JP7399781B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に関する。

磁気共鳴イメージング法の一つとして、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法がある。ＥＰＩ法では、１回の励起パルスで複数ラインのリードアウト方向の収集を行うことができ、短い時間内でｋ空間全体をサンプリングすることができる。

しかしながら、ＥＰＩ法では、リードアウト方向の高い解像度と、撮像時間の短縮を両立するのが難しい場合があった。

米国特許出願公開第２００５／０２３７０５７号明細書 米国特許出願公開第２００２／０００２３３１号明細書

本明細書及び図面の開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、画質を向上することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、生成部とを有する。シーケンス制御部は、複数のｋ空間領域に分けて複数の第１の収集を行って複数の第１のｋ空間データを収集し、複数の第１の収集それぞれに対応する複数の第２の収集を行って複数の第２のｋ空間データを収集する。生成部は、複数の第２のｋ空間データのうち一つのｋ空間データと、複数の第２のｋ空間データとに基づいて、位相マップを生成し、複数の第１のｋ空間データと位相マップとに基づいて、複数の第３のｋ空間データを生成し、複数の第３のｋ空間データに対して平均処理を行って第４のｋ空間データを生成し、第４のｋ空間データに基づいて磁気共鳴画像を生成する。

図１Ａは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するパルスシーケンスについて説明したシーケンスチャートである。 図１Ｂは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するｋ空間データの収集について説明した図である。 図２Ａは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するｋ空間データの収集について説明した図である。 図２Ｂは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するｋ空間データの収集について説明した図である。 図２Ｃは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するｋ空間データの収集について説明した図である。 図２Ｄは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するｋ空間データの収集について説明した図である。 図３は、実施形態に係る、磁気共鳴イメージング装置が行う処理の流れを示したフローチャートである。 図４は、実施形態に係る、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置の構成を示すブロック図である。

以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法の実施形態について詳細に説明する。

例示的な実施形態を参照図面に示す。本明細書に開示されている実施形態および図は、制限的ではなく例示的であると見なされることが意図されている。技術の範囲および添付の特許請求の範囲のいかなる限定も、図面に示され、本明細書で論じられる例に帰属するべきではない。

実施形態は、主として、特定の実施形態において提供される特定のプロセスおよびシステムに関して説明される。しかし、プロセスおよびシステムは他の実施形態においても効果的に機能するであろう。「一実施形態」および「別の実施形態」などの語句は、同一または異なる実施形態を指すことがある。実施形態は、特定の構成要素を有する方法および構成物に関して説明される。しかし、方法および構成物は、示されたものよりも多いかまたは少ない構成要素を含むことができ、そして本開示の範囲から逸脱することなく、構成要素の配置および種類における変形を行うことができる。

例示的な実施形態は、特定のステップを有する方法に関して説明されている。しかし、方法および構成物は、例示的な実施形態と矛盾しない追加のステップおよび異なる順序でのステップでも効果的に機能する。したがって、本開示は、示された実施形態に限定されることを意図するものではなく、本明細書に記載された原理および特徴と整合する、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される最も広い範囲と一致する。

さらに、ある範囲の値が提供される場合、その範囲の上限と下限との間に介在する各々の値、およびその規定された範囲内の任意の他の規定値または介在値は、本開示内に包含されると理解すべきである。規定された範囲が上限および下限を含む場合、それらの制限のいずれかを除外した範囲も含まれる。明示的な記載がない限り、本明細書で使用される用語は、当業者によって理解されるような明白かつ通常の意味を有することを意図している。いかなる定義も、読者による本開示の理解の助けとなることを意図しているが、特に明記しない限り、そのような用語の意味を変更したり、またはそうでなければ制限したりすることを意図しない。

まずはじめに、図４を用いて、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成について説明する。

図４は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置１００の非限定的な一例を示す。図４に示すＭＲＩ装置１００は、架台１０１（模式的断面に示される）、およびそれとインタフェース接続された各種関連システム構成要素１０３を含む。少なくとも架台１０１は、通常、シールドルーム内に位置している。図４に表示されているＭＲＩシステムのジオメトリは、実質的に同軸の円筒状配置の静磁場Ｂ_０の磁石１１１と、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの傾斜磁場コイルセット１１３と、大型の全身ＲＦコイル（Whole-Body RF Coil：ＷＢＣ）アッセンブリ１１５を含む。このコイル要素の円筒状アレイの水平軸に沿って、患者テーブル１２０に支持された患者１１９の頭部をほぼ包含するイメージングボリューム１１７がある。

１つまたは複数のより小型のアレイＲＦコイル１２１を、イメージングボリューム１１７内の患者の頭部（本明細書では、例えば、「被スキャンオブジェクト」または「オブジェクト」と呼ぶ）に、より密着して接続することが可能である。当業者が理解するように、全身用コイル（ＷＢＣ）と比べて相対的に小さい、例えば表面コイルなどのコイルやアレイは、特定の身体部分（例えば、腕、肩、ひじ、手首、ひざ、脚、胸、脊椎など）に対してカスタマイズされることが多い。そのようなより小さいＲＦコイルを、本明細書では、アレイコイル（Array Coil：ＡＣ）またはフェーズドアレイコイル（Phased Array Coil：ＰＡＣ）と呼ぶ。これらは、ＲＦ信号をイメージングボリュームに送信するように構成された少なくとも１つのコイル、およびイメージングボリューム内の、例えば、患者の頭部のようなオブジェクトからＲＦ信号を受信するように構成された複数の受信コイルを含むことができる。

ＭＲＩ装置１００は、ディスプレイ１２４、キーボード１２６、およびプリンタ１２８と接続された入出力ポートを有するＭＲＩシステムコントローラ１３０を含む。理解されるように、ディスプレイ１２４は、制御入力も提供するように、タッチスクリーンの類であってもよい。マウスまたはその他の入出力（Input/Output：Ｉ／Ｏ）デバイスも設けることができる。

