WO2014129516A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2014129516A1
WO2014129516A1 PCT/JP2014/053954 JP2014053954W WO2014129516A1 WO 2014129516 A1 WO2014129516 A1 WO 2014129516A1 JP 2014053954 W JP2014053954 W JP 2014053954W WO 2014129516 A1 WO2014129516 A1 WO 2014129516A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
odd
generation unit
phase
image generation
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/053954
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
久原　重英
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社東芝
Priority to CN201480004062.8A priority Critical patent/CN104918545B/zh
Publication of WO2014129516A1 publication Critical patent/WO2014129516A1/ja
Priority to US14/826,554 priority patent/US10302725B2/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5616—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using gradient refocusing, e.g. EPI
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
  • the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with an RF (Radio Frequency) pulse at the Larmor frequency, and the magnetic resonance signal generated by this excitation is used.
  • RF Radio Frequency
  • EPI Echo Planar Imaging
  • EPI is one of imaging methods using magnetic resonance imaging.
  • EPI is a high-speed imaging method that continuously generates a plurality of echo signals by applying a readout gradient magnetic field at high speed and continuously while inverting the polarity after applying an excitation pulse.
  • N / 2 artifacts occur due to non-uniformity of a static magnetic field, and conventionally, a method for reducing N / 2 artifacts has been proposed.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of improving the image quality under high-speed imaging.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a sequence control unit and an image generation unit.
  • the sequence controller controls the execution of a pulse sequence that continuously generates a plurality of echo signals by applying a readout gradient magnetic field continuously while inverting the polarity after applying an excitation pulse. Echo signals are collected by parallel imaging.
  • the image generation unit extracts at least one of the even-numbered echo signal group and the odd-numbered echo signal group from the continuously collected echo signals, and extracts the extracted echoes for the plurality of channels. Using the signal group and the sensitivity distribution for a plurality of channels, at least one of an even image and an odd image is generated.
  • FIG. 1 is a functional block diagram showing the configuration of the MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence by EPI in the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining N / 2 artifacts reduced in the first embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining N / 2 artifacts reduced in the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining processing by the image generation unit according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a view for explaining “phase correction” in the second embodiment.
  • FIG. 7 is a view for explaining “phase correction” in the second embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining processing by the image generation unit according to the second embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining derivation of the phase correction amount in the second embodiment.
  • FIG. 1 is a functional block diagram showing the configuration of the MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence by EPI in the first embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining phase correction in the second embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining processing by an image generation unit according to a modification of the second embodiment.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining processing by an image generation unit according to a modification of the second embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining processing by the sequence control unit according to the third embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram for explaining processing by the image generation unit according to the third embodiment.
  • FIG. 15 is a diagram for explaining processing by the image generation unit according to the third embodiment.
  • FIG. 16 is a diagram for explaining processing by the sequence control unit according to the fourth embodiment.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining processing by the image generation unit according to the fourth embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining processing by an image generation unit according to a modification of the second embodiment.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining processing by an image generation unit according to a modification of the second embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining processing by the sequence
  • FIG. 18 is a diagram for explaining the adjustment of the application range of the phase difference map in the fourth embodiment.
  • FIG. 19 is a diagram for explaining the adjustment of the application range of the phase difference map in the fourth embodiment.
  • FIG. 20 is a diagram for explaining processing by the image generation unit according to the fourth embodiment.
  • FIG. 21 is a diagram for explaining processing by a sequence control unit according to a modification of the fourth embodiment.
  • FIG. 22A is a diagram for explaining various images in the embodiment.
  • FIG. 22B is a diagram for explaining various images in the embodiment.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • FIG. 1 is a functional block diagram showing the configuration of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
  • the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 101, a static magnetic field power supply 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 104, a bed 105, a bed control unit 106, and a transmission coil 107.
  • the MRI apparatus 100 does not include a subject P (for example, a human body).
  • the structure shown in FIG. 1 is only an example.
  • the sequence control unit 120 and each unit in the computer 130 may be configured to be appropriately integrated or separated.
  • the static magnetic field magnet 101 is a magnet formed in a hollow cylindrical shape and generates a static magnetic field in an internal space.
  • the static magnetic field magnet 101 is, for example, a superconducting magnet or the like, and is excited by receiving a current supplied from the static magnetic field power source 102.
  • the static magnetic field power supply 102 supplies a current to the static magnetic field magnet 101.
  • the static magnetic field magnet 101 may be a permanent magnet.
  • the MRI apparatus 100 may not include the static magnetic field power source 102.
  • the static magnetic field power source 102 may be provided separately from the MRI apparatus 100.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil formed in a hollow cylindrical shape, and is disposed inside the static magnetic field magnet 101.
  • the gradient coil 103 is formed by combining three coils corresponding to the X, Y, and Z axes orthogonal to each other, and these three coils individually supply current from the gradient magnetic field power supply 104.
  • a gradient magnetic field is generated in which the magnetic field strength varies along the X, Y, and Z axes.
  • the gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes generated by the gradient coil 103 are, for example, a slice gradient magnetic field Gs, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and a readout gradient magnetic field Gr.
  • the gradient magnetic field power supply 104 supplies a current to the gradient magnetic field coil 103.
  • the couch 105 includes a top plate 105a on which the subject P is placed. Under the control of the couch control unit 106, the couch 105a is placed in a state where the subject P is placed on the cavity ( Insert it into the imaging port. Usually, the bed 105 is installed so that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 101.
  • the couch controller 106 drives the couch 105 under the control of the computer 130 to move the couchtop 105a in the longitudinal direction and the vertical direction.
  • the transmission coil 107 is disposed inside the gradient magnetic field coil 103 and receives a supply of RF pulses from the transmission unit 108 to generate a high-frequency magnetic field.
  • the transmission unit 108 supplies an RF pulse corresponding to a Larmor frequency determined by the type of target atom and the magnetic field strength to the transmission coil 107.
  • the receiving coil array 109 is arranged inside the gradient magnetic field coil 103 and receives a magnetic resonance signal (hereinafter referred to as “MR signal” as appropriate) emitted from the subject P due to the influence of the high frequency magnetic field.
  • MR signal a magnetic resonance signal
  • receiving coil array 109 outputs the received MR signal to receiving section 110.
  • the receiving coil array 109 has one or more, typically a plurality of coil elements.
  • the transmission coil 107 and the reception coil array 109 described above are merely examples. What is necessary is just to comprise by combining one or more among the coil provided only with the transmission function, the coil provided only with the reception function, or the coil provided with the transmission / reception function.
  • the receiving unit 110 detects the MR signal output from the receiving coil array 109, and generates MR data based on the detected MR signal. Specifically, the receiving unit 110 generates MR data by digitally converting MR signals output from the receiving coil array 109. In addition, the reception unit 110 transmits the generated MR data to the sequence control unit 120.
  • the receiving unit 110 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 101, the gradient magnetic field coil 103, and the like.
  • MR signals output from the coil elements of the reception coil array 109 are output to the reception unit 110 in units called channels or the like by being appropriately distributed and combined. For this reason, MR data is handled for each channel in subsequent processing after the receiving unit 110.
  • the relationship between the total number of coil elements and the total number of channels may be the same, when the total number of channels is small with respect to the total number of coil elements, or conversely, the total number of channels is large with respect to the total number of coil elements In some cases.
  • the processing may be performed for each coil element, or may be performed for each channel in which the coil elements are distributed and combined. Indicates good. Note that the timing of distribution / combination is not limited to the timing described above.
  • MR signals or MR data may be distributed and combined in units of channels before processing by the control unit 133 described later.
  • the sequence control unit 120 performs imaging of the subject P by driving the gradient magnetic field power source 104, the transmission unit 108, and the reception unit 110 based on the sequence information transmitted from the computer 130.
  • the sequence information is information defining a procedure for performing imaging.
  • the sequence information includes the strength of the current supplied from the gradient magnetic field power source 104 to the gradient magnetic field coil 103 and the timing of supplying the current, the strength of the RF pulse supplied from the transmission unit 108 to the transmission coil 107, the timing of applying the RF pulse, and reception.
  • the timing at which the unit 110 detects the MR signal is defined.
  • the sequence controller 120 is an integrated circuit such as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field Programmable Gate Array), or an electronic circuit such as a CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit).
  • FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence by EPI in the first embodiment.
