JP7292930B2 - 画像再構成方法及び再構成装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、画像再構成方法及び再構成装置に関する。

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、心臓シネ撮像が行われている。例えば、被検体が息止めをしている間に心電同期下において心臓シネ撮像を行うことで、複数の心時相で心臓の画像を生成する。生成された複数の心時相の画像は、心時相に応じた時系列で再生することができる。また、心電同期法としては、プロスペクティブゲート法（prospective gating method）やレトロスペクティブゲート法（retrospective gating method）が知られている。

特開２０１４－０６９００７号公報

本発明が解決しようとする課題は、心臓シネ撮像の高速化を実現することができる画像再構成方法及び再構成装置を提供することである。

実施形態に係る画像再構成方法は、非単純間引きサンプリングにおいて、位相エンコード量が互いに異なる複数のセグメントのうち、辺縁部に対応する辺縁セグメントの収集頻度を、中心部に対応する中心セグメントより低頻度で収集し、前記辺縁セグメントのうち、前記中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを複製することで、複数時相のｋ空間データを生成し、前記非単純間引きサンプリングに対応する再構成処理により、生成された前記複数時相のｋ空間データから複数時相の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、ｋ－ｔ空間におけるサンプリング位置の一例を示す図である。 図３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４は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の処理を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の処理を説明するための図である。 図６は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置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ＭＲＩ装置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ＭＲＩ装置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ＭＲＩ装置の処理を説明するための図である。 図１０は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置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ＭＲＩ装置の処理を説明するための図である。 図１２は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の処理を説明するための図である。 図１３は、その他の実施形態に係る再構成装置の構成例を示すブロック図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る画像再構成方法及び再構成装置を説明する。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。また、ＭＲＩ装置１００は、再構成装置の一例である。

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。ここで、第１の実施形態において、受信コイルアレイ１０８の各コイルエレメント（各受信コイル）から出力されるＭＲ信号は、適宜分配・合成されることで、チャネルなどと呼ばれる単位で受信回路１０９に出力される。このため、ＭＲデータは、受信回路１０９以降の後段の処理においてチャネル毎に取り扱われる。コイルエレメントの総数とチャネルの総数との関係は、同一の場合もあれば、コイルエレメントの総数に対してチャネルの総数が少ない場合、あるいは反対に、コイルエレメントの総数に対してチャネルの総数が多い場合もある。以下において、「チャネル毎」のように表記する場合、その処理が、コイルエレメント毎に行われてもよいし、あるいは、コイルエレメントが分配・合成されたチャネル毎に行われてもよいことを示す。なお、分配・合成のタイミングは、上述したタイミングに限られるものではない。ＭＲ信号若しくはＭＲデータは、後述する再構成処理の前までに、チャネル単位に分配・合成されればよい。

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、入力インタフェース１２３、ディスプレイ１２４、及び処理回路１３０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１３０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１３１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）、後述の第２再構成機能１３７によって生成されたＭＲ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１２３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１２３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１２３は、処理回路１３０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１３０へと出力する。

ディスプレイ１２４は、処理回路１３０による制御のもと、各種ＧＵＩ（Graphical User Interface）や、第２再構成機能１３７によって生成されたＭＲ画像データ等を表示する。

処理回路１３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、処理回路１３０は、入力インタフェース１２３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１３０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１２４による表示を制御したりする。処理回路１３０は、プロセッサにより実現される。

処理回路１３０は、収集機能１３１、生成機能１３２、再構成機能１３３、及び出力制御機能１３４を備える。なお、収集機能１３１は、収集部の一例である。また、生成機能１３２は、生成部の一例である。また、再構成機能１３３は、再構成部の一例である。また、出力制御機能１３４は、出力制御部の一例である。

ここで、例えば、処理回路１３０の構成要素である収集機能１３１、生成機能１３２、再構成機能１３３、及び出力制御機能１３４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１３０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１３０は、図１の処理回路１３０内に示された各機能を有することとなる。なお、図１においては、単一の処理回路１３０にて、収集機能１３１、生成機能１３２、再構成機能１３３、及び出力制御機能１３４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１３０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。

ここで、一般的に、ＭＲＩ装置１００は、被検体から放出された電磁波をコイルにより測定する。この測定された電磁波をデジタル化することで得られた信号をｋ空間データと呼ぶ。

ｋ空間データは、例えば、１次元の撮像を繰り返すことで得られる２次元あるいは３次元のデータである。そして、被検体内部の原子分布画像は、ｋ空間データに対して、フーリエ変換（以後、フーリエ変換といえばフーリエ逆変換も含む場合がある）を施すことにより得られる。得られた原子分布画像をＭＲ画像と呼び、ｋ空間データからＭＲ画像を算出する過程を、再構成あるいは画像再構成、画像生成などと呼ぶ。ｋ空間データの中心部は、ＭＲ画像にフーリエ変換を施した際の低周波成分に対応する。ｋ空間データの辺縁部は、ＭＲ画像にフーリエ変換を施した際の高周波成分に対応する。

ＭＲＩ装置１００では、１次元の撮像を繰り返し行うことで再構成に必要なｋ空間データを得るが、この撮像は一般に時間がかかることが知られている。さらに、被検体の状態が時間とともに変化する場合には、再構成されたＭＲ画像の画質が劣化することも知られている。したがって、被検体の状態が変化し且つデータ量の多い時系列データを取得する場合、例えば心臓を撮像する場合では、撮像時間を短縮したいとの要求が強い。そこで、より高速な撮像を行うために、例えば、コイルの配置によって感度が異なることを利用して、ｋ空間データを複数のコイルで同時に間引き撮像し、得られた複数のｋ空間データから、アーティファクトを抑えつつＭＲ画像を再構成する、パラレルイメージング（Parallel Imaging：ＰＩ）の研究開発が行われている。