ＭＲＩシステムコントローラ１３０は、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０とインタフェースをとり、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの勾配磁場コイルドライバ１３２と、さらにＲＦ送信部１３４および送受信スイッチ（Ｔ／Ｒ）１３６（同じＲＦコイルが送信と受信の両方に用いられる場合）を制御する。ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、パラレルイメージングを含むＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance）、すなわちＮＭＲイメージングとしても知られる）技術を実装するための適切なプログラムコード構造１３８を含む。

ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、パラレルイメージングの有無にかかわらず、ＭＲイメージング用に構成され得る。さらに、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、メインスキャン磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）画像（診断画像と呼ばれる）を取得するために、１つまたは複数の準備スキャン（プリスキャン）シーケンスおよびスキャンシーケンスを促進することができる。プリスキャンから得たＭＲデータを使用して、例えば、全身ＲＦコイル１１５およびアレイＲＦコイル１２１のうち少なくとも一方の感度マップ（コイル感度マップまたは空間感度マップと呼ばれることもある）を決定し、パラレルイメージングの展開マップを決定することができる。ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、シーケンス制御部の一例である。

ＭＲＩシステム構成要素１０３は、ディスプレイ１２４に送信される処理済み画像データを生成するために、ＭＲＩデータプロセッサ１４２に入力を提供するＲＦ受信部１４１を含む。ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、あらかじめ生成されたＭＲデータや、画像や、例えばコイル感度マップ、パラレル画像展開マップ、歪みマップなどのマップや、システム構成パラメータ(マップ／ＭＲＩ画像メモリ等)１４６や、ＭＲＩ画像再構成プログラムコード構造１４４およびプログラム記憶部１５０にアクセスするようにさらに構成される。

一実施形態では、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は処理回路を含む。処理回路は、例えば、特定用途向け集積回路（Application-Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、設定可能な論理デバイス（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）、およびフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）などのデバイス、および本開示に列挙された機能を実行するように配置されたその他の回路部品を含んでもよい。ＭＲＩデータプロセッサ１４０の処理回路は、後述する生成機能を備える。

ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、プログラムコード構造１４４およびプログラム記憶部１５０に含まれる１つまたは複数の命令の１つまたは複数のシーケンスを実行する。

すなわち、生成機能にて行われる各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で画像再構成プログラム構造１４４やプログラム記憶部１５０へ記憶されている。ＭＲＩデータプロセッサ１４２はプログラムを画像再構成プログラム構造１４４やプログラム記憶部１５０から読み出し、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プロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態のＭＲＩデータプロセッサ１４２は、各プログラムに対応した機能を有することになる。なお、生成機能は、生成部の一例である。

別の例として、命令は、例えば、ハードディスクまたは取り外し可能なメディアドライブなどの別のコンピュータ可読媒体から読み取ることができる。多重処理構成における１つまたは複数のプロセッサを使用して、プログラムコード構造１４４およびプログラム記憶部１５０に含まれる命令のシーケンスを実行することもできる。別の実施形態では、ハードワイヤード回路をソフトウェア命令の代わりに、またはそれと組み合わせて使用することができる。このように、開示された実施形態はハードウェア回路とソフトウェアのいかなる特定の組み合わせにも限定されない。

また、本明細書で使用する用語「コンピュータ可読媒体」とは、実行するために命令をＭＲＩデータプロセッサ１４２に提供することに関係する任意の非一時的な媒体を指す。コンピュータ可読媒体は、不揮発性媒体や揮発性媒体を含むが、これらに限定されない多くの形態を取ることができる。不揮発性媒体の例としては、光ディスク、磁気ディスク、および光磁気ディスク、あるいは取り外し可能なメディアドライブが挙げられる。揮発性媒体としては、ダイナミックメモリが挙げられる。

さらに、図４には、ＭＲＩシステムプログラム記憶部（メモリ）１５０が一般化されて示されており、そこでは、記憶されたプログラムコード構造は、ＭＲＩ装置１００の種々のデータ処理構成要素にアクセス可能な、非一時的なコンピュータ可読記憶媒体に記憶されている。当業者が理解するように、プログラム記憶部１５０は、セグメント化され、少なくともその一部は、システム１０３の処理コンピュータのうちの、通常の動作においてそのような記憶されたプログラムコード構造を最も早急に必要とする異なる処理コンピュータに、直接接続され得る（すなわち、共有的に記憶されて、ＭＲＩシステムコントローラ１３０に直接接続されるのではなく）。

さらに、図４に示したようなＭＲＩ装置１００は、本明細書の以下に述べる例示的実施形態を実現するために利用し得る。システム構成要素は、異なる「ボックス」の論理的集合に分割することができ、通常、多数のデジタルシグナルプロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）、マイクロプロセッサ、および特殊用途向け（例えば、高速Ａ／Ｄ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理用などの）処理回路を含む。それらのプロセッサの各々は、通常、各クロックサイクル（または、所定数のクロックサイクル）が発生するたびに、物理的データ処理回路がある物理的状態から他の物理的状態へ進む、クロックで動作する「ステートマシン」である。

さらに、処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置など）の物理的状態が、動作経過中に、あるクロックサイクルから他のクロックサイクルにかけて漸進的に変化するだけでなく、関連するデータ記憶媒体（例えば、磁気記憶媒体中のビット格納個所）の物理的状態も、そのようなシステムの動作中に、ある状態から他の状態に転換される。

例えば、画像再構成処理や、時には、画像再構成マップ（例えば、コイル感度マップ、展開マップ、ゴースト発生マップ、歪みマップなど）の生成処理の終了時に、物理的記憶媒体内のコンピュータ可読なアクセス可能データ値格納場所の配列は、ある以前の状態（例えば、一様にすべて「０」値、またはすべて「１」値）から新しい状態に転換され、そのような配列の物理的場所における物理的状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的事象および物理的条件（例えば、イメージングボリューム空間にわたる患者の内部的物理構造）を表すであろう。当業者が理解するように、そのような記憶されたデータ値の配列は、命令レジスタに順次読み込まれ、ＭＲＩ装置１００の１つまたは複数のＣＰＵによって実行されたとき、ＭＲＩ装置１００内で特定のシーケンスの動作状態を発生させ遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードがするように、物理的構造を表し、かつ構成する。