  • EPI includes “SE-EPI” using the SE (Spin Echo) method for collecting spin echo signals generated after application of the excitation pulse and the refocusing pulse, and echo signals generated after application of the excitation pulse.
  • SE Spin Echo
  • FE-EPI using the FE (Field Echo) method
  • FFE-EPI using the FFE (Fast FE) method.
  • EPI includes “multi-shot EPI” that generates a single image by combining echo train data obtained by applying excitation pulses multiple times, and only one excitation pulse is applied.
  • single shot EPI and the like. Of these, the first embodiment will be described assuming single-shot SE-EPI, but the embodiment is not limited to this and can be applied to other EPIs as well.
  • the sequence control unit 120 controls each unit so as to apply a 90 ° pulse as an excitation pulse and selectively apply a slice gradient magnetic field Gs to excite magnetization in the slice plane. Subsequently, a 180 ° pulse is applied. Next, the sequence control unit 120 applies the read gradient magnetic field Gr in a direction parallel to the slice plane at high speed and continuously while switching (reversing the polarity), and at the same time, parallel to the slice gradient magnetic field Gs. The phase encoding gradient magnetic field Ge is applied in a direction orthogonal to the readout gradient magnetic field Gr.
  • the sequence controller 120 applies the magnetic field for readout Gr at a high speed and continuously while switching the magnetic field within the slice plane excited by the 90 ° pulse while the magnetization is relaxed.
  • a plurality of MR signals (echo signals) based on resonance are continuously generated.
  • the sequence control unit 120 can collect slice plane data at high speed. Note that, among a plurality of continuously collected echo signals, the odd-numbered echo signals and even-numbered echo signals have different directions when arranged in the k space.
  • the image generating unit 136 reverses the direction of the odd-numbered echo signals or the even-numbered echo signals, as necessary, Various processes are performed after aligning both directions.
  • the sequence control unit 120 drives the gradient magnetic field power source 104, the transmission unit 108, and the reception unit 110 to image the subject P. As a result, when receiving MR data from the reception unit 110, the sequence control unit 120 sends the received MR data to the computer 130. Forward.
  • the computer 130 performs overall control of the MRI apparatus 100, generation of images, and the like.
  • the computer 130 includes an interface unit 131, a storage unit 132, a control unit 133, an input unit 134, a display unit 135, and an image generation unit 136.
  • the control unit 133 includes an arrangement unit 133a.
  • the interface unit 131 transmits sequence information to the sequence control unit 120 and receives MR data from the sequence control unit 120. Further, when receiving the MR data, the interface unit 131 stores the received MR data in the storage unit 132.
  • the MR data stored in the storage unit 132 is arranged in the k space by the arrangement unit 133a. As a result, the storage unit 132 stores k-space data for a plurality of channels.
  • the storage unit 132 stores MR data received by the interface unit 131, k-space data arranged in the k space by the arrangement unit 133a, image data generated by the image generation unit 136, and the like.
  • the storage unit 132 is a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like.
  • the input unit 134 receives various instructions and information input from the operator.
  • the input unit 134 is, for example, a pointing device such as a mouse or a trackball, a selection device such as a mode change switch, or an input device such as a keyboard.
  • the display unit 135 displays various information such as spectrum data and image data under the control of the control unit 133.
  • the display unit 135 is a display device such as a liquid crystal display.
  • the control unit 133 performs overall control of the MRI apparatus 100. Specifically, the control unit 133 generates sequence information based on imaging conditions input from the operator via the input unit 134, and controls the imaging by transmitting the generated sequence information to the sequence control unit 120. To do. The control unit 133 also controls image generation performed based on the MR data, and controls display on the display unit 135. In addition, the placement unit 133a reads the MR data generated by the reception unit 110 from the storage unit 132 and places it in the k space.
  • the control unit 133 is an integrated circuit such as an ASIC or FPGA, or an electronic circuit such as a CPU or MPU.
  • the image generation unit 136 reads the k-space data arranged in the k-space by the arrangement unit 133a from the storage unit 132, and performs reconstruction processing such as two-dimensional Fourier transform on the read k-space data to generate an image. .
  • the image generation unit 136 performs PI from echo signals for a plurality of channels collected by a parallel imaging (hereinafter referred to as “PI (Parallel Imaging)” as appropriate) during the image generation process.
  • PI Parallel Imaging
  • This PI method includes a technique called SENSE system (sensitivity encoding) and a technique called SMASH (simultaneous acquisition of spatial harmonics) system (for example, GRAPPA (generalized autocalibrating partially parallel acquisition)).
  • the sequence control unit 120 collects the number of encoding steps required for generating one image at equal intervals, so the k space arranged in the k space by the arrangement unit 133a. Data is also thinned out at equal intervals. This decimation rate is called PIF (PI Factor) or the like.
  • PIF PI Factor
  • the image generation unit 136 unfolds the folded image using the fact that the sensitivity distribution of each channel is different, and obtains an image without folding.
  • the image generation unit 136 generates an image using k-space data of each channel and a sensitivity map indicating the sensitivity distribution of each channel.
  • the MRI apparatus 100 precedes an imaging scan that collects k-space data for generating a diagnostic image.
  • Perform a preparatory scan for example, a scan for collecting profile data indicating the sensitivity of each channel in the arrangement direction, a scan for collecting a positioning image, and a scan for collecting a sensitivity map indicating the sensitivity distribution of each channel.
  • a preparation scan a scan for obtaining imaging parameters used in the imaging scan may be performed.
  • an imaging scan is performed to collect k-space data for generating diagnostic images.
  • the MRI apparatus 100 generates an image using the k-space data stored in the storage unit 132.
  • the image generation unit 136 according to the first embodiment generates an image using the sensitivity map collected in the preparation scan and the k-space data collected in the imaging scan. Note that, for example, the sensitivity map only needs to be collected before the image generation process, and thus does not necessarily have to be collected prior to the imaging scan.
  • 3 and 4 are diagrams for explaining N / 2 artifacts reduced in the first embodiment.
  • the positions of the peaks of the echo signals on the time axis are preferably equally spaced. Assuming that there is no static magnetic field inhomogeneity or the like, the peak of the echo signal theoretically occurs at the time when the areas of the positive and negative waveforms of the readout gradient magnetic field Gr become equal. Since this time corresponds to an intermediate time between positive and negative waveforms, the peaks of the echo signals are positioned at equal intervals on the time axis.
  • the peak of each echo signal is shifted from the intermediate time of the positive and negative waveforms.
  • the non-uniformity ⁇ H of the static magnetic field is added to the readout gradient magnetic field Gr as an offset, for example, the area of the positive waveform that matches the negative waveform area S1 of the readout gradient magnetic field Gr.
  • S2 is a time shifted by ⁇ t1 before the intermediate time t1.
  • the area S4 of the negative waveform that coincides with the area S3 of the positive waveform is a time shifted by ⁇ t2 behind the intermediate time t2.
  • the peak of each echo signal is shifted from the intermediate time of the positive and negative waveforms, and is not equally spaced on the time axis.
  • the N / 2 artifact is an artifact that appears when an image is generated using such k-space data including the positional deviation of the peak on the time axis. For example, as shown in FIG. 4, N / 2 artifacts strongly appear at the edge portion of the imaging target (center circle) and the false image (half circles at both ends).
  • FIG. 5 is a diagram for explaining processing by the image generation unit 136 according to the first embodiment.
  • the echo signal collected by the sequence control unit 120 is arranged in the k space by the arrangement unit 133a and stored in the storage unit 132 as k space data, and then is generated by the image generation unit 136. Processing will be described.
  • the echo signals actually collected are indicated by thick lines.
  • the odd-numbered echo signals (hereinafter referred to as “odd lines” as appropriate) are indicated by bold solid lines and are collected even-numbered.
  • the echo signal (hereinafter referred to as “even line” as appropriate) is indicated by a thick dotted line.
  • the symbol “o” indicates an odd number (odd)
  • the symbol “e” indicates an even number (even).
  • echo signals that have been thinned out by parallel imaging and have not been collected hereinafter referred to as “thinning line” as appropriate) are indicated by dotted lines.
  • “Kx” corresponds to the frequency encoding direction
  • “ky” corresponds to the phase encoding direction.
  • the k-space data described in the first embodiment is only an example.
  • the k space may be a two-dimensional, three-dimensional, or other dimensional k-space. Also, k-space data in which a part of the k-space is zero-padded can be processed.