一般に、ＰＩでは、位相エンコード方向にｋ空間データを間引いて収集することで、撮像時間の短縮を図る。間引いて収集されたｋ空間データからは、折り返し画像が生成されるため、ＰＩでは、感度が異なる複数のチャネルで収集されたｋ空間データに対し、チャネル間の感度の違いを利用して折り返しの無い画像を再構成する。つまり、ＰＩでは、間引き率に応じた高速化が可能となる。なお、間引き率は倍速率と呼ばれる場合もある。例えば間引き率が４であれば、撮像時間はおよそ４分の１に短縮される。

ＰＩをレトロスペクティブゲート法と組み合わせることにより、心電同期撮像の高速化が期待される。つまり、位相エンコード方向に間引かれたｋ空間データ群の収集を複数時相にわたって実行しつつ、心電信号を取得する。そして、取得された心電信号を用いて、一連のｋ空間データの心時相が揃うように事後的に並べ替えを行う。例えば、ＰＩの一つであるＳＥＮＳＥ（Sensitivity Encoding）を用いて、位相エンコード方向に間引かれたｋ空間データを複数時相において収集し、心時相が揃うように事後的に並び替える。そして、並べ替えたｋ空間データ群に対し、チャネル間の感度の違いを利用した再構成を行う。

ところで、更なる高速化（撮像時間の短縮化）を図るためには、位相エンコード方向に加えて、時相方向（時間方向）にもｋ空間データを間引いて取得することが有効である。時相方向にｋ空間データを間引いて収集する手法として、例えば、ｋ－ｔ ＢＬＡＳＴ（k-space time Broad-use Linear Acquisition Speed-up Technique）やｋ－ｔ ＳＥＮＳＥと呼ばれる技術が知られている。ところが、これらの技術は、レトロスペクティブゲート法と組み合わせてもうまくいかない場合がある。なぜならば、これらの手法は、時系列に沿ったｋ空間の間引きパターンが規則的に変化することが前提となっているからである。つまり、レトロスペクティブゲート法を用いて再構成を行なう際に必要な、心時相を用いた並び替えの際に、時系列に沿ったｋ空間の間引きパターンが不規則になり、ｋ－ｔ ＢＬＡＳＴやｋ－ｔ ＳＥＮＳＥといった技術が利用できなくなる。なお、コイルの数が間引いたサンプルの割合に対して少ない場合はｋ－ｔ ＢＬＡＳＴ、そうでない場合をｋ－ｔ ＳＥＮＳＥと呼ぶが、以後の説明では明示的に区別しない限り、ｋ－ｔ ＢＬＡＳＴも含めてｋ－ｔ ＳＥＮＳＥと呼ぶことにする。以後、主にコイルが複数の場合について説明するが、ｋ－ｔ ＢＬＡＳＴの特別な場合として、コイルの数が１つである場合も許容される。コイルが１つの場合でも便宜上、ｋ－ｔ ＳＥＮＳＥと呼ぶことにする。

ｋ－ｔ ＳＥＮＳＥでは、収集されたｋ空間データ群を、フーリエ変換により画像空間と時間スペクトルとから成るｘ－ｆ空間データに変換する。そして、このｘ－ｆ空間データにおいて、ｘ－ｆ空間上の感度マップを用いて折り返し信号が除去されたｘ－ｆ空間データが生成される。そして、生成されたｘ－ｆ空間データを逆フーリエ変換によりｘ－ｔ空間データに変換することにより、時系列に並ぶ複数のＭＲ画像が生成される。

図２を用いて、ｋ－ｔ空間を時相方向に間引いてサンプリングする例を説明する。図２は、ｋ－ｔ空間におけるサンプリング位置の一例を示す図である。図２において、縦軸に示した「ｋ」は、位相エンコード方向に対応し、横軸に示した「ｔ」は、時相方向に対応する。図２では、説明の都合上、位相エンコード方向に８個、時相方向に２０個の位置（枠）に収集データが配置されるｋ－ｔ空間データを例示する。また、黒丸印は、１ラインのデータが収集される位置を示す。言い換えると、黒丸印が配置されない枠は、データが収集されない位置である。また、時相Ｐ’１～時相Ｐ’２０までの間に、１心拍以上の期間が含まれるものとする。なお、ｋ－ｔ ＢＬＡＳＴやｋ－ｔ ＳＥＮＳＥにおいては、本撮像前あるいは本撮像途中において、時相方向に間引かずにｘ－ｆ空間に関する情報を取得するキャリブレーション撮像と、時相方向に間引いてｋ－ｔ空間をサンプリングする本撮像とが存在するが、図２に示すサンプリング位置の例は、本撮像におけるサンプリング位置の一例と考えることができる。簡略化のため、図２においては、本撮像におけるサンプリング位置は図示しない。また、特許第６０７３６２７号に開示されているような、キャリブレーション撮像を必ずしも必要としない技術においては、図２を本撮像におけるサンプリング位置の一例と考えることができる。

図２に示す例では、１単位時相ごとに、位相エンコード方向に１サンプルずつサンプリング位置を１つずつずらす。例えば、時相Ｐ’２のｋ空間データは、時相Ｐ’１のｋ空間データと比較して、位相エンコード方向（図中の上方向）に１サンプルずれた位置でサンプリングされる。また、時相Ｐ’３のｋ空間データは、時相Ｐ’２のｋ空間データと比較して、位相エンコード方向に１サンプルずれた位置でサンプリングされる。また、時相Ｐ’４のｋ空間データは、時相Ｐ’３のｋ空間データと比較して、位相エンコード方向に１サンプルずれた位置でサンプリングされる。つまり、図２の例では、４分の１に間引かれたｋ空間データが、４単位時相ごとに周期的にサンプリングされる。なお、このサンプリング周期の単位となる時相数（図２では４時相）を一纏めにしたグループを「ブロック」と記載する。