ＭＲＩ画像は、ｋ空間内のそれぞれの対応する点に対して空間的に符号化された核磁気共鳴（ＮＭＲ）ＲＦ応答信号（例えば、エコーデータ）取得することによって形成される。ＲＦ応答値は、通常、構成されたＭＲＩパルスシーケンスに従って、二次元または三次元的にｋ空間を「横断する」ことによって生成される。エコーデータの周波数エンコード方向（リードアウト方向）の（例えば、ｘ軸に沿った）取得は、通常、迅速であり、数ミリ秒のオーダーである。しかし、各点をサンプリングするためには、位相エンコード軸（例えば、ｙ軸）に沿って適用された位相符号化勾配の異なる値が使用される。したがって、ＭＲＩ画像の取得時間は、主として、位相符号化ステップ数によって決まる。

続いて、実施形態に係る背景について説明する。

ＭＲＩスキャン中の患者／被写体の動きによって、再構成された画像にアーチファクト（ぼけ、ゴースト発生、信号損失など）がもたらされる可能性があり、誤診を引き起こしたり、上記の動きによる誤差を軽減するためにスキャンを何回も行う必要が生じたりする。防ぐことができる動きもあるが、嚥下、呼吸、拍動流などの患者の不随意運動が発生して、結果得られる画像の質が低下する場合がある。これは、特に、機器の中に居続けることを嫌い、長時間息を止めることができない小児患者や高齢患者などではよくあることである。

ＭＲＩにおいては、データ取得は、画像空間上で直接サンプリングするのではなく、空間周波数空間上で被写体をサンプリングするパルスシーケンスを使用した後、サンプリングされたエコーにフーリエ変換を施して、画像ドメインに変換することで実行される。スキャンにおいて、画像の全体的な構造、動きの種類、ＭＲパルスシーケンス設定、およびｋ空間収集の戦略を含む多数の要因によって、モーションアーチファクトが出現し得る。ｋ空間の中心は、空間的に大きく広がり、滑らかに強度変化する物体と関係する低空間周波数情報を含んでおり、一方、ｋ空間の周辺部は、エッジ、細部、および急激な変化に関連する高空間周波数情報を含んでいる。

大部分の生体サンプルは、ｋ＝０を中心とするｋ空間内の非常に局所的なスペクトル密度を示す。ｋ空間のｋｘ軸およびｋｙ軸は、２次元（Two-dimensional：２Ｄ）画像の水平（ｘ）軸および垂直（ｙ）軸に対応する。ただし、ｋ軸は、ｘおよびｙ方向の、位置ではなく、空間周波数を表す。ｋ空間内の被写体は大域的平面波で説明されるため、ｋ空間内の各点は最終的画像上のすべてのピクセルの空間周波数および位相の情報を含んでいる。逆に、画像上の各ピクセルはｋ空間内の各点に関連付けられる。逆ＦＦＴ（Inverse FFT：ｉＦＦＴ）を用いた単純な再構成では、ｋ空間データがサンプリングされた期間中、被写体は静止していたと仮定される。

したがって、ｋ空間内の単一サンプルの変化が画像全体に影響を及ぼすため、被写体の動きに起因する誤差は、最終的な再構成画像に著しい影響を及ぼす。画像再構成に要するデータを取得するためには、スキャン時間は数分に及ぶ可能性があるため、画像内の動きの検出および補正と共に、イメージング速度の向上も試みられてきた。

前述のように、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）を利用して、５０～１００ｍｓの規模の短いタイムフレーム内に、シングルショットでｋ空間全体をサンプリングすることができる。ＥＰＩにおいて、ｋ速度とも呼ばれる位相エンコード（Phase Encoding：ＰＥ）ｋ空間速度は、Δｋｙ／ＥＴＳを通じて決定される。ただし、Δｋｙは連続する２本のＰＥライン間のｋ空間距離であり、ＥＴＳはエコー間隔（Echo Train Spacing）で、任意の２つの連続エコー間の時間である。Δｋｙを増加させるか、またはＥＴＳを減少させることによって、ｋ速度を増加させることができる。

しかし、Δｋｙを大幅に増加させると、並列画像再構成後においても、顕著な残留折り返しアーチファクトが引き起こされる可能性がある。また、ＥＴＳを減少させると、傾斜磁場アンプと患者の末梢神経刺激に関する安全規格によって制限されているスルーレートの増加が引き起こされる。したがって、ｋ速度を、特定の実用限界を超えて増加させることはできない。このｋ速度限界が、ＥＰＩの２つの主要な欠点である、画像の歪みと空間解像度の低さの原因である。歪み量はｋ速度に反比例するため、ＥＰＩにおけるｋ速度の低下は、著しい画像歪みを引き起こす。一方、スルーレートを一定とした場合、ＥＴＳを増加させることによってリードアウト（ＲＯ）方向の解像度を向上させ得るが、それによって、ｋ速度が低下し、歪みが増す結果となり得る。

逆に、ＥＴＳを一定とした場合、スルーレートを増加させて解像度を向上させ得るが、勾配ハードウェアおよび患者安全上の制限によって、ある程度までしか向上させることができない。

そこで、リードアウト方向の解像度を向上させ、歪を小さくするために、スキャン時間は増加するものの、リードアウトセグメント化ＥＰＩ（Ｒｅａｄｏｕｔ Ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ ＥＰＩ，ＲＳＥＰＩ）を利用することができる。所定のショット数以内、例えば、３～７ショット以内でｋ空間サンプリングを分割させて、所定数のｋ空間セグメント、例えば、３～７セグメントをサンプリングすることができる。各ショットは、リードアウト（ｋｘ）方向の限られたｋ空間の横断量を有し得るが、位相エンコード（ｋｙ）方向に沿って、全解像度を有し得る。ｋｘの範囲は、より多くのリードアウト方向のセグメントを取得することによって増加させ得るため、ＥＴＳやスルーレートを変えなくても、リードアウト方向の画像解像度が向上する。セグメントさらに追加しても、ｋ速度は変わらないため、リードアウト方向の画像解像度とは無関係に、歪みは同一に保たれる。狭いセグメント、例えば、３２～６４ＲＯ点を有するセグメントを用いることによって、３００～４００μｓの短いＥＴＳを達成することができる。これによってｋ速度が向上し、その結果、位相エンコード方向の歪みが減少する。