  • a pattern in which only the phase encoding direction is thinned out without thinning out the frequency encoding direction and the slice encoding direction will be described. However, the embodiment is not limited to this. For example, the phase encoding direction and the slice encoding direction can be appropriately changed, such as thinning out both.
  • the image generation unit 136 performs even-numbered echo signal groups (hereinafter referred to as “echo signal groups”) collected from a plurality of echo signals continuously collected for k-space data of each channel.
  • the "even line group”) and the odd-numbered echo signal group (hereinafter referred to as “odd line group”) are extracted as appropriate.
  • the k-space data is arranged by being thinned out by three phase encode lines with respect to the four phase encode lines.
  • the image generation unit 136 performs re-processing by two-dimensional Fourier transform (2DFT (Fourier transform)) on each k-space data obtained by extracting even-numbered lines and odd-numbered lines. Apply the configuration. Since each k-space data is thinned out by 3 phase encode lines with respect to 4 phase encode lines, a folded image is generated as shown in FIG. In this way, the image generation unit 136 generates a folded image (hereinafter, referred to as “even folded image” as appropriate) from only the even line group, and generates a folded image (hereinafter, appropriately referred to as “odd folded image” as appropriate) from only the odd line group. To do.
  • 2DFT Fourier transform
  • an unfolded image is obtained. That is, the image generation unit 136 obtains an image that is not folded from the even-numbered folded image group (hereinafter referred to as “even-numbered image” as appropriate), and an image that is not folded from the odd-numbered folded image group (hereinafter referred to as “odd-numbered image” as appropriate). Get. Since these even images and odd images are images generated only from even line groups or only from odd line groups, N / 2 artifacts do not appear.
  • the image generation unit 136 combines the even image and the odd image as shown in FIG.
  • the image generation unit 136 combines the even image and the odd image by a sum of squares (SOS (Sum Of Square)) or the like.
  • the image generation unit 136 may perform the synthesis after aligning the even-numbered image and the odd-numbered image.
  • the image generation unit 136 may output the even number image and the odd number image generated in (D) of FIG. 5 without performing this synthesis, and use them for subsequent processing.
  • the image generation unit 136 may process only one of the even line group side and the odd line group side.
  • high-speed imaging can be realized by collecting echo signals by EPI and parallel imaging. Further, according to the first embodiment, it is possible to generate an image in which no N / 2 artifact appears by generating an image using only even line groups or only odd line groups as processing targets.
  • an MRI apparatus 100 having the same configuration as that of the first embodiment is assumed, but the processing by the image generation unit 136 is different from that of the first embodiment.
  • the image generation unit 136 extracts even-numbered or odd-numbered echo signal groups from a plurality of actually collected echo signals, respectively, and individually Generate even and odd images.
  • the image generation unit 136 obtains a phase correction amount for matching the phase of the even-numbered line and the phase of the odd-numbered line, and converts the echo signal actually collected by conversion using the phase correction amount.
  • An image is generated by combining even and odd numbers.
  • phase correction is performed to match the phase of the even lines with the phase of the odd lines.
  • the phase shift corrected by the “phase correction” includes (a) a shift in the position of the peak of the echo signal itself on each phase encode line on the time axis, and (b) the echo signal at the peak time point.
  • Phase shift In the following, the phase shift (a) may be referred to as “positional shift on the time axis”, and the phase shift (b) may be referred to as “phase shift at the peak time point”.
  • the positional deviation of (a) on the time axis is such that the peak of the echo signal in each phase encode line is on the time axis under the influence of non-uniformity of the static magnetic field. It means no interval.
  • the phase shift at the peak point in (b) is that the imaginary component of the echo signal, which is complex data (real component, imaginary component), does not become “0” at the peak point, and the value of the echo signal is on the complex plane. It means shifting in the direction of rotation.
  • the phase shift at the peak time is represented by ⁇ p (i). “I” is a phase encoding step in the ky axis direction.
  • ⁇ (x, i) is represented by a linear function of the inclination a and the offset b, and the inclination a corresponds to the positional deviation on the time axis of (A).
  • Offset b corresponds to the phase shift at the peak time point (b).
  • phase correction in principle, both (i) the positional deviation on the time axis and (b) the phase deviation at the peak time point. Means to correct. Further, this phase correction can be performed in the k space (ky-kx space) or in the k space (ky-x space) after one-dimensional Fourier transform in the kx direction. In the second embodiment, a method of performing phase correction by calculating ⁇ (x, i) on the k space (ky-x space) will be described.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining processing by the image generation unit 136 according to the second embodiment.
  • lines represented by the same line type as in FIG. 5 have the same meaning as in FIG. 5.
  • the odd lines actually collected and the phase-corrected odd lines are indicated by a thick solid line and denoted by a symbol “* o”.
  • even-numbered lines that are actually collected and that have been phase-corrected are indicated by bold dotted lines, and are marked with “* e”.
  • a thinned line hereinafter referred to as “estimated line” as appropriate
  • estimated line filled by estimation by reverse reconstruction described later is indicated by a thin solid line.
  • the image generation unit 136 After obtaining the even and odd images as shown in (D) of FIG. 8, the image generation unit 136 performs two-dimensional inverse Fourier on each of the even and odd images as shown in (E) of FIG. Perform reverse reconstruction by transformation. Specifically, first, the image generation unit 136 applies each of the sensitivity maps of each channel to each of the even-numbered image and the odd-numbered image, and the intermediate even-numbered image and the middle of the plurality of channels reflecting the sensitivity of each channel. Generate odd images.
  • the image generation unit 136 performs two-dimensional inverse Fourier transform on each of the generated intermediate even image and intermediate odd image for a plurality of channels, thereby obtaining k-space data for a plurality of channels corresponding to the intermediate even image, Then, k-space data for a plurality of channels corresponding to the intermediate odd image is generated.
  • the image generation unit 136 performs k-space data in which all the phase encode lines are filled in correspondence with each of the even-numbered image and the odd-numbered image, that is, k corresponding to full sampling. Spatial data can be obtained.
  • FIG. 8E among the k-space data corresponding to full sampling obtained by reverse reconstruction, actually collected even lines and odd lines are replaced with actually collected echo signals. Indicates the state.
  • the image generation unit 136 compares the k-space data D1 obtained from the even-numbered image and the k-space data D2 obtained from the odd-numbered image between the same-phase encode lines, thereby obtaining the phase of the even-numbered line.
  • a phase correction amount that matches the phase of the odd line is derived.
  • this phase correction amount is a phase correction amount that corrects both the above-described positional deviation on the time axis (A) and the phase deviation at the peak time point (B).
  • a method for deriving the phase correction amount in the state where the actually collected even lines and odd lines are replaced with the actually collected echo signals will be described. It is not limited to.
  • a method of deriving a phase correction amount by comparing k-space data itself corresponding to full sampling obtained by reverse reconstruction may be used.
  • a method of deriving the phase correction amount by comparing the k-space data D1 obtained from the even image and the k-space data D2 obtained from the odd image will be described.
  • the embodiment is not limited to this.
  • a method of deriving the phase correction amount by comparing the k-space data obtained from the even image and the actually collected k-space data may be used. These are the same in other embodiments.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the derivation of the phase correction amount in the second embodiment.
  • the k-space data D1 is basically the same as the k-space data D1 shown in FIG. 8, and is estimated by inverse reconstruction (two-dimensional inverse Fourier transform) and partly actually collected even numbers. It can be k-space data replaced with lines.
  • the k-space data D2 is basically the same as the k-space data D2 shown in FIG. 8, and is estimated by reverse reconstruction and partially replaced with the actually collected odd lines. K-space data.
  • the image generation unit 136 compares the echo signal included in the k-space data D1 and the echo signal included in the k-space data D2 between the same phase encode lines having the same phase encoding step. Thus, the phase correction amount of each line is derived.
  • the image generation unit 136 performs a one-dimensional Fourier transform in the kx direction on the echo signal on the k-space data D1 side, which is complex data, and then uses the real component and the imaginary component to perform the i th phase encoding step.
  • the phase change amount in the x direction in the line is obtained.
  • the image generation unit 136 calculates the arc tangent of the ratio of Iim (even) (x, i) and Ire (even) (x, i) as shown in the equation (3), so that the phase encoding is performed.
  • the phase change amount ⁇ even (x, i) in the x direction in the step i-th line is calculated.