このように、ｋ－ｔ空間を時相方向に沿って、位相エンコード方向のサンプリングパターンを変化させる場合では、同一の位相エンコード量を有するｋ空間データが、４時相につき１時相の割合でしか存在しない。このため、心時相のみに注目してｋ空間データを並び替えてしまうと、再構成に必要な各位相エンコード量のデータが収集できない場合がある。例えば、時相Ｐ’１、Ｐ’２０、Ｐ’３、Ｐ’４の順でｋ空間データを並べても、再構成することはできない。なぜならば、時相Ｐ’１、Ｐ’３、Ｐ’４と組み合わせて再構成するのに必要なｋ空間データのサンプリングパターンは時相Ｐ’２と同じものであり、時相Ｐ’２と時相Ｐ’２０とではサンプリングパターンが異なるからである。

そこで、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、以下に説明する処理機能により、心臓シネ撮像の高速化を実現することができる。

なお、以下では、本実施形態がｋ－ｔ ＳＥＮＳＥに適用される場合を説明するが、これに限定されるものではない。例えば、本実施形態は、ｋ－ｔ ＢＬＡＳＴや圧縮センシング（Compressed Sensing：ＣＳ）にも適用可能である。圧縮センシングとは、位相エンコード方向に不規則的に間引いてサンプリングを行い、信号のスパース性を利用することで少数のｋ空間データから画像を再構成する高速撮像法である。なお、ｋ－ｔ ＳＥＮＳＥ、ｋ－ｔ ＢＬＡＳＴ、及び圧縮センシングにおけるサンプリングは、連続する時相間において互いに異なるサンプリングパターンで複数のｋ空間データを収集するものであり、以下の説明においては、単純な間引きサンプリングを行う通常のＰＩと対比して「非単純間引きサンプリング」と呼ぶことにする。

また、本実施形態では、セグメント収集が適用される。セグメント収集とは、ｋ－ｔ空間データを、位相エンコード量が互いに異なる複数のセグメントに分けて収集する収集方法である。

図３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３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３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。

また、図３では、図４から図９を参照しつつ説明する。図４から図９は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の処理を説明するための図である。なお、以下の実施形態にて例示する数値はあくまで一例であり、操作者の任意に変更可能である。

ステップＳ１０１において、収集機能１３１は、撮像条件を設定する。例えば、収集機能１３１は、入力インタフェース１２３を介して操作者から入力される各種情報に基づいて、撮像条件を設定する。具体的には、収集機能１３１は、操作者から入力される１心周期に対応する期間と、１心周期当たりのＭＲ画像の取得枚数と、辺縁セグメントの収集頻度とに基づいて、撮像条件を設定する。そして、収集機能１３１は、設定した撮像条件を用いてシーケンス情報を生成する。

例えば、操作者は、被検体に見合った１心周期の期間を定義する。この１心周期の期間は、例えばＲＲ間隔（トリガー間隔）である。操作者は、ＥＣＧやＰＰＧなどの生体情報を参照して、被検体の１心周期の期間を例えばｍｓｅｃ単位で定義する。また、健常者であってもＲＲ間隔は揺らぐことがあるので、許容するＲＲ間隔の変動量をさらに指定してもよい。例えば、ＲＲ間隔を８００ｍｓｅｃに設定し、ＲＲ間隔の変動量を１０％と定義すれば、ＭＲＩ装置１００は、７２０ｍｓｅｃから８８０ｍｓｅｃまでの範囲を正常な心拍と判定する。一方、極端にＲＲ間隔が短かったり、長かったりする場合は不整脈と考えられる。そこで、ＭＲＩ装置１００は、操作者が定義した１心周期の期間、あるいは１心周期の期間に許容する変動量を考慮した期間の範囲から外れるＲＲ間隔を不整脈と判定する。本実施形態では、基準として用いる１心周期の期間として「８００ｍｓｅｃ」が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、設定を受け付ける単位も任意に変更可能である。

また、操作者は、１心周期当たりの画像データの「取得枚数」を設定する。例えば、操作者は、取得枚数を「２４枚」に設定する。これにより、ＭＲＩ装置１００は、１心周期の中で等間隔に並んだ２４枚のＭＲ画像を撮像する。なお、この取得枚数は、１心周期をいくつの時相に分けて画像化するかを表すものでもあるため、画像化される「時相数（フェーズ数）」に相当する。本実施形態では、１心周期当たりに「２４枚（２４フェーズ）」のＭＲ画像を取得する場合を説明するが、任意の枚数（フェーズ数）に設定可能である。

操作者は、辺縁セグメントの「収集頻度」を設定する。収集頻度とは、操作者により指定された取得枚数に応じた時相数（ｋ空間データの数）のうち、実際に収集される時相数（ｋ空間データの数）が占める割合（短縮割合）に対応する。なお、本実施形態では、収集頻度を設定する場合を説明するが、例えば、収集頻度ではなく、実際に収集される「時相数」や「ｋ空間データの数」を設定することとしても良い。

図４を用いて、辺縁セグメントの収集頻度について説明する。図４には、ｋ－ｔ空間データに配置される複数のｋ空間データを示す。図４において、縦軸に示した「ｋ」は、位相エンコード方向に対応し、横軸に示した「ｔ」は、時相方向に対応する。また、図４において、セグメントＡは、中心セグメントに対応し、セグメントＢは、辺縁セグメントに対応する。なお、ｋ－ｔ空間データは、操作者により設定された１心周期の期間及び取得枚数を１２０％程度充足するように設定される。例えば、取得枚数が「２４枚」に設定される場合には、２８枚（２８時相）分のｋ－ｔ空間データが設定される。図４に示す例では、セグメントＡ及びセグメントＢそれぞれには、１１２ラインのｋ空間データが配置される。