ここで図面を参照すると、いくつかの図を通して同様の参照番号は同一または対応する部分を示しており、図１Ａは、１つのイメージングセグメントをナビゲータセグメントと共に取得して、各イメージングセグメント間の動きによる位相差を補正することによって、モーションアーチファクトを低減するために適用されるパルスシーケンスの非限定的な一例を示す。すなわち、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、第１の収集であるイメージングセグメントの収集を行って第１のｋ空間データを収集と、第１の収集に対応する第２の収集であるナビゲータセグメントの収集を行って第２のｋ空間データを収集する。
セグメント間の動きは、著しいアーチファクトをもたらす可能性がある。例えば、動きに起因するリードアウトセグメント間の位相ずれは、ぼけやゴースト発生などの画像アーチファクトの原因となり得る。

したがって、各イメージングセグメントに、それぞれ、ナビゲータセグメントを付随させて、各ナビゲータセグメントを比較することによって、イメージングセグメント間の位相差を測定し、補正できるようにすることができる。例えば、各イメージングセグメントはｋ空間内の異なる領域をサンプリングし得るが、ナビゲータセグメントの各々をｋ空間中心で取得することができ、直接比較および（例えば、動きによる位相差の）時間的変化の監視が可能になる。すなわち、頭部やその他の撮像された身体部位の非剛体運動に起因する、ショットに依存する非線形位相差を明らかにするために、ｋ空間中心において、ナビゲータセグメントを繰り返し取得することができる。

本明細書で説明されたように、すべてのイメージングセグメントの各々に対して、対応するナビゲータセグメントを取得して、連携して位相を補正することができ、最終的な画像再構成に利用し得る１組のｋ空間データを形成するために、すべての取得を通じたイメージングセグメントの平均化をすることができる。

図１Ａは、上段に励起および再収束高周波パルス、下段に読み出された勾配波形（Ｇｘ）を図示したＲＳＥＰＩパルスシーケンス図を示す。単純化のために、位相エンコード勾配ブリップおよびスライス方向勾配波形は図示されていない。ＲＦパルスシーケンスは、励起パルスから始まり、２つ以上の再収束パルスがそれに続く。最初の再収束パルスは主画像に対するスピンエコー信号を生成し、２番目の再収束パルスはナビゲータ部分のスピンエコー信号を生成し、両方の信号は、受信ＲＦコイルによって測定される。

図１Ｂは、均一なｋ空間平均化を用いて、様々な取得セット内で取得されたショットの非限定的な一例を示す。ｋ空間グリッドは、所定数のセグメント２０５（１，ａ－ｅ）、例えば、（図示のように）５セグメントに分割される。第１取得セット内の５つのショットは、５つのセグメント２０５（１，ａ－ｅ）を通して、ｋ空間グリッドの全体をサンプリングすることができる。第２取得セット内においては、５つのショットは、第１取得セット内に取得された位置と同位置（すなわち、セグメント２０５（１，ａ－ｅ））における５つのセグメント２０５（２，ａ－ｅ）を通して、ｋ空間グリッドを再度サンプリングするように取得され得る。

すなわち、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、複数のｋ空間領域に分けてイメージングセグメントの収集である複数の第１の収集を行って第１のｋ空間データを収集する。一例として、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、ｋ空間領域を５つのセグメント２０５（１、ａ－ｅ）に分割して、第１の取得セットを実行し、ｋ空間領域を５つのセグメント２０５（２，ａ－ｅ）に分割して、第２の取得セットを実行する。ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、第１の取得セット及び第２の取得セットの実行により、イメージングセグメントの収集である複数の第１の収集を実行する。

また、同様に、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、複数の第１の収集それぞれに対応する、ナビゲートセグメントの収集である複数の第２の収集を行って複数の第２のｋ空間データを収集する。

非限定的な一例において、各取得セット内のセグメント２０５（１，ａ－ｅ）およびセグメント２０５（２，ａ－ｅ）は、例えば、逆フーリエ変換によって、画像ドメインに変換されて、画像を形成するように再構成され、画像ドメイン内で平均化され得る。すなわち、第１取得セットのセグメント２０５（１，ａ－ｅ）を再構成して第１画像を作成することができ、それとは独立に、第２取得セットのセグメント２０５（２，ａ－ｅ）を再構成して第２画像を作成することができる。

その後、第１画像と第２画像を平均化して、平均化画像を作成することができる。特に、任意の取得セットのすべてのセグメント２０５は、その取得セット内のナビゲータセグメントのうちの１つのエラーが所定の品質しきい値を超えた場合、不採用となり得る。例えば、第１取得セット内の中央セグメント２０５（１，ｃ）のナビゲータセグメントが所定の品質しきい値を超えたと判定された場合、５つのセグメント２０５（１，ａ－ｅ）は不採用となって、第１画像の再構成に使用されない可能性がある。したがって、第２画像は第１画像と平均化されず、信号対雑音比（Signal-to-Noise Ratio：ＳＮＲ）が低下する可能性がある。

図２Ａは、本開示の例示的な実施形態に従って、ＲＳＥＰＩを用いてＭＲＩデータを取得するための技術を示す。前述のように、２つのスピンエコーを用いて、イメージングセグメントおよびナビゲータセグメントとも呼ばれる、イメージングおよびナビゲータデータを、ｋ空間グリッドにわたって、取得することができる。

ここで、ナビゲータセグメントは、各イメージングセグメントと共に、ショットに依存する非線形位相差を明らかにするために、ｋ空間グリッドの中央セグメント２０５で繰り返し取得してもよい。第１エコーを、イメージングセグメントを生成するために使用し、第２エコーを、ナビゲータセグメントを生成するために使用することもできる。一実施形態では、ｋ空間グリッドは、所定数のセグメント２０５、例えば、（左側のｋ空間グリッド内に示すように）５セグメントに分割される。