  • the image generation unit 136 performs a one-dimensional Fourier transform in the kx direction on the echo signal on the k-space data D2 side that is complex data, and then uses the real component and the imaginary component to encode step i
  • the phase change amount in the x direction in the second line is obtained. That is, the image generation unit 136 calculates the arc tangent of the ratio of Iim (odd) (x, i) and Ire (odd) (x, i) as shown in the equation (4), so that the x direction
  • the phase change amount ⁇ odd (x, i) is calculated.
  • the image generation unit 136 performs k-space data (1) obtained by performing a one-dimensional inverse Fourier transform in the kx direction on the phase correction amount for matching the phase ⁇ even (x, i) and the phase ⁇ odd (x, i).
  • This phase correction amount may be a phase correction amount that matches either the phase ⁇ even (x, i) or the phase ⁇ odd (x, i), or may be set to another value different from both. It may be a phase correction amount to be matched.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining phase correction in the second embodiment. As shown in FIG. 10, in the ky-x space, the lines coincide on the time axis. Each line also has the same phase at the peak time. Usually, in the former case, the number of conversion processes performed using the phase correction amount is smaller than in the latter case.
  • the image generation unit 136 first performs a one-dimensional Fourier transform in the kx direction on each echo signal corresponding to the actually collected odd lines, for example, Each derived phase correction amount is used to convert into an even line group side echo signal, and the converted echo signal is replaced with a corresponding echo signal in k-space (ky-x space) data D1.
  • the k-space data in the ky-x space after replacement includes actually collected even lines “e” as well as actually collected odd lines as actually collected echo signals, The converted odd line “* o” having the same property as the even line is included.
  • the echo signals included in the k space (ky-x space) data D1 are all even lines. , I.e., no N / 2 artifacts.
  • the odd line converted using the phase correction amount derived from the even line also has the same property as the even line, that is, the property that no N / 2 artifact is generated.
  • the k-space (ky-x space) data after replacement has a property that N / 2 artifacts do not occur.
  • the image generation unit 136 performs reconstruction by two-dimensional Fourier transform on each k-space data after replacement for a plurality of channels, and a folded image for the plurality of channels. Get.
  • the image generation unit 136 performs phase correction on the ky-x space, and performs one-dimensional inverse Fourier transform in the kx direction again on the replaced k-space data, and again on the ky-kx space.
  • reconstruction is performed by two-dimensional Fourier transform.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the image generation unit 136 performs phase correction on the ky-x space and performs one-dimensional processing on the replaced k-space data in the remaining ky direction.
  • the reconstruction may be performed by performing a Fourier transform.
  • the reconstruction process using the two-dimensional Fourier transform and the unfolding process using the PI method have been described separately. However, the embodiment is not limited to this. As long as the same result can be obtained as a total, the order of several processing procedures may be changed or may be executed simultaneously. The same applies to other embodiments.
  • the image of (H) improves the S / N by the number of lines replaced with the odd lines actually collected. This is because the accumulated noise is reduced because the echo signal actually collected has a smaller noise correlation.
  • the processing by the image generation unit 136 is similarly performed on the k-space data on the odd line group side.
  • the image generation unit 136 may process only one of the even line group side and the odd line group side.
  • the image generation unit 136 may combine the image obtained from the even line group side and the image obtained from the odd line group side.
  • Absent for example, the image generation unit 136 may generate an image by further combining an estimated line estimated by inverse reconstruction and an actually collected echo signal.
  • the two-dimensional Fourier transform (or phase correction is performed on the ky-x space, and the replaced k-space data is one-dimensional in the ky direction. (Fourier transform) directly produces an unfolded image.
  • the image generation unit 136 divides the echo signal group collected by the sequence control unit 120 into even-numbered and odd-numbered data sets, and develops each data set at quadruple speed to generate even-numbered images and odd-numbered images, respectively. . Further, the image generation unit 136 performs inverse Fourier transform on each of the even-numbered image and the odd-numbered image and returns the raw data to the ky-kx space.
  • the image generation unit 136 performs a raw data set including only even-numbered lines and a raw data set including only odd-numbered lines and an echo signal group actually collected at double speed on the ky-x space.
  • the phase correction amount is derived from the corresponding even line and odd line.
  • the image generation unit 136 performs phase correction on the echo signals actually collected at double speed in the ky-x space, and then the raw data set of only the even line group and the odd line group. For each raw data set only.
  • the image generation unit 136 performs image reconstruction (two-dimensional Fourier transform or one-dimensional Fourier transform in the ky direction) on each replaced raw data set, and then converts the composite image as necessary. Generate.
  • an image is generated by combining actually collected echo signals with even and odd numbers by conversion using the phase correction amount.
  • the phase correction amount is derived by comparing the corresponding lines with the same phase encoding. The phase correction based on the phase correction amount derived in this way is highly accurate.
  • the phase correction is performed in the ky-x space after one-dimensional Fourier transform in the kx direction.
  • phase correction can be realized with relatively simple processing.
  • the image generation part 136 derives
  • the embodiment is not limited to this.
  • the image generation unit 136 aggregates phase correction amounts corresponding to all phase encode lines, and a “phase difference map (Phase map)”. And phase correction may be performed using this phase difference map. That is, the phase difference map incorporates a phase correction amount for even lines and a phase correction amount for odd lines.
  • the phase difference map is generated as two-dimensional information, for example, when two-dimensional k-space data is assumed.
  • FIGS. 11 and 12 are diagrams for explaining processing by the image generation unit 136 according to a modification of the second embodiment. Note that (A) to (E) in FIG. 11 are the same as (A) to (E) in FIG. 8 described in the second embodiment, and a description thereof will be omitted.
  • the image generation unit 136 obtains k-space data corresponding to an even image and k-space data corresponding to an odd image by reverse reconstruction, as shown in FIG. Similar to the embodiment, a one-dimensional Fourier transform is performed on each k-space data in the kx direction. Then, the image generation unit 136 compares the two in the ky-x space, thereby obtaining a two-dimensional phase difference map ⁇ m (x, ky) for a plurality of channels as shown in FIG. , Generate. In the two-dimensional phase difference map ⁇ m (x, ky), phase correction amounts for matching the phases of echo signals included in the k space are mapped in the real space x direction and the phase encoding direction.
  • the image generation unit 136 obtains k-space (ky-x space) data in which the phases of the echo signals coincide with each other by the phase correction shown in the equation (7).
  • the image generation unit 136 performs one-dimensional inverse Fourier transform once again in the kx direction, and again returns to k-space data in the ky-kx space, and then (I) in FIG. As shown in FIG. 4, reconstruction by two-dimensional Fourier transform is performed to obtain a folded image.
  • the image generation unit 136 uses the phase difference map ⁇ m — 1/4 (x, ky) obtained by thinning out one phase encode line for the four phase encode lines for the extracted even line group and odd line group. Perform phase correction. Further, the image generation unit 136 may combine the two images generated thereafter.
  • phase-corrected lines are represented by the phase-corrected odd lines “* o”.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the phase-corrected lines are represented by phase-corrected even lines “* e”.
  • the phase corrected line is phase corrected. Odd-numbered lines “* o” and phase-corrected even-numbered lines “* e”.
  • the third embodiment an MRI apparatus 100 having the same configuration as that in the first embodiment is assumed, but the processing by the sequence control unit 120 and the image generation unit 136 is different from that in the first embodiment. .
  • the sequence control unit 120 collects only the central part of the k space with high density.
  • the image generation unit 136 extracts even-numbered or odd-numbered echo signal groups from the plurality of echo signals collected for the central portion, and generates a low-resolution even-numbered image or odd-numbered image.
  • the image generation unit 136 obtains a phase correction amount that matches the phase of the even line and the phase of the odd line, and is actually collected by conversion using this phase correction amount.
  • An image is generated by combining the echo signals with even and odd numbers.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining processing by the sequence control unit 120 according to the third embodiment.
  • FIGS. 14 and 15 are diagrams for explaining processing by the image generation unit 136 according to the third embodiment.
  • lines represented by the same line type as in FIG. 8 have the same meaning as in FIG. 8.
  • the third embodiment is different from the second embodiment in that a phase correction amount is obtained using only a fully sampled echo signal in the center of k-space.
  • the image generation unit 136 detects an even line group and an odd number from the echo signal at the center of the k space among the k space data of each channel. Each line group is extracted.
  • the k-space data is arranged by being thinned out by one phase encode line with respect to the two phase encode lines.