図４に示すように、操作者は、セグメントＢのうち、領域Ｒ１１（４時相）に含まれる８ラインのｋ空間データと、領域Ｒ１２（４時相）に含まれる８ラインのｋ空間データとを収集することを指定する。この場合、ｋ－ｔ空間データの「２８時相」のうち、実際に収集される時相数は「４時相」であるので、セグメントＢの収集頻度は「１／７」となる。なお、セグメントＡについては、２８時相に含まれる１１２ラインのｋ空間データが収集される。

つまり、収集機能１３１は、１心周期に対応する期間と、１心周期当たりのＭＲ画像の取得枚数と、辺縁セグメントの収集頻度とを含む各種情報の入力に基づいて、撮像条件を設定する。そして、収集機能１３１は、設定した撮像条件を用いてシーケンス情報を生成する。

なお、図４の説明はあくまで一例であり、図示の内容に限定されるものではない。例えば、セグメントＢの収集頻度としては、任意の数値が設定可能である。ただし、収集頻度は、ブロック単位で設定されるのが好適である。また、中心セグメントの収集頻度を「１（１００％）」とした場合、辺縁セグメントの収集頻度は「１」より低い値が設定されるのが好適である。

また、図４では、収集頻度が操作者により手動で設定される場合を説明したが、収集機能１３１は、収集頻度を自動的に設定することも可能である。例えば、収集機能１３１は、プリセットされた収集頻度を自動的に設定しても良い。また、例えば、収集機能１３１は、操作者により設定された時相数（取得枚数）に基づいて、辺縁セグメントの収集頻度を決定することも可能である。一例としては、収集機能１３１は、時相数が多いほど、辺縁セグメントの収集頻度を上げる（又は下げる）といった処理を行うことができる。

ステップＳ１０２において、収集機能１３１は、中心セグメントのｋ空間データを収集する。また、ステップＳ１０３において、収集機能１３１は、辺縁セグメントのｋ空間データを、中心セグメントより低頻度で収集する。例えば、収集機能１３１は、生成したシーケンス情報をシーケンス制御回路１１０に送信することによって撮像を実行する。そして、収集機能１３１は、撮像により得られる中心セグメントの複数のｋ空間データを収集する。

図５及び図６を用いて、収集機能１３１によるｋ空間データの収集について説明する。図５には、収集機能１３１により実行される撮像シーケンスを例示する。図５において、横軸に示した「ｔ」は、時相方向に対応する。図６には、収集機能１３１により実際に収集される複数のｋ空間データのサンプリング位置を例示する。図６において、縦軸に示した「ｋ」は、位相エンコード方向に対応し、横軸に示した「ｔ」は、時相方向に対応する。また、図６において、黒丸印は、収集されたｋ空間データの位置を示す。なお、図５及び図６では、辺縁セグメント（セグメントＢ）の収集頻度として「１／７」が設定された場合を説明する。

図５及び図６に示すように、収集機能１３１は、セグメントＡ及びセグメントＢを連続的に収集する。ここで、収集機能１３１は、セグメントＡについては、時相ＰＡ１、時相ＰＡ２、時相ＰＡ３・・・及び時相ＰＡ２８の２８時相分のｋ空間データを収集する。また、収集機能１３１は、セグメントＢについては、セグメントＢの収集頻度に基づいて、時相ＰＢ１、時相ＰＢ２、時相ＰＢ３、及び時相ＰＢ４の４時相分のｋ空間データを収集する。これにより、収集機能１３１は、セグメントＡについては１１２ラインのｋ空間データを収集し、セグメントＢについては１６ラインのｋ空間データを収集する（図６参照）。

このように、収集機能１３１は、非単純間引きサンプリングにおいて、位相エンコード量が互いに異なる複数のセグメントのうち、辺縁部に対応する辺縁セグメントの収集頻度を、中心部に対応する中心セグメントより低頻度で収集する。

なお、図５及び図６の説明はあくまで一例であり、図示の内容に限定されるものではない。例えば、図５では、セグメントＡ及びセグメントＢのうち、セグメントＡを先に収集する場合を例示したが、セグメントＢを先に収集しても良い。

また、図５及び図６では、図示の都合上、各時相に含まれる複数のｋ空間データは、時間方向において同一位置に図示されているため、同一時刻に収集されているように見えるが、実際には互いに異なる時刻に収集されたものである。例えば、時相ＰＡ１に含まれる４つのｋ空間データは、位相エンコード量が小さいものから順に収集される。各ｋ空間データの収集時刻は、各ｋ空間データに対応づけられている。つまり、収集機能１３１は、複数のｋ空間データとともに、各ｋ空間データの収集時刻を収集する。

また、収集機能１３１は、非単純間引きサンプリングとともに、被検体Ｐの心電情報を取得する。例えば、ＥＣＧ回路１１１は、非単純間引き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、ｋ空間データの収集時刻と対応づけ可能である。収集機能１３１は、被検体Ｐの心電情報として、記憶回路１２２に格納されたトリガー信号の検出時刻を取得する。

ステップＳ１０４において、生成機能１３２は、辺縁セグメントのｋ空間データを複製して、ｋ－ｔ空間データを生成する。例えば、生成機能１３２は、セグメントＡのｋ空間データに対して、セグメントＡの心時相に近い心時相を有する辺縁セグメントのｋ空間データを結合させる。そして、生成機能１３２は、辺縁セグメントのうち、中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを複製することで、複数時相のｋ空間データを生成する。