ＲＳＥＰＩによるｋ空間グリッド全体のスキャンでは、所定数のショット、例えば、５つのショットが用いられ、各ショットでは、５つのセグメント２０５のうち１つがサンプリングされる。続くセグメント２０５をサンプリングするために、各ショットは、可変振幅プリフェージングパルスによってｋｘ方向に沿ってオフセットされる。ｋｘ方向に関して中央のセグメント２０５をショットごとにサンプリングするナビゲータセグメントを生成するために、第２エコーが使用される。

各ショットは、ｋ空間グリッドを部分的にｋｘ方向に横断してもよいが、各ショットは、ｋｙ方向には完全に横断する。動きおよび大きな拡散エンコード勾配の存在期間中の渦電流によって引き起こされる、イメージングセグメントの位相誤差によって、ｋ空間がｋｘおよびｋｙ方向にずれる可能性があり、それによって、最終的に組み合わされたｋ空間内の隣接セグメント２０５間にすき間が生じる可能性がある。安全マージンを含めるために、隣接セグメント２０５を部分的に重ね合わせることによって、スキャン時間や分解能と引き換えに、動きに対するロバスト性を高めてもよい。

シングルショットＥＰＩを使っても、ＤＷＩおよびｆＭＲＩには数分間かかる可能性がある。ＲＳＥＰＩは、さらにスキャン時間を増大させる可能性がある。ここで、スキャン時間は、シングルショットＥＰＩのスキャン時間とセグメント２０５の数との線形積である。例えば、５つのセグメント２０５を取得する場合、スキャン時間は、ＳＳＥＰＩと比べて５倍に増加する可能性がある。

さらに、取得セット内の全ショットの平均を取ると、スキャンする取得セットを追加した場合と同様に、スキャン時間が増加する可能性がある。例えば、図１Ｂに示すように、５つのショットを追加して、５つのセグメント２０５を再度取得してもよく、その５つのショットを平均化してもよいが、そうすると、ＳＳＥＰＩを用いた１つの取得セットと比べて、スキャン時間は１０倍に増加することになる。与えられた撮像中の被写体に対して、主要な（そして、臨床的に最も有意な）特徴は、低周波成分中に表されている可能性がある。

したがって、ｋ空間の全領域を均一にサンプリングするのではなく、ｋ空間の高周波領域と比べて、ｋ空間の低周波領域で、より多くのサンプル（すなわち、セグメント）を取得することによって、より良い画質と性能が達成される可能性がある。すなわち、ｋ空間グリッドの周辺セグメント２０５（１，ａ）および２０５（１，ｅ）（高周波）をサンプリングするショットは、中心部のセグメント２０５（１, ｃ）と比較して、取得している情報が少なくなっている可能性がある。

したがって、不均一なｋ空間サンプリング法によれば、スキャン時間の増加を制限しながら画質を向上させるために、追加的な取得セット内の追加的に取得されるショットの所定位置を選択することができる。

図２Ａに示す一実施形態では、（左側のｋ空間グリッド内に示すように）第１取得セット内の５つのショットによって、５つのセグメント２０５（１，ａ－ｅ）を通して、ｋ空間グリッドの全体をサンプリングすることができる。第２取得セット内では、ｋ空間グリッドを部分的にサンプリングするために、５つ未満のショットを取得することができる。例えば、（中央のｋ空間グリッド内に示すように）ｋ空間グリッド内の中央に配置された３つのセグメント２０５（２，ａ－ｃ）をさらにサンプリングするために、３つのショットを取得することができる。第３取得セット内では、ｋ空間グリッドを部分的にサンプリングするために、５つ未満のショットを取得することができる。例えば、（右側のｋ空間グリッド内に示すように）実質的に中央にある単一のセグメント２０５（３，ａ）をサンプリングするために、１つのショットを取得することができる。

図２Ｂは、本開示の例示的な実施形態に従って、ＲＳＥＰＩによる不均一なｋ空間平均化を用いて、様々な取得セット内で取得されたショットの概略図を示す。垂直軸は、ｋ空間グリッド全体のセグメント２０５に対して取得された平均化加算回数（number of averaging acquisitions：ＮＡＱ）を表すことができ、水平軸は、与えられたイメージングセグメント２０５によってサンプリングされたｋ空間グリッド内のｋｘの範囲を表すことができる。

上記の例で説明したように、ｋ空間グリッドの周辺上のセグメント２０５（１，ａ）および２０５（１，ｅ）のＮＡＱは、それぞれ１であることができ、左右の最内側から２番目のセグメント２０５（１，ｂ）、２０５（２，ａ）および２０５（１，ｄ）、２０５（２，ｃ）のＮＡＱは、それぞれ２であることができ、最中央のセグメント２０５（１，ｃ）、２０５（２，ｂ）、２０５（３，ａ）のＮＡＱは３であることができる。したがって、このｋ空間グリッドサンプリングの不均一なサンプリングパターンにおいて、高空間周波数内容を表すｋ空間グリッド周辺部は、より低い空間周波数内容に対応するｋ空間領域と比べて、サンプル数が少ない。すなわち、低空間周波数内容を表すｋ空間グリッド中央部は、周辺部よりも高い頻度でサンプリングされる。

ＮＡＱの総数が一定数に制限される（例えば、ＭＲＩスキャンが時間的に制約される）シナリオにおいて、ｋ空間全体にわたって均一に（すなわち、各取得セット内のｋ空間グリッドにわたって５つのセグメントを均等に）サンプリングすることが、情報量のより少ないｋ空間周辺部をサンプリングするためにより多くの時間とリソースを当てることになるのに対して、不均一なサンプリングパターンは、中央部の低空間周波数内容をより多く対象とするという点で、有利でありうる。総スキャン時間が制限されるシナリオにおいて、中央のセグメント２０５（１，ｃ）、２０５（２，ｂ）、２０５（３，ａ）のショットをより多く取得するために、ｋ空間グリッドの周辺上のセグメント２０５（１，ａ）および２０５（１，ｅ）をサンプリングする可能性のあるショットをスキップするという点で、不均一なサンプリングパターンは有利でありうる。

