の第１領域のデータを間引いて収集し、
前記第２収集部は、ｋ空間の前記第１領域の範囲に包含される第２領域のデータを間引いて収集し、
前記合成部は、前記第２収集部により収集されない領域のデータを、前記第１収集部により収集されたデータに基づく推定により補うとともに、前記第１収集部および前記第２収集部により間引かれたデータを各コイルの感度分布の線形結合を用いて推定することにより補う、磁気共鳴イメージング装置。
第１の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第１収集部と、
前記第１の高周波パルス送信条件と異なる第２の高周波パルス送信条件によるパルスシーケンスを実行し、データを収集する第２収集部と、
前記第１収集部により収集されたデータおよび前記第２収集部により収集されたデータ、又は、前記第１収集部により収集されたデータを再構成したデータおよび前記第２収集部により収集されたデータを再構成したデータについて、合成処理を行う合成部と
を備え、
前記第１収集部は、収集したデータがｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御し、
前記第２収集部は、収集したデータがｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するように位相エンコード量を制御し、
前記合成部は、前記第１収集部により収集されたデータをｋ空間における奇数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うとともに前記第２収集部により収集されたデータをｋ空間における偶数番目のエコー位置に相当するデータとして扱うことで、画像を再構成する、磁気共鳴イメージング装置。
前記第１収集部および前記第２収集部の一方がｋ空間の第１領域のデータを収集し、前記第１収集部および前記第２収集部の他方がｋ空間の前記第１領域の範囲に包含される第２領域のデータを収集し、
前記合成部は、ｋ空間の前記第２領域のデータを収集した前記第１収集部または前記第２収集部により収集されない領域のデータを、ｋ空間の前記第１領域のデータを収集した前記第１収集部または前記第２収集部により収集されたデータに基づく推定により補う、請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。