図７及び図８を用いて、生成機能１３２によるｋ－ｔ空間データの生成について説明する。図７及び図８において、縦軸に示した「ｋ」は、位相エンコード方向に対応し、横軸に示した「ｔ」は、時相方向に対応する。また、図７及び図８において、黒丸印は、収集されたｋ空間データの位置を示し、白丸印は、複製されたｋ空間データの位置を示す。

図７に示すように、生成機能１３２は、心時相情報に基づいて、中心セグメントのｋ空間データ及び辺縁セグメントのｋ空間データをブロック単位で結合させる。ここで、「心時相情報」とは、１心周期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間隔の起点から何％の位置で収集されたかを示す。心時相情報は、各ｋ空間データの収集時刻と、当該ｋ空間データの前後のトリガー信号の検出時刻とに基づいて算出可能である。

例えば、生成機能１３２は、セグメントＢの時相ＰＢ１～時相ＰＢ４を含むブロックの心時相情報を算出する。具体的には、生成機能１３２は、時相ＰＢ１～時相ＰＢ４に含まれる１６ラインのｋ空間データのうち８番目に収集されたラインのｋ空間データの心時相情報を、セグメントＢの時相ＰＢ１～時相ＰＢ４を含むブロックの心時相情報として算出する。

また、生成機能１３２は、セグメントＡの各ブロックの心時相情報を算出する。具体的には、生成機能１３２は、時相ＰＡ１～時相ＰＡ４に含まれる１６ラインのｋ空間データのうち８番目に収集されたラインのｋ空間データの心時相情報を、セグメントＡの時相ＰＡ１～時相ＰＡ４を含むブロックの心時相情報として算出する。また、生成機能１３２は、時相ＰＡ５～時相ＰＡ８に含まれる１６ラインのｋ空間データのうち８番目に収集されたラインのｋ空間データの心時相情報を、セグメントＡの時相ＰＡ５～時相ＰＡ８を含むブロックの心時相情報として算出する。同様に、生成機能１３２は、時相ＰＡ２５～時相ＰＡ２８を含むブロックまで、各ブロックの心時相情報を算出する。

そして、生成機能１３２は、セグメントＢの時相ＰＢ１～時相ＰＢ４を含むブロックの心時相情報と、セグメントＡの各ブロックの心時相情報とを比較する。ここで、セグメントＢの時相ＰＢ１～時相ＰＢ４を含むブロックの心時相情報と、セグメントＡの時相ＰＡ１～時相ＰＡ４を含むブロックの心時相情報とが最も近い場合には、生成機能１３２は、領域Ｒ２１及び領域Ｒ２２にセグメントＢのｋ空間データを結合させる（配置する）。

そして、図８に示すように、生成機能１３２は、領域Ｒ２１に含まれるｋ空間データを、領域Ｒ３１にブロック単位で複製する。この領域Ｒ３１は、セグメントＢのうち、セグメントＡに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相を含む領域である。このため、生成機能１３２は、領域Ｒ２１に含まれる８ラインのｋ空間データを領域Ｒ３１にブロック単位（４時相単位）で複製する。また、生成機能１３２は、領域Ｒ２２に含まれる８ラインのｋ空間データについても同様に、領域Ｒ３２にブロック単位で複製する。

このように、生成機能１３２は、セグメントＡのｋ空間データに対して、セグメントＡの心時相に近い心時相を有する辺縁セグメントのｋ空間データを結合させる。そして、生成機能１３２は、辺縁セグメントのうち、中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを複製することで、２８時相分のｋ空間データを生成する。

なお、図７及び図８の説明はあくまで一例であり、図示の内容に限定されるものではない。例えば、辺縁セグメントが１ブロック分しか収集されていない場合には、いずれのブロックにも同一のｋ空間データが配置されることとなる。このため、生成機能１３２は、セグメントＡのｋ空間データとセグメントＢのｋ空間データとを結合させる際に、必ずしも心時相の近いものを結合させなくても良い。

また、生成機能１３２がブロック単位で処理（結合及び複製）を行ったのは、セグメント間のサンプリングパターンを揃えるためである。つまり、生成機能１３２は、セグメント間のサンプリングパターンが一致するように結合及び複製を行う場合には、必ずしもブロック単位で処理を実行しなくても良い。

ステップＳ１０５において、再構成機能１３３は、再構成処理を実行する。例えば、再構成機能１３３は、非単純間引きサンプリング（例えばｋ－ｔ ＳＥＮＳＥ）に対応する再構成処理により、生成された複数時相のｋ空間データから、複数時相の画像データを再構成する。

ステップＳ１０６において、出力制御機能１３４は、複数の画像データを出力する。例えば、出力制御機能１３４は、再構成機能１３３により生成された複数時相の画像データのなかから、予め設定された各時相に近い心時相情報を有する画像データを選択する。そして、出力制御機能１３４は、選択した複数時相の画像データをシネ再生する。

図９を用いて、再構成機能１３３及び出力制御機能１３４の処理について説明する。図９の１段目（最上段）には、生成機能１３２により生成された複数時相のｋ空間データ、つまり、図８のｋ－ｔ空間データを例示する。なお、図９には、図示の都合上、ｋ－ｔ空間データの一部を例示する。また、図９の２段目には、再構成処理により生成される画像データを例示する。また、図９の３段目には、時相ＰＡ１から時相ＰＡ２８に対応するトリガー信号の検出タイミングを例示する。また、図９の４段目（最下段）には、取得枚数に応じて選択（並べ替え）された画像データを例示する。