なお、他の不均一なサンプリングパターンでの適用も可能である。一般に、ｋ空間グリッドは、ｋ空間グリッドをカバーするＮ個のセグメント２０５を含むことができ、Ｎ個のセグメント２０５は、Ｍ回の取得でサンプリングすることができる。ただし、Ｍ≧Ｎである。すなわち、第１の収集の個数Ｍは、収集が行われる複数のｋ空間領域の個数Ｎを下回らない。

ｋ空間グリッドは、複数の部分Ｐに分割することができ、各部分は、１つまたは複数のセグメント２０５を含むことができる。例えば、図２Ａおよび図２Ｂに示すように、ｋ空間グリッドは５つの部分に分割することができ、各部分は、１つセグメント２０５を含む。もう１つの非限定的な例では、ｋ空間グリッドは３つの部分に分割することができ、そのうち最も左側と最も右側の（周辺）セグメント２０５はそれぞれの部分を含み、中央の３つのセグメント２０５はもう１つの単一部分を含む。

この非限定的な例では、中央の３つのセグメント２０５を含む中央部分は、さらに多くの低空間周波数の内容を含むことができ、中央部分でより多くの取得をすることが望ましいかもしれない。すなわち、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、ｋ空間の中央領域で、ｋ空間の中央領域以外の領域と比較して、多い回数の第１の収集を行う。このように、いくつかの部分Ｐに関して、複数回収集を行ってもよい。ただし、Ｐ≦Ｎである。

各ショット間の変動（例えば、動き）のために、ＲＳＥＰＩを用いて取得された各ショットは、画像ドメインでの平均化を用いる他のＥＰＩに基づく方法と比べて、ｋ空間内で平均化する前に、補正（例えば、動きによる位相の補正）を必要とする可能性がある。

図３は、本開示の例示的な実施形態に係る、連携したナビゲータセグメント補正とｋ空間内イメージングセグメントの平均化のためのフローチャートを示す。実施形態では、イメージングセグメントは、ｋ空間内で平均化することができる。

ステップＳ３０１で、イメージングセグメントを、対応するナビゲータセグメントと共に含む、ＭＲＩデータを取得することができる。すなわち、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、複数のｋ空間領域にわけて、イメージングセグメントの収集である複数の第１の収集を行って複数の第１のｋ空間データを収集し、複数の第１の収集それぞれに対応する、ナビゲータセグメントの収集である複数の第２の収集を行って複数の第２のｋ空間データを収集する。

ステップＳ３０３で、イメージングセグメントの第１補正、例えば、ゴースト補正を施すことができる。このステップの後、各イメージングセグメント取得と共に取得されたナビゲータセグメントを使用して、各取得セット内のイメージングセグメントの各々の位相差を補正することができる。

しかし、それぞれの取得セット内で取得されたナビゲータセグメントが独立に補正され、全取得セットを通した基準に対して補正されていない場合、イメージングセグメントの補正を、複数の取得セットを通してすることはできない可能性がある。

全取得セットが取得された後、ステップＳ３０５で、取得されたすべてのナビゲータセグメントから、基準ナビゲータセグメントを選択することができる。すなわち、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、生成機能により、複数の第２のｋ空間データのうち１つのｋ空間データを、基準ナビゲータセグメントの収集に係るｋ空間データとして選択する。次に、ナビゲータセグメントを、基準ナビゲータセグメントに対して補正することができる。

ステップＳ３０９で、基準ナビゲータと、各イメージングセグメントに対応するナビゲータの間の相違に基づいて、イメージングセグメントに対するそれぞれの位相マップが生成される。

例えば、ナビゲータセグメントと基準ナビゲータセグメントを逆フーリエ変換して、ナビゲータセグメント画像と基準ナビゲータセグメント画像を生成することができる。ナビゲータセグメント画像の各々を、基準ナビゲータセグメント画像の共役画像と乗算して、位相マップ、例えば、サンプリングされた２次元（２Ｄ）のｋ空間グリッドに対する２Ｄ位相マップを生成することができる。このように、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、生成機能により、複数の第２のｋ空間データのうち一つのｋ空間データと、複数の第２のｋ空間データとに基づいて、位相マップを生成する。当該位相マップは、当該複数の第２のｋ空間データのうち１つのｋ空間データに対して逆フーリエ変換を行うことにより得られた画像である基準ナビゲータセグメント画像と共役な画像と、第２のｋ空間データに対して逆フーリエ変換を行うことにより得られた画像との積の位相に対応するデータである。

ステップＳ３１１で、例えば、平滑化などの、任意選択的後処理を位相マップに施すことができる。

ステップＳ３１３で、イメージングセグメントを逆フーリエ変換して、イメージングセグメント画像を生成することができる。

ステップＳ３１５で、位相補正が必要かどうかを判定する。例えば、動きが発生しておらず、位相マップは位相補正がゼロであることを表している場合、位相補正は不要である。この場合、方法３００は、ステップＳ３１７をスキップして、ステップＳ３２５に直接進む。一方、位相補正が必要である場合、ステップＳ３１７で、イメージングセグメントを、ステップＳ３０９で生成された位相マップと乗算することができる。すなわち、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、生成機能により、複数の第１のｋ空間データと位相マップとに基づいて、複数の第３のｋ空間データを生成する。一例として、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、生成機能により、第１のｋ空間データと位相マップとの積を取ることにより、第３のｋ空間データを生成する。

位相補正の要否の判定は、イメージングセグメントごとに行っていくことができる。例えば、ユーザが身体部位の大きな動きを示す場合、動きによる誤差を補正する上で、位相補正では不十分である可能性がある。その場合、位相補正後のイメージングセグメントの各々に対して、使用可能性しきい値を定めることができる。イメージングセグメントが使用可能性しきい値を満足しない場合、そのイメージングセグメントは不採用となり得る。すなわち、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、生成機能により、複数の第１のｋ空間データのうち１以上のｋ空間データを再構成の対象から除外して、磁気共鳴画像を生成する。