  • the image generation unit 136 performs inverse reconstruction by two-dimensional inverse Fourier transform on each of the images obtained in FIG. 14D, and as shown in FIG. K-space data equivalent to full sampling corresponding to an image is obtained. That is, the image generation unit 136 extracts k-space data in a state in which lines missing when even-numbered line groups and odd-numbered line groups are extracted from the echo signals of the central part constituting the low-resolution image are filled. obtain.
  • (E) of FIG. 14 among the k-space data corresponding to full sampling obtained by the reverse reconstruction, the actually collected echo signals are obtained for the even-numbered and odd-numbered lines in the central portion actually collected. The state replaced with is shown.
  • the image generation unit 136 uses the same k-space data obtained from the even-numbered image and k-space data obtained from the odd-numbered image for the echo signal at the center of the k-space, as in the second embodiment. By comparing the phase encode lines with each other, a phase correction amount that matches the phases of the even lines and the odd lines is derived. That is, the image generation unit 136 performs comparison between k-space data and derivation of the phase correction amount on the ky-x space after one-dimensional Fourier transform in the kx direction.
  • the k-space data obtained in (E) of FIGS. 14 and 15 is k-space data in which only the echo signal at the center is filled with full sampling.
  • the image generation unit 136 performs line fitting (primary or higher order) on the phase change for the k-space data, and based on the echo signal at the center.
  • the phase change amount of the echo signal in the peripheral portion on the high frequency side is calculated by estimation.
  • the image generation unit 136 derives the phase correction amount of the peripheral part by comparing the echo signals of the peripheral part calculated by estimation between the same phase encode lines.
  • the image generation unit 136 obtains the phase change amount of the peripheral portion of each k-space data by line fitting, and compares them to derive the phase correction amount of the peripheral portion.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the image generation unit 136 may directly derive the peripheral phase correction amount based on the phase correction amount derived for the echo signal at the center.
  • the method of calculating the phase change amount and the phase correction amount is not limited to line fitting.
  • the image generation unit 136 can apply an average value of a plurality of phase correction amounts derived from the echo signal at the central portion as a phase correction amount used for conversion of the echo signal at the peripheral portion.
  • each echo signal corresponding to an actually collected odd line is first set to 1 in the kx direction.
  • each phase correction amount derived is converted into an echo signal on the even line group side, and the converted echo signal is replaced with a corresponding echo signal.
  • the image generation unit 136 converts each of the k-space data after replacement for a plurality of channels into k-space data on the ky-kx space, and performs re-processing by two-dimensional Fourier transform as shown in FIG. By applying the configuration, a folded image for a plurality of channels is obtained.
  • the image generation unit 136 performs phase correction on the ky-x space and performs one-dimensional processing on the replaced k-space data in the remaining ky direction. Reconstruction may be performed by performing Fourier transform to obtain folded images for a plurality of channels.
  • the processing by the image generation unit 136 is similarly performed on the k-space data on the odd line group side.
  • the image generation unit 136 may process only one of the even line group side and the odd line group side.
  • the image generation unit 136 may combine the image obtained from the even line group side and the image obtained from the odd line group side.
  • Absent for example, the image generation unit 136 may generate an image by further combining an estimated line estimated by inverse reconstruction and an actually collected echo signal.
  • the two-dimensional Fourier transform (or phase correction is performed on the ky-x space, and the replaced k-space data is one-dimensional in the ky direction. (Fourier transform) directly produces an unfolded image.
  • the sequence control unit 120 may collect only the central part in the kx direction when collecting echo signals in the central part of the k space.
  • the phase correction amount is derived using echo signals collected at high density (for example, full sampling), so that the PIF is kept low in the image generation process. Can do. That is, as can be seen by comparing FIG. 8 and FIG. 14, in the image generation process, the image generation is performed at the quadruple speed PI in the second embodiment, but the double speed PI is performed in the third embodiment. Generate an image with.
  • the image generation unit 136 derives a phase correction amount for each line by comparing the same phase encode lines with respect to the echo signal at the center of the ky-x space, although an example in which the derived phase correction amount is applied for each line has been described, the embodiment is not limited thereto. Similar to the modification of the second embodiment, the image generation unit 136 may generate a phase difference map in which the phase correction amounts corresponding to all the phase encode lines are aggregated, and perform phase correction using this phase difference map. Good.
  • the image generation unit 136 divides the echo signal group collected by the sequence control unit 120 into a low-frequency portion and a high-frequency portion, and further divides the low-frequency portion into even and odd data sets. In addition, the image generation unit 136 develops each even-numbered and odd-numbered data set at double speed to generate each of the even-numbered image and the odd-numbered image.
  • the image generation unit 136 performs inverse Fourier transform on each of the even-numbered image and the odd-numbered image and returns the raw data to the ky-kx space. Subsequently, the image generation unit 136 performs a raw data set including only even-numbered lines and a raw data set including only odd-numbered lines and an echo signal group actually collected at double speed on the ky-x space. The phase correction amount is derived from the corresponding even line and odd line.
  • the image generation unit 136 since the k-space data obtained by the two-dimensional inverse Fourier transform of each of the even-numbered image and the odd-numbered image is k-space data of only the central portion constituting the low-resolution image, the image generation unit 136 performs line fitting.
  • the phase correction amount of the peripheral portion is calculated.
  • the image generation unit 136 performs phase correction on the echo signal actually collected at double speed, and then, in the ky-x space, only the even line group Raw data set and the odd line group For each raw data set only.
  • the image generation unit 136 also performs phase correction and replacement for the echo signal in the high frequency portion.
  • the image generation unit 136 performs image reconstruction (two-dimensional Fourier transform or one-dimensional Fourier transform in the ky direction) for each replaced Raw data set.
  • the image generation unit 136 performs image reconstruction on a high frequency portion collected at a low density by using a processing result of only the low frequency portion collected at a high density.
  • the image generation unit 136 uses the echo signal collected by the imaging scan for the derivation of the phase correction amount.
  • the echo signal used for deriving the phase correction amount may be collected by a scan different from the imaging scan, for example, a preparation scan.
  • the image generation unit 136 generates a phase difference map from echo signals collected by the preparation scan in the ky-x space, and applies this phase difference map to image processing on the echo signals collected by the imaging scan. Also good. For example, when the imaging scan is repeated a plurality of times, the phase difference map generated by the preparation scan can be applied to each echo signal collected by the plurality of imaging scans.
  • the scan for collecting the echo signals used for deriving the phase correction amount may be performed before the processing by the image generation unit 136, it is not necessarily limited to the preparation scan performed prior to the imaging scan. This scan is sometimes called a template scan, a template shot, or the like.
  • FIG. 16 is a diagram for explaining processing by the sequence control unit 120 according to the fourth embodiment.
  • the sequence control unit 120 executes this preparatory scan with the same pulse sequence as the imaging scan, and applies and executes the phase encoding gradient magnetic field Ge.
  • the image generation unit 136 generates a phase difference map using the echo signals collected in the preparation scan.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining processing by the image generation unit 136 according to the fourth embodiment.
  • the PIF of the preparation scan can be set at a higher density than the PIF of the imaging scan.
  • the image generation unit 136 extracts even-numbered line groups and odd-numbered line groups from the k-space data of each channel, as shown in FIG.
  • the k-space data is arranged by being thinned out by one phase encode line with respect to the two phase encode lines.
  • the image generation unit 136 performs reconstruction on each k-space data obtained by extracting the even line group and the odd line group, and generates a folded image.
  • the image generation unit 136 obtains k-space data corresponding to the even-numbered image and k-space data corresponding to the odd-numbered image by reverse reconstruction. Subsequently, the image generation unit 136 performs one-dimensional Fourier transform on each k-space data obtained by the inverse reconstruction in the kx direction. Then, the image generation unit 136 compares the same phase encode lines in the ky-x space, thereby obtaining a two-dimensional phase difference map ⁇ m (x, ky) as shown in FIG. Generate for multiple channels.
  • the image generation unit 136 applies the phase difference map obtained from the preparation scan to the echo signals collected by the imaging scan.
  • the image generation unit 136 adjusts the application range of the phase difference map so as to absorb the difference in acquisition time existing between both scans.
  • the image generation unit 136 can adjust the application range according to the type of pulse sequence used for scanning.
  • the pulse sequence used for the preparation scan or the imaging scan is an SE-system pulse sequence, for example, as shown in FIG. Is used to perform phase correction.
  • the EPI pulse sequence of the SE system it is considered that the phase dispersion of the collected echo signal proceeds symmetrically from the center of the k space, and therefore the range where the acquisition time overlaps between the preparation scan and the imaging scan is centered. This is because it can be considered to be within a certain range of the part (for example, about 1/2).