例えば、再構成機能１３３は、複数時相のｋ空間データを、フーリエ変換により画像空間と時間スペクトルとから成るｘ－ｆ空間データに変換する。また、ｋ－ｔ ＳＥＮＳＥを用いる場合には、再構成機能１３３は、ｘ－ｆ空間上の感度マップを用いて、ｘ－ｆ空間データにおける折り返し信号が除去されたｘ－ｆ空間データを生成する。そして、再構成機能１３３は、生成したｘ－ｆ空間データを逆フーリエ変換によりｘ－ｔ空間データに変換することにより、時系列順に並ぶ複数時相の画像データ（ＭＲ画像データ）を生成する。

すなわち、図９に示すようには、再構成機能１３３は、予め設定されたサンプリングパターンに応じて再構成処理を実行することで、２８時相分のｋ空間データから２８時相分（２８枚分）の画像データを生成する（図９の２段目）。なお、ここで生成される各画像データの時相は、セグメントＡ（中心セグメント）の時相ＰＡ１から時相ＰＡ２８にそれぞれ対応する。

そして、出力制御機能１３４は、相ＰＡ１から時相ＰＡ２８までの２８枚分の画像データのなかから、時相Ｐ１～時相Ｐ２４の心時相情報に最も近い心時相情報を有する画像データを選択する。これにより、出力制御機能１３４は、予め設定された取得枚数「２４枚」に対応する枚数の画像データを選択する。そして、出力制御機能１３４は、選択した２４枚の画像データを用いて、シネ再生する。

なお、図９の説明はあくまで一例であり、図示の内容に限定されるものではない。例えば、出力制御機能１３８による出力形態は、シネ再生に限定されるものではない。例えば、出力制御機能１３４は、時系列に並ぶ複数時相の画像データを並べて表示させることもできる。また、出力制御機能１３４は、複数時相の画像データを記憶回路１２２に格納したり、ネットワークは記憶媒体を介してＭＲＩ装置１００の外部の装置へ送ったりすることもできる。

このように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、操作者により設定された取得枚数の画像データを撮像し、提供する。なお、図３に示した処理手順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く、処理内容に矛盾しない範囲で任意に変更可能である。例えば、ステップＳ１０２の処理は、ステップＳ１０３の処理の後に実行されても良い。

上述してきたように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、非単純間引きサンプリングにおいて、位相エンコード量が互いに異なる複数のセグメントのうち、辺縁部に対応する辺縁セグメントの収集頻度を、中心部に対応する中心セグメントより低頻度で収集する。そして、ＭＲＩ装置１００は、辺縁セグメントのうち、中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを複製することで、複数時相のｋ空間データを生成する。そして、ＭＲＩ装置１００は、非単純間引きサンプリングに対応する再構成処理により、生成された複数時相のｋ空間データから複数時相の画像データを再構成する。これにより、ＭＲＩ装置１００は、心臓シネ撮像の高速化を実現することができる。

すなわち、ＭＲＩ装置１００は、画像データにフーリエ変換を施した際の低周波成分に対応する中心セグメントについては全時相にわたってｋ空間データを収集し、高周波成分に対応する辺縁セグメントについては一部の時相（例えば、１ブロック相当の時相分）についてのみｋ空間データを収集する。そして、ＭＲＩ装置１００は、辺縁セグメントのうち不足している時相のｋ空間データについては、収集されている時相のｋ空間データを複製してｋ－ｔ空間を埋める。これにより、ＭＲＩ装置１００は、心臓シネ撮像の高速化を実現することができる。

例えば、画像データにフーリエ変換を施した際の高周波成分は、画像データにおける微細な構造の描出に寄与すると言われている。ここで、再構成画像のうち「動きの大きい領域」は、主に心臓壁の輪郭であり、微細な構造をほとんど含まず、元々鮮明に描出され易い。このため、動きの大きい領域は、高周波成分に対応するｋ空間データとして他の時相のｋ空間データが利用されたとしても、画質がほとんど低下しない。

また、再構成画像のうち「動きの小さい領域」は、肺、脊椎、胸骨など、様々な構造物を含むため、微細な構造を含み得る。しかしながら、動きの小さい領域は、時相方向における変化が小さい領域であるため、高周波成分に対応するｋ空間データとして他の時相のｋ空間データが利用されたとしても、画質がほとんど低下しない。

したがって、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、辺縁セグメントのうち一部のｋ空間データを収集しないにもかかわらず、再構成画像の画質をほとんど低下させずに、心臓シネ撮像の高速化を実現することができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、２つのセグメントに分けてｋ空間データが収集され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、収集機能１３１は、３つ以上のセグメントに分けてｋ空間データを収集することが可能である。そこで、第２の実施形態では、収集機能１３１が３つ以上のセグメントに分けてｋ空間データを収集する場合を説明する。

第２の実施形態に係る収集機能１３１は、位相エンコード方向において中心セグメントから遠いセグメントほど低頻度で収集する。そして、第２の実施形態に係る生成機能１３２は、辺縁セグメントの中に、同一位相エンコード量のｋ空間データが複数存在する場合には、心時相が近い方のｋ空間データを選択して複製する。

図１０、図１１、及び図１２は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の処理を説明するための図である。図１０、図１１、及び図１２において、縦軸に示した「ｋ」は、位相エンコード方向に対応し、横軸に示した「ｔ」は、時相方向に対応する。また、図１０、図１１、及び図１２において、セグメントＡは、中心セグメントに対応し、セグメントＢ及びセグメントＣは、辺縁セグメントに対応する。