ステップＳ３２５で、使用可能性しきい値を満足するイメージングセグメントは、ｋ空間ドメインで平均化される。例えば、位相補正を必要としなかったイメージングセグメント、およびステップＳ３１７で位相補正されたイメージングセグメントを、ｋ空間にフーリエ変換して、補正されたイメージングセグメントを生成することができる。

次に、これらの補正されたイメージングセグメントを、ｋ空間ドメインで平均化して、平均化されたイメージングセグメントを生成することができる。平均化されたイメージングセグメントを、ｋ空間内の共通グリッド上にマッピング（例えば、補間）することができる。すなわち、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、生成機能により、複数の第３のｋ空間データに対して平均処理を行って第４のｋ空間データを生成する。

ステップＳ３２９で、平均化されたイメージングセグメントを逆フーリエ変換して、ＭＲＩ画像を生成することができる。ＭＲＩ画像を生成するために、１つまたは複数のＭＲＩ装置１００は、スキャンデータに対して再構成処理を実行することができる。すなわち、ＭＲＩデータプロセッサ１４２は、生成機能により、第４のｋ空間データを逆フーリエ変換して磁気共鳴画像を生成する。

特に、連携したナビゲータセグメント補正によって、前述の方法では、画像ドメイン内での平均化とは対照的に、ｋ空間ドメイン内での平均化を実行することができる。すると、このｋ空間ドメイン内での平均化によって、ｋ空間内のイメージングセグメントの不均一な分布が可能となるため、画質に対してより大きな影響を及ぼすと考えられるｋ空間の領域で、より多くのサンプルが得られる。

一方、画像ドメイン内で平均化するには、一般に、ｋ空間内のイメージングセグメントが均一に分布している必要があるが、それは、画像ドメイン内で平均化される各々のユニークな画像は、通常、ｋ空間ドメイン中に広がっているイメージングセグメントのユニークなセットから生成されるからである。

さらに、すべての取得セットは共通の基準ナビゲータセグメントを通じて補正されるため、上述の連携したナビゲータセグメント補正法によって、ｋ空間内のイメージングセグメントの不均一な分布が可能となる。加えて、ほとんどのＭＲ信号はｋ空間グリッドの中心付近に集中しているため、総スキャン時間を維持または短縮しながら、不均一なサンプリングパターンの信号対雑音比（ＳＮＲ）を、均一なサンプリングパターンのＳＮＲに極めて近くすることができる。

一実施形態では、連携したナビゲータ補正を伴う不均一なサンプリングパターンによって、スキャン時間を維持しながら、スキャンされたデータの選択的な不採用が可能になる。バルクモーションまたは大きな拍動性の動きがある場合、イメージングセグメントおよび対応するナビゲータセグメントは、著しい信号損失を被り、使用不能になる可能性がある。一方法においては、取得セットから得られたナビゲータセグメントを、スキャン中にインラインで再構成および解析して、取得セット内の各ナビゲータセグメントの誤差が所定の品質しきい値を超えるかどうかを判定することができる。

例えば、ナビゲータセグメントの位相またはｋ空間のエントロピーを通じて、所定の品質しきい値を定めることができる。取得されたＭＲＩデータが使用不能と判定されると、ユーザは、再度、取得セット全体を繰り返し取得することができる。それには、所定のフィードバックメカニズムが必要になる可能性がある。それによって、取得スキャンを繰り返し実行する必要があれば、スキャン時間が増大する可能性もある。フィードバックメカニズムのない他の方法においては、ユーザは、ｋ空間グリッドの均一なｋ空間サンプリングによって取得すべき取得セットの所定数を規定することができる。ナビゲータセグメントを、対応するイメージングセグメントと共に取得して、スキャン終了後に比較することができる。この方法では、取得されたＭＲＩデータが使用不能と判定されると、取得セット全体が不採用となる可能性がある。

例えば、（図１Ｂに示すように）５つのセグメント２０５を含むｋ空間グリッドを均一にサンプリングする２つの取得セットを取得することができ、各々のセグメント２０５のＮＡＱが２である、総計１０個のセグメントが得られる。２つの取得セットのうちの１つの中のイメージングセグメントの１つ、例えば、第１取得セット内の中央のセグメント２０５（１，ｃ）が、対応するナビゲータセグメントの比較を通じて、破損した使用不能データを含むと判定されると、５つのセグメント２０５（１，ａ－ｅ）のすべてのデータが不採用となり、平均化と最終的画像再構成から除外され、ＳＮＲが減少する結果となる可能性がある。

本開示の連携したナビゲータセグメント補正を伴う不均一なｋ空間サンプリングパターンを用いて、図２Ａおよび図２Ｂのサンプリングパターン例を考えることができる。そこでは、ｋ空間グリッドの周辺上のセグメント２０５（１，ａ）および２０５（１，ｅ）のＮＡＱは、それぞれ１であることができ、左右の最内側から２番目のセグメント２０５（１，ｂ）、２０５（２，ａ）および２０５（１，ｄ）、２０５（２，ｃ）のＮＡＱは、それぞれ２であることができ、最中央のセグメント２０５（１，ｃ）、２０５（２，ｂ）、２０５（３，ａ）のＮＡＱは３であることができる。前述のように、各イメージングセグメントに対応するナビゲータセグメントを、選択された基準ナビゲータセグメントに対して補正することができるため、全イメージングセグメントを通した平均化が可能となる。

イメージングセグメントの１つに対するナビゲータセグメントが所定の誤差しきい値を超えたと判定されると、各取得セット内の全データを不採用とすることなく、その特定のセグメント２０５からのデータを不採用とすることができる、例えば、図２Ｂにおいて、第２取得セット内の中央のセグメント２０５（２，ｂ）が破損し、不採用となる可能性がある。それでも、有利なことに、第２取得セット内の他の２つのセグメント２０５（２，ａ）および２０５（２，ｃ）は、他のすべてのセグメント２０５と共に、平均化と最終的画像再構成に使用可能である。