  • the pulse sequence of the FE system for example, the image generation unit 136, as shown in FIG.
  • the image generation unit 136 applies the average value of the part of the phase correction amount as the phase correction amount used for conversion of the echo signal of the remaining part. Can do. Further, for example, the image generation unit 136 estimates the phase correction amount of the remaining portion from the partial phase correction amount by line fitting (primary or higher order, etc.), and uses the estimated phase correction amount as the echo of the remaining portion. It can be applied to signal conversion. For example, in the case of FIG. 19A, the image generation unit 136 estimates the phase correction amount in the peripheral portion by line fitting based on the phase correction amount in a certain range in the center portion in the phase difference map. Further, for example, in the case of FIG. 19B, the image generation unit 136 performs phase correction in the remaining half of the range based on the phase correction amount in the upper half (or lower half) of the fixed range in the phase difference map. The quantity is estimated by line fitting.
  • FIG. 20 is a diagram for explaining processing by the image generation unit 136 according to the fourth embodiment.
  • the image generation unit 136 for example, for the phase difference map ⁇ m (x, ky), by thinning out the range of the central part 1/2 to 1/2, for example, After thinning out to 1/4 (Low resolution map), it is applied to phase correction.
  • the phase difference map after thinning is expressed as a phase difference map ⁇ m — 1/4 (x, ky).
  • the image generation unit 136 applies the phase difference map after the thinning while compensating for the necessary phase correction amount by estimation or the like, so that the phases of the echo signals match as shown in FIG. K-space data is obtained (equation (8)).
  • the image generation unit 136 performs reconstruction on each k-space data to obtain a folded image as shown in FIG.
  • the above-described adjustment of the application range of the phase difference map is merely an example. The applicable range can be appropriately changed according to the difference in acquisition time caused by the difference in PIF between the preparation scan and the imaging scan and the type of pulse sequence.
  • phase-corrected lines are represented by odd-numbered lines “* o” after phase correction.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the phase-corrected lines are represented by phase-corrected even lines “* e”.
  • the phase corrected line is phase corrected. Odd-numbered lines “* o” and phase-corrected even-numbered lines “* e”.
  • FIG. 21 is a diagram for explaining processing performed by the sequence control unit 120 according to a modification of the fourth embodiment.
  • the image generation unit 136 generates a phase difference map from the echo signal at the center of this k space. Then, the image generation unit 136 applies this phase difference map to image processing on echo signals collected by the imaging scan.
  • the embodiment is not limited thereto.
  • a method of obtaining the phase correction amount for each line and applying it appropriately may be used instead of the phase difference map.
  • phase correction in ky direction a method of correcting the phase shift in the kx direction ((B) position shift on the time axis and (B) peak time shift) has been described.
  • the image generation unit 136 may further correct the phase shift in the ky direction.
  • the image generation unit 136 according to each embodiment performs a one-dimensional Fourier transform on k-space data that is complex data in the ky direction, and then uses a real component and an imaginary component to perform a frequency encoding step j-th. The amount of phase change in the y direction in the line is obtained.
  • the image generation unit 136 calculates the arc tangent of the ratio of Iim (y, j) and Ire (y, j), so that the phase change amount ⁇ (y) in the y direction in the frequency encoding step j-th line. , j). For example, the image generation unit 136 calculates a phase change amount in the ky direction for each piece of data arranged near the center of the k space, derives a phase correction amount so that the calculated phase change amounts match, and derives the phase correction amount. The phase correction is performed using the phase correction amount. Thus, not only correcting the phase shift in the kx direction but also correcting the phase shift in the ky direction can further improve the image quality.
  • the image generation unit 136 can calculate the phase change amount in the ky direction from the k space data collected in this way and arranged in the k space, and can perform the phase correction in the ky direction.
  • phase correction in ky-kx space there is a method of performing phase correction on the ky-x space for both (i) positional deviation on the time axis and (b) phase deviation at the peak point.
  • the ky-x space is a k-space obtained by one-dimensional Fourier transform of the ky-kx space in the kx direction.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the image generation unit 136 can perform phase correction on (a) and (b) on the ky-kx space.
  • the image generation unit 136 searches for the peak of the echo signal for each phase encode line in the ky-kx space. Then, when searching for a peak on each phase encode line, the image generation unit 136 shifts the phase encode line in the kx direction so that the peak coincides with the ky axis. The image generation unit 136 corrects the positional deviation on the time axis of (a) for all phase encode lines by performing this shift process on all phase encode lines. Subsequently, the image generation unit 136 rotates the phase of the echo signal at the peak of each phase encode line so that the value of the echo signal is only the real component on the complex plane. ) To correct the phase shift at the peak time. Note that the processing order may be reversed. That is, after searching for a peak on each phase encode line, the image generation unit 136 first corrects the phase shift at the peak time point (b), and then corrects the position shift on the time axis (b). May be.
  • the image generation unit 136 may obtain k-space data in the ky-x space by performing a one-dimensional inverse Fourier transform in the ky direction on even and odd images. In this case, the image generation unit 136 can proceed with the process by omitting the process of performing the one-dimensional Fourier transform in the kx direction described in the second and subsequent embodiments.
  • the echo signals collected by the sequence control unit 120 are arranged in the k space as they are, and the k-space data as illustrated is stored in the storage unit 132.
  • the embodiment is not limited to this. That is, in each embodiment, it is sufficient that only echo signals necessary for the processing are arranged in the k space at the timing when the processing is performed by the image generation unit 136.
  • the processing by the image generation unit 136 can be started if only echo signals at the center of the k space are collected. Therefore, for example, the sequence control unit 120 may first collect echo signals at the center of the k space, and then collect the remaining echo signals.
  • the image generation unit 136 can advance the image generation process in parallel with the collection process by the sequence control unit 120, and as a result, the time from the start of imaging to image output can also be shortened.
  • the image generation unit 136 has described an example of outputting a composite image of an odd image and an even image, or outputting each of an odd image and an even image. It is not limited to this.
  • the image generation unit 136 can generate an even image, an odd image, or at least one of the composite image and the difference image, and can display the generated image on the display unit 135.
  • the difference image is an image generated by subtracting the other image from either one of the odd image and the even image.
  • the odd image is subtracted from the even image, but the present invention is not limited to this.
  • the image generation unit 136 may generate all or a part of the even number image, the odd number image, the composite image, and the difference image, and display all the generated images side by side on the display unit 135, or Depending on the operator's selection, some images may be displayed or sequentially displayed in a predetermined order. Further, for example, the image generation unit 136 may generate only an image designated in advance among an even image, an odd image, a composite image, and a difference image. This designation may be, for example, accepting input from the operator at the imaging planning stage or the image generation stage after the imaging scan, or may be designated in advance in imaging condition preset information. .
  • the imaging condition preset information is a combination of initial values of various parameters included in the pulse sequence, prepared in advance for each imaging region and imaging purpose, and provided to the operator.
  • the operator may select preset information provided by the MRI apparatus 100 and perform imaging using the selected preset information as it is, or may further perform imaging by changing the preset information. For example, as one of such preset information, if it is preset in advance which image to generate is appropriate for the imaging region of interest and the imaging purpose, the operator only needs to select the preset information. It is possible to easily generate and display an appropriate image.
  • 22A and 22B are diagrams for explaining various images according to the embodiment.
  • spin the phase ⁇ of the nuclear spin (hereinafter referred to as spin) is proportional to the velocity component v x in the gradient magnetic field direction, as shown in FIG. 22A. Only changes. This is expressed by the following equation (9).
  • ⁇ is the gyromagnetic ratio.
  • odd and even images are not limited to the example described above.
  • an odd-numbered echo signal group is collected at the timing when water and fat are in opposite phases
  • an even-numbered echo signal group is collected at the timing when they are in phase.
  • the image generation unit 136 generates an image obtained by adding an odd number image and an even number image, an image only for water is generated, and if a difference image is generated, an image only for fat is generated. .
  • the SENSE system has been described as an example of the PI method.
  • the embodiment is not limited to this, and a SMASH system (for example, GRAPPA) can also be used as the PI method.
  • a SMASH system for example, GRAPPA
  • EPI was mentioned and demonstrated as an example of a pulse sequence, embodiment is not restricted to this, For example, also in other pulse sequences, such as FSE (Fast Spin Echo), the above-mentioned embodiment is also the same Can be applied to.