図１０に示す例では、操作者は、セグメントＢのうち、領域Ｒ４１、領域Ｒ４２、領域Ｒ４３、及び領域Ｒ４４に含まれる３２ラインのｋ空間データを収集することを指定する。この場合、ｋ－ｔ空間データの「２８時相」のうち、実際に収集される時相数は「８時相」であるので、セグメントＢの収集頻度は「２／７」となる。

また、操作者は、セグメントＣのうち、領域Ｒ４５及び領域Ｒ４６に含まれる８ラインのｋ空間データを収集することを指定する。この場合、ｋ－ｔ空間データの「２８時相」のうち、実際に収集される時相数は「４時相」であるので、セグメントＣの収集頻度は「１／７」となる。

そして、収集機能１３１は、図１０に示した収集頻度に基づいてシーケンス情報を生成し、シーケンス制御回路１１０に撮像を実行させる。これにより、収集機能１３１は、セグメントＡについては５６ラインのｋ空間データを収集し、セグメントＢについては３２ラインのｋ空間データを収集し、セグメントＣについては８ラインのｋ空間データを収集する。

そして、図１１に示すように、生成機能１３２は、心時相情報に基づいて、中心セグメントのｋ空間データ及び辺縁セグメントのｋ空間データをブロック単位で結合させる。例えば、生成機能１３２は、領域Ｒ４１に含まれるｋ空間データを、領域Ｒ５１に配置する（結合させる）。また、生成機能１３２は、領域Ｒ４２に含まれるｋ空間データを、領域Ｒ５２に配置する。また、生成機能１３２は、領域Ｒ４３に含まれるｋ空間データを、領域Ｒ５３に配置する。また、生成機能１３２は、領域Ｒ４４に含まれるｋ空間データを、領域Ｒ５４に配置する。なお、心時相情報に基づく結合処理については、第１の実施形態にて説明した内容と同様である。

そして、図１２に示すように、生成機能１３２は、領域Ｒ５１に含まれる８ラインのｋ空間データを、領域Ｒ６１にブロック単位で複製する。また、生成機能１３２は、領域Ｒ５２に含まれる８ラインのｋ空間データを、領域Ｒ６２にブロック単位で複製する。また、生成機能１３２は、領域Ｒ５３に含まれる８ラインのｋ空間データを、領域Ｒ６３にブロック単位で複製する。また、生成機能１３２は、領域Ｒ５４に含まれる８ラインのｋ空間データを、領域Ｒ６４にブロック単位で複製する。

なお、図示しないが、セグメントＣについては、上述した処理と同様に結合及び複製することで、ｋ－ｔ空間を埋めることができる。

このように、第２の実施形態に係る収集機能１３１は、位相エンコード方向において中心セグメントから遠いセグメントほど低頻度で収集する。これにより、収集機能１３１は、中心セグメントに近いほど多くのｋ空間データを収集することができる。また、第２の実施形態に係る生成機能１３２は、辺縁セグメントの中に、同一位相エンコード量のｋ空間データが複数存在する場合には、心時相が近い方のｋ空間データを選択して複製する。これにより、生成機能１３２は、心時相の誤差を低減させることができる。

（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。

（被検体による撮像開始指示の入力）
例えば、上記の実施形態は、ＲＭＣ（realtime motion correction）法を併用可能である。これは、操作者により息止めの指示が聞こえにくい被検体や、息止めが困難な被検体において有用である。

例えば、被検体Ｐは、手持ちの入力装置を用いて、息止めを開始するタイミングで撮像開始指示を入力する。この撮像開始指示は、収集機能１３１に送信される。収集機能１３１は、被検体による撮像開始指示の入力を契機として、ｋ空間データの収集を開始する。

（ネットワーク上の再構成装置）
また、例えば、上述した実施形態に係る処理機能は、ネットワーク上の再構成装置として提供可能である。この再構成装置は、例えば、ネットワークを介した情報処理サービス（クラウドサービス）を提供可能である。

図１３は、その他の実施形態に係る再構成装置の構成例を示すブロック図である。図１３に示すように、例えば、情報処理サービスを提供するサービスセンタには、再構成装置２００が設置される。再構成装置２００は、操作端末２０１に接続される。また、再構成装置２００は、ネットワーク２０２を介して複数のクライアント端末２０３Ａ，２０３Ｂ，・・・，２０３Ｎに接続される。なお、再構成装置２００及び操作端末２０１は、ネットワーク２０２を介して接続されてもよい。また、複数のクライアント端末２０３Ａ，２０３Ｂ，・・・，２０３Ｎを区別無く総称する場合、「クライアント端末２０３」と記載する。

操作端末２０１は、再構成装置２００を操作する者（操作者）が利用する情報処理端末である。例えば、操作端末２０１は、マウス、キーボード、タッチパネル等、操作者からの各種の指示や設定要求を受け付けるための入力装置を備える。また、操作端末２０１は、画像を表示したり、操作者が入力装置を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩを表示したりする表示装置を備える。操作者は、操作端末２０１を操作することで、各種の指示や設定要求を再構成装置２００に送信したり、再構成装置２００内部の情報を閲覧したりすることができる。また、ネットワーク２０２は、インターネット、ＷＡＮ（Wide Area Network）、ＬＡＮ（Local Area Network）等、任意の通信網である。

クライアント端末２０３は、情報処理サービスを利用する利用者が操作する情報処理端末である。ここで、利用者は、例えば、医療機関に従事する医師や技師などの医療従事者である。例えば、クライアント端末２０３は、パーソナルコンピュータやワークステーション等の情報処理装置、又は、ＭＲＩ装置に含まれるコンソール装置等の医用画像診断装置の操作端末に対応する。クライアント端末２０３は、再構成装置２００により提供される情報処理サービスを利用可能なクライアント機能を有する。なお、このクライアント機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でクライアント端末２０３に予め記録されている。