特に、この特定例で述べたように、連携していないナビゲータセグメント補正を伴う均一なｋ空間サンプリング（図１Ｂ）では、１０個の取得されたセグメント２０５のうち５つのセグメント２０５（１，ａ－ｅ）が不採用となり、一方、開示される、連携したナビゲータセグメント補正を伴う不均一なｋ空間サンプリング法では、有利なことに、９個の取得されたセグメント２０５のうちただ１つのセグメント２０５（２，ｂ）だけが不採用となり、総スキャン時間は同等またはより短くなる。これによって、不均一なｋ空間サンプリングパターンのインテリジェントな設計をすることにより、ｋ空間の平均化によるさらなる高画質と、フィードバックメカニズムを要しないデータ棄却を同時にもたらすことができる。

前述のように、実際面では、特に傾斜面上でサンプリングされるデータ点に関して、ｋ空間における不連続性を回避するために、セグメント２０５をわずかに重ね合わせることができる。ただし、セグメント２０５を重ね合わせても、勾配の較正の誤差によって、ｋ空間の不連続性が発生する可能性があるが、重なり率をさらに上げることによって軽減することができる。重なり率を上げると、ｋ空間グリッドをカバーするために必要なセグメント２０５の数が増加することによって、スキャン時間が増加する。

図２Ｃは、本開示の例示的な実施形態に従って、ｋ空間取得セットがオフセットされたＲＳＥＰＩを用いたＭＲＩデータの取得を示し、図２Ｄは、本開示の例示的な実施形態に従って、ｋ空間取得セットがオフセットされたＲＳＥＰＩによる不均一なｋ空間平均化を用いて、様々な取得セット内で取得されたショットを示す。

一実施形態では、開示された方法によって、隣接するセグメント２０５の部分的重なりが減少または除去されるため、スキャン時間が短縮され得る。一方、連続する取得セットにおいて取得されたセグメント２０５は、ｋｘ方向にずれて、以前に隣接してサンプリングされたいずれか２つのイメージングセグメントに、セグメント２０５が重なる可能性がある。すべてのナビゲータセグメントを連携して補正することができるため、セグメント２０５をｋ空間内で直接平均化して、ｋ空間の不連続性を軽減することができる。

図２Ｄにおいて、第２取得セット内のセグメント２０５（２，ａ－ｄ）の各々が、第１取得セット内の隣接してサンプリングされた２つのセグメント２０５と実質的に重なり合っていることに留意されたい。すなわち、ＭＲＩシーケンスコントローラ１４０は、生成機能により、複数の第１の収集における一の収集を、複数の第１の収集における他の収集が行われるｋ空間の領域の境界を含んで行う。例えば図２Ａ、図２Ｂ、図２Ｃ、および図２Ｄで説明したような、前述の例は、２Ｄのｋ空間グリッドをサンプリングするものとして示されていることを当業者は理解するであろう。

ＲＳＥＰＩは、適用された勾配の精密で高精度な制御を利用することができる。精密なｋｘサンプリングの達成に必要な勾配制御に関する潜在的な二次的コストがありうる。すなわち、過電流がｋｘ軌道を歪める可能性があり、したがって、ｋｘサンプルが目標位置でサンプリングされない恐れがある。これによって、例えば、リンギングアーチファクトがもたらされる恐れがある。そこで、有利なように、同じｋｘ点を、複数の異なった重なるセグメント２０５でサンプリングすれば、いずれか１つのセグメント２０５によってもたらされたｋｘ軌道の誤差をならすことができる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、画質を向上することができる。

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、実施形態同士の組み合わせ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。

５３０ ＭＲＩシステムコントローラ
５４０ ＭＲＩシーケンスコントローラ
５４２ ＭＲＩデータプロセッサ

Claims (8)

1. 複数のｋ空間領域に分けて複数の第１の収集を行って複数の第１のｋ空間データを収集し、前記複数の第１の収集それぞれに対応する複数の第２の収集を行って複数の第２のｋ空間データを収集するシーケンス制御部と、
   前記複数の第２のｋ空間データのうち一つのｋ空間データと、前記複数の第２のｋ空間データとに基づいて、位相マップを生成し、
   前記複数の第１のｋ空間データと前記位相マップとに基づいて、複数の第３のｋ空間データを生成し、
   前記複数の第３のｋ空間データに対して平均処理を行って第４のｋ空間データを生成し、
   前記第４のｋ空間データに基づいて磁気共鳴画像を生成する生成部と
   を備え、
   前記位相マップは、前記一つのｋ空間データより得られたデータと共役な画像と、前記第２のｋ空間データより得られた画像との積の位相に対応するデータである、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記第１の収集の個数は、前記複数のｋ空間領域の個数を下回らない、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記シーケンス制御部は、ｋ空間の中央領域で、前記中央領域以外の領域と比較して、多い回数の前記第１の収集を行う、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記生成部は、前記複数の第１のｋ空間データのうち１以上のｋ空間データを再構成の対象から除外して、前記磁気共鳴画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記生成部は、前記第４のｋ空間データを逆フーリエ変換して前記磁気共鳴画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記生成部は、前記第１のｋ空間データと前記位相マップとの積を取ることにより、前記第３のｋ空間データを生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記生成部は、前記複数の第１の収集における一の収集を、前記複数の第１の収集における他の収集が行われるｋ空間の領域の境界を含んで行う、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 磁気共鳴イメージング装置による磁気共鳴イメージング方法であって、
   シーケンス制御部により、複数のｋ空間領域に分けて複数の第１の収集を行って複数の第１のｋ空間データを収集し、前記複数の第１の収集それぞれに対応する複数の第２の収集を行って複数の第２のｋ空間データを収集し、
   生成部により、前記複数の第２のｋ空間データのうち一つのｋ空間データと、前記複数の第２のｋ空間データとに基づいて、位相マップを生成し、前記複数の第１のｋ空間データと前記位相マップとに基づいて、複数の第３のｋ空間データを生成し、前記複数の第３のｋ空間データに対して平均処理を行って第４のｋ空間データを生成し、前記第４のｋ空間データに基づいて磁気共鳴画像を生成し、
   前記位相マップは、前記一つのｋ空間データより得られたデータと共役な画像と、前記第２のｋ空間データより得られた画像との積の位相に対応するデータである、磁気共鳴イメージング方法。
   

Images