  • the MRI apparatus 100 that is a medical image diagnostic apparatus executes various processes.
  • the embodiment is not limited thereto.
  • an image processing system including the MRI apparatus 100 and the image processing apparatus may execute the various processes described above.
  • the image processing device is, for example, a workstation, an image storage device (image server) of a PACS (Picture Archiving and Communication System), a viewer, various devices of an electronic medical record system, or the like.
  • the MRI apparatus 100 performs collection by the sequence control unit 120.
  • the image processing apparatus receives MR data or k-space data collected by the MRI apparatus 100 from the MRI apparatus 100 or from an image server via a network, or from an operator via a recording medium. It is received by being input and stored in the storage unit. Then, the image processing apparatus may perform the above-described various processing (for example, processing by the placement unit 133a and processing by the image generation unit 136) for the MR data and k-space data stored in the storage unit.
  • the instructions shown in the processing procedures shown in the above-described embodiments can be executed based on a program that is software.
  • the general-purpose computer stores this program in advance and reads this program, so that the same effect as that obtained by the MRI apparatus 100 of the above-described embodiment can be obtained.
  • the instructions described in the above-described embodiments are, as programs that can be executed by a computer, magnetic disks (flexible disks, hard disks, etc.), optical disks (CD-ROM, CD-R, CD-RW, DVD-ROM, DVD). ⁇ R, DVD ⁇ RW, etc.), semiconductor memory, or a similar recording medium.
  • the storage format may be any form.
  • the computer reads the program from the recording medium and causes the CPU to execute instructions described in the program based on the program, the same operation as the MRI apparatus 100 of the above-described embodiment can be realized. Further, when the computer acquires or reads the program, it may be acquired or read through a network.
  • an OS Operating System
  • MW Mobile Network
  • the storage medium is not limited to a medium independent of a computer or an embedded system, but also includes a storage medium in which a program transmitted via a LAN (Local Area Network) or the Internet is downloaded and stored or temporarily stored.
  • the number of storage media is not limited to one, and the processing in the embodiment described above is executed from a plurality of media, and the configuration of the medium may be any configuration included in the storage medium in the embodiment. .
  • the computer or the embedded system in the embodiment is for executing each process in the above-described embodiment based on a program stored in a storage medium, and includes a single device such as a personal computer or a microcomputer.
  • the system may be any configuration such as a system connected to the network.
  • the computer in the embodiment is not limited to a personal computer, and includes an arithmetic processing device, a microcomputer, and the like included in an information processing device, and is a generic term for devices and devices that can realize the functions in the embodiment by a program. .
  • the image quality can be improved under high-speed imaging.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（１００）は、シーケンス制御部（１２０）と、画像生成部（１３６）とを備える。シーケンス制御部（１２０）は、励起パルスの印加後、極性を反転させながら読み出し傾斜磁場を連続的に印加することで、複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスの実行を制御し、複数チャネル分のエコー信号をパラレルイメージングによって収集する。画像生成部（１３６）は、連続的に収集された複数のエコー信号から、偶数番目に収集されたエコー信号群及び奇数番目に収集されたエコー信号群の少なくとも一方を抽出し、抽出した複数チャネル分のエコー信号群と複数チャネル分の感度分布とを用いて、偶数画像及び奇数画像の少なくとも一方を生成する。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
　磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを、そのラーモア（Larmor）周波数のＲＦ（Radio　Frequency）パルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を生成する撮像法である。
　また、磁気共鳴イメージングによる撮像法のひとつにＥＰＩ（Echo　Planar　Imaging）がある。ＥＰＩは、励起パルスを印加した後に、極性を反転させながら、読み出し傾斜磁場を高速且つ連続的に印加することで、複数のエコー信号を連続的に発生させる、高速撮像法である。ＥＰＩでは、静磁場の不均一性等に起因してＮ／２アーチファクトが生じることが知られており、従来、Ｎ／２アーチファクトを低減するための手法が提案されている。
特開２００１－３２７４８０号公報
　本発明が解決しようとする課題は、高速撮像下で画質を向上することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、画像生成部とを備える。シーケンス制御部は、励起パルスの印加後、極性を反転させながら読み出し傾斜磁場を連続的に印加することで、複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスの実行を制御し、複数チャネル分のエコー信号をパラレルイメージングによって収集する。画像生成部は、連続的に収集された複数のエコー信号から、偶数番目に収集されたエコー信号群及び奇数番目に収集されたエコー信号群の少なくとも一方を抽出し、抽出した複数チャネル分のエコー信号群と複数チャネル分の感度分布とを用いて、偶数画像及び奇数画像の少なくとも一方を生成する。
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図。 図２は、第１の実施形態におけるＥＰＩによるパルスシーケンスを示す図。 図３は、第１の実施形態において低減されるＮ／２アーチファクトを説明するための図。 図４は、第１の実施形態において低減されるＮ／２アーチファクトを説明するための図。 図５は、第１の実施形態に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図６は、第２の実施形態における「位相補正」を説明するための図。 図７は、第２の実施形態における「位相補正」を説明するための図。 図８は、第２の実施形態に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図９は、第２の実施形態における位相補正量の導出を説明するための図。 図１０は、第２の実施形態における位相補正を説明するための図。 図１１は、第２の実施形態の変形例に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図１２は、第２の実施形態の変形例に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図１３は、第３の実施形態に係るシーケンス制御部による処理を説明するための図。 図１４は、第３の実施形態に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図１５は、第３の実施形態に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図１６は、第４の実施形態に係るシーケンス制御部による処理を説明するための図。 図１７は、第４の実施形態に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図１８は、第４の実施形態における位相差マップの適用範囲の調整を説明するための図。 図１９は、第４の実施形態における位相差マップの適用範囲の調整を説明するための図。 図２０は、第４の実施形態に係る画像生成部による処理を説明するための図。 図２１は、第４の実施形態の変形例に係るシーケンス制御部による処理を説明するための図。 図２２Ａは、実施形態における各種画像を説明するための図。 図２２Ｂは、実施形態における各種画像を説明するための図。
　以下、図面を参照しながら、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、適宜「ＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging）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、各実施形態において説明する内容は、原則として、他の実施形態においても同様に適用することができる。
（第１の実施形態）
　図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す機能ブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、静磁場電源１０２と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、寝台１０５と、寝台制御部１０６と、送信コイル１０７と、送信部１０８と、受信コイルアレイ１０９と、受信部１１０と、シーケンス制御部１２０と、計算機１３０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、図１に示す構成は一例に過ぎない。例えば、シーケンス制御部１２０及び計算機１３０内の各部は、適宜統合若しくは分離して構成されてもよい。
　静磁場磁石１０１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、超伝導磁石等であり、静磁場電源１０２から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源１０２は、静磁場磁石１０１に電流を供給する。なお、静磁場磁石１０１は、永久磁石でもよく、この場合、ＭＲＩ装置１００は、静磁場電源１０２を備えなくてもよい。また、静磁場電源１０２は、ＭＲＩ装置１００とは別に備えられてもよい。
　傾斜磁場コイル１０３は、中空の円筒形状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１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、及び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１０４から個別に電流の供給を受けて、Ｘ、Ｙ、及び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。傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、及びＺの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇe、及び読み出し用傾斜磁場Ｇrである。傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する。
　寝台１０５は、被検体Ｐが載置される天板１０５ａを備え、寝台制御部１０６による制御の下、天板１０５ａを、被検体Ｐが載置された状態で、傾斜磁場コイル１０３の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０５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。寝台制御部１０６は、計算機１３０による制御の下、寝台１０５を駆動して天板１０５ａを長手方向及び上下方向へ移動する。
　送信コイル１０７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、送信部１０８からＲＦパルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信部１０８は、対象とする原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０７に供給する。
　受信コイルアレイ１０９は、傾斜磁場コイル１０３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、適宜「ＭＲ信号」）を受信する。受信コイルアレイ１０９は、ＭＲ信号を受信すると、受信したＭＲ信号を受信部１１０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１０９は、１以上、典型的には複数のコイルエレメントを有する。
　なお、上述した送信コイル１０７及び受信コイルアレイ１０９は一例に過ぎない。送信機能のみを備えたコイル、受信機能のみを備えたコイル、若しくは送受信機能を備えたコイルのうち、１つ若しくは複数を組み合わせることによって構成されればよい。
　受信部１１０は、受信コイルアレイ１０９から出力されるＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号に基づいてＭＲデータを生成する。具体的には、受信部１１０は、受信コイルアレイ１０９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、受信部１１０は、生成したＭＲデータをシーケンス制御部１２０へ送信する。なお、受信部１１０は、静磁場磁石１０１や傾斜磁場コイル１０３等を備える架台装置側に備えられてもよい。
　ここで、第１の実施形態において、受信コイルアレイ１０９の各コイルエレメントから出力されるＭＲ信号は、適宜分配合成されることで、チャネル等と呼ばれる単位で受信部１１０に出力される。このため、ＭＲデータは、受信部１１０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、「各チャネル」や「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、後述する制御部１３３による処理の前までに、チャネル単位に分配合成されればよい。
　シーケンス制御部１２０は、計算機１３０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１０４、送信部１０８及び受信部１１０を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。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１０４が傾斜磁場コイル１０３に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信部１０８が送信コイル１０７に供給するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信部１１０がＭＲ信号を検出するタイミング等が定義される。例えば、シーケンス制御部１２０は、ＡＳＩＣ（Application　Specific　Integrated　Circuit）、ＦＰＧＡ（Field　Programmable　Gate　Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）、ＭＰＵ（Micro　Processing　Unit）等の電子回路である。
　図２は、第１の実施形態におけるＥＰＩによるパルスシーケンスを示す図である。ここで、ＥＰＩには、励起パルス及び再収束パルスの印加後に発生するスピンエコー信号を収集するＳＥ（Spin　Echo）法を用いた「ＳＥ－ＥＰＩ」や、励起パルスの印加後に発生するエコー信号を収集するＦＥ（Field　Echo）法を用いた「ＦＥ－ＥＰＩ」、ＦＦＥ（Fast　FE）法を用いた「ＦＦＥ－ＥＰＩ」等がある。また、ＥＰＩには、励起パルスを複数回に亘り印加して得られるエコートレインのデータを合わせて１枚の画像を生成する「マルチショットＥＰＩ」や、１回の励起パルスの印加のみで１枚の画像を生成する「シングルショットＥＰＩ」等がある。このうち、第１の実施形態においては、シングルショットのＳＥ－ＥＰＩを想定して説明するが、実施形態はこれに限られるものではなく、他のＥＰＩにも同様に適用することができる。
　図２に示すように、シーケンス制御部１２０は、各部を制御することで、励起パルスとして９０°パルスを印加するとともに、スライス用傾斜磁場Ｇsを印加してスライス面内の磁化を選択的に励起し、続いて１８０°パルスを印加する。次に、シーケンス制御部１２０は、スライス面に平行な方向に、読み出し用傾斜磁場Ｇrをスイッチング（極性を反転）させながら高速且つ連続的に印加し、同時に、スライス用傾斜磁場Ｇsと平行、且つ、読み出し用傾斜磁場Ｇrと直交する方向に、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeを印加する。このように、シーケンス制御部１２０は、９０°パルスによって励起されたスライス面内の横磁化が緩和する時間内に、読み出し用傾斜磁場Ｇrをスイッチングさせながら高速且つ連続的に印加することによって、磁気共鳴に基づく複数のＭＲ信号（エコー信号）を連続的に発生させる。この結果、シーケンス制御部１２０は、スライス面のデータを高速に収集することができる。なお、連続的に収集された複数のエコー信号のうち、奇数番目に取集されたエコー信号と偶数番目に収集されたエコー信号とでは、ｋ空間内に配置される際の方向が異なる。第１の実施形態を含む以下の実施形態において、画像生成部１３６は、必要に応じて、奇数番目に取集されたエコー信号、又は、偶数番目に収集されたエコー信号の方向を反転し、両者の方向を揃えた上で各種処理を行う。
　なお、シーケンス制御部１２０は、傾斜磁場電源１０４、送信部１０８及び受信部１１０を駆動して被検体Ｐを撮像した結果、受信部１１０からＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを計算機１３０へ転送する。
　計算機１３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、画像の生成等を行う。計算機１３０は、インタフェース部１３１、記憶部１３２、制御部１３３、入力部１３４、表示部１３５、及び画像生成部１３６を備える。また、制御部１３３は、配置部１３３ａを備える。
　インタフェース部１３１は、シーケンス情報をシーケンス制御部１２０へ送信し、シーケンス制御部１２０からＭＲデータを受信する。また、インタフェース部１３１は、ＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを記憶部１３２に格納する。記憶部１３２に格納されたＭＲデータは、配置部１３３ａによってｋ空間に配置される。この結果、記憶部１３２は、複数チャネル分のｋ空間データを記憶する。
　記憶部１３２は、インタフェース部１３１によって受信されたＭＲデータや、配置部１３３ａによってｋ空間に配置されたｋ空間データ、画像生成部１３６によって生成された画像データ等を記憶する。例えば、記憶部１３２は、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、光ディスク等である。
　入力部１３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。入力部１３４は、例えば、マウスやトラックボール等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１３５は、制御部１３３による制御の下、スペクトラムデータや画像データ等の各種の情報を表示する。表示部１３５は、例えば、液晶表示器等の表示デバイスである。
　制御部１３３は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、制御部１３３は、入力部１３４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部１２０へ送信することによって撮像を制御する。また、制御部１３３は、ＭＲデータに基づいて行われる画像の生成を制御したり、表示部１３５による表示を制御したりする。また、配置部１３３ａは、受信部１１０によって生成されたＭＲデータを記憶部１３２から読み出し、ｋ空間に配置する。例えば、制御部１３３は、ＡＳＩＣ、ＦＰＧＡ等の集積回路、ＣＰＵ、ＭＰＵ等の電子回路である。
　画像生成部１３６は、配置部１３３ａによってｋ空間に配置されたｋ空間データを記憶部１３２から読み出し、読み出したｋ空間データに２次元フーリエ変換等の再構成処理を施すことで、画像を生成する。
　ここで、第１の実施形態に係る画像生成部１３６は、画像生成の過程において、パラレルイメージング（以下、適宜「ＰＩ（Parallel　Imaging）」）法で収集された複数チャネル分のエコー信号から、ＰＩ法で画像を生成する過程を含む。このＰＩ法には、ＳＥＮＳＥ系（sensitivity　encoding）と呼ばれる技術や、ＳＭＡＳＨ（simultaneous　acquisition　of　spatial　harmonics）系と呼ばれる技術（例えば、ＧＲＡＰＰＡ（generalized　autocalibrating　partially　parallel　acquisition））がある。
　典型的なＳＥＮＳＥ系の場合、シーケンス制御部１２０は、１枚の画像の生成に必要とされるエンコードステップ数を等間隔に間引いて収集するので、配置部１３３ａによってｋ空間に配置されたｋ空間データも、等間隔に間引かれた状態となる。この間引き率は、ＰＩＦ（PI　Factor）等と呼ばれる。例えば、ＰＩＦ＝２で収集されたｋ空間データは、２エンコードラインのうち１エンコードラインが間引かれた状態となる。この間引かれた状態のｋ空間データを用いて２次元フーリエ変換による再構成を行うと、折り返し画像が得られる。そこで、画像生成部１３６は、各チャネルの感度分布が異なることを利用してこの折り返し画像をアンフォールディング（unfolding）し、折り返しの無い画像を得る。具体的には、画像生成部１３６は、各チャネルのｋ空間データと、各チャネルの感度分布を示す感度マップとを用いて画像を生成する。
　一方、典型的なＧＲＡＰＰＡの場合、ＳＥＮＳＥ系と同様、ｋ空間データは、等間隔に間引かれた状態となる。ここで、画像生成部１３６は、間引かれたデータを、ｋ空間上の近傍のデータから推定する。例えば、画像生成部１３６は、全チャネルのｋ空間データを用いて、間引かれたデータを重み付きの線形和で算出する。この重みは、別途収集されたＰＩＦ＝１（フルサンプリング）のデータから求められる。また、ＰＩＦ＝１のデータは、キャリブレーションデータ等と呼ばれ、例えば、ｋ空間の中心部のみをＰＩＦ＝１で収集することで得られる。その後、画像生成部１３６は、例えば、収集されたデータと推定されたデータとを組み合わせたｋ空間データを用いて２次元フーリエ変換による再構成を行うことで、画像を生成する。
　なお、上述したＭＲＩ装置１００による撮像全体の流れを簡単に説明しておくと、ある検査において、例えば、ＭＲＩ装置１００は、診断画像を生成するためのｋ空間データを収集するイメージングスキャンに