再構成装置２００は、通信インタフェース２１０、記憶回路２２０、及び処理回路２３０を備える。通信インタフェース２１０、記憶回路２２０、及び処理回路２３０は、相互に通信可能に接続される。

通信インタフェース２１０は、例えば、ネットワークカードやネットワークアダプタである。通信インタフェース２１０は、ネットワーク２０２に接続することで、再構成装置２００と外部装置との間での情報通信を行う。

記憶回路２２０は、例えば、ＮＡＮＤ（Not AND）型フラッシュメモリやＨＤＤ（Hard Disk Drive）であり、医用画像データやＧＵＩを表示するための各種のプログラムや、当該プログラムによって用いられる情報を記憶する。

処理回路２３０は、再構成装置２００における処理全体を制御する電子機器（プロセッサ）である。処理回路２３０は、収集機能２３１、生成機能２３２、再構成機能２３３、及び出力制御機能２３４を有する。処理回路２３０が実行する各処理機能は、例えば、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２２０内に記録されている。処理回路２３０は、各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能を実現する。
収集機能２３１、生成機能２３２、再構成機能２３３、及び出力制御機能２３４は、図１に示した収集機能１３１、生成機能１３２、再構成機能１３３、及び出力制御機能１３４と基本的に同様の処理を実行可能である。

例えば、利用者は、クライアント端末２０３を操作して、サービスセンタにある再構成装置２００へ複数のｋ空間データを送信する（アップロードする）旨の指示を入力する。複数のｋ空間データを送信する指示が入力されると、クライアント端末２０３は、再構成装置２００へ複数のｋ空間データを送信する。ここで、複数のｋ空間データは、シーケンス制御回路１１０により収集されたセグメント単位に分割された複数のｋ空間データである。

そして、再構成装置２００は、クライアント端末２０３から送信された複数のｋ空間データを受信する。これにより、再構成装置２００において、収集機能２３１は、非単純間引きサンプリングにおいて、位相エンコード量が互いに異なる複数のセグメントのうち、辺縁部に対応する辺縁セグメントの収集頻度を、中心部に対応する中心セグメントより低頻度で収集する。そして、生成機能２３２は、辺縁セグメントのうち、中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを複製することで、複数時相のｋ空間データを生成する。そして、再構成機能２３３は、非単純間引きサンプリングに対応する再構成処理により、生成された複数時相のｋ空間データから複数時相の画像データを再構成する。そして、出力制御機能１３４は、再構成された画像データをクライアント端末２０３に送信する（ダウンロードさせる）。これにより、再構成装置２００は、心臓シネ撮像の高速化を実現することができる。

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、上述した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、上述した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、この超音波イメージング方法は、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、心臓シネ撮像の高速化を実現することができる。

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
１３０ 処理回路
１３１ 収集機能
１３２ 生成機能
１３３ 再構成機能
１３４ 出力制御機能

Claims (9)

1. 非単純間引きサンプリングにおいて、位相エンコード量が互いに異なる複数のセグメントのうち、辺縁部に対応する辺縁セグメントの収集頻度を、中心部に対応する中心セグメントより低頻度で収集し、
   前記辺縁セグメントのうち、前記中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを、前記非単純間引きサンプリングにおけるサンプリングパターンがセグメント間で一致するように複製することで、複数時相のｋ空間データを生成し、
   前記非単純間引きサンプリングに対応する再構成処理により、生成された前記複数時相のｋ空間データから複数時相の画像データを再構成する、
   画像再構成方法。
2. 前記収集する処理は、位相エンコード方向において中心セグメントから遠いセグメントほど低頻度で収集する、
   請求項１に記載の画像再構成方法。
3. 前記収集する処理は、操作者により設定された時相数に基づいて、前記辺縁セグメントの収集頻度を決定する、
   請求項１又は２に記載の画像再構成方法。
4. 前記収集する処理は、被検体による撮像開始指示の入力を契機として、前記ｋ空間データの収集を開始する、
   請求項１～３のいずれか一つに記載の画像再構成方法。
5. 前記生成する処理は、前記辺縁セグメントの中に、同一位相エンコード量のｋ空間データが複数存在する場合には、心時相が近い方のｋ空間データを選択して複製する、
   請求項１～４のいずれか一つに記載の画像再構成方法。
6. 前記複数時相のｋ空間データを生成する処理は、前記辺縁セグメントのうち、前記中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを、前記非単純間引きサンプリングにおけるサンプリング周期の単位となる時相数のｋ空間データを一纏めにしたグループごとに複製することで、前記複数時相のｋ空間データを生成する、
   請求項１～５のいずれか一つに記載の画像再構成方法。
7. 前記非単純間引きサンプリングは、ｋ空間を位相エンコード方向及び時相方向に間引いてサンプリングを行う、
   請求項１～６のいずれか一つに記載の画像再構成方法。
8. 非単純間引きサンプリングにおいて、位相エンコード量が互いに異なる複数のセグメントのうち、辺縁部に対応する辺縁セグメントの収集頻度を、中心部に対応する中心セグメントより低頻度で収集する収集部と、
   前記辺縁セグメントのうち、前記中心セグメントに対応する時相のｋ空間データが存在しない時相については、位相エンコード量が一致する他の時相のｋ空間データを、前記非単純間引きサンプリングにおけるサンプリングパターンがセグメント間で一致するように複製することで、複数時相のｋ空間データを生成する生成部と、
   前記非単純間引きサンプリングに対応する再構成処理により、生成された前記複数時相のｋ空間データから複数時相の画像データを再構成する再構成部と、
   を備える、再構成装置。
9. 磁気共鳴イメージング装置である、
   請求項８に記載の再構成装置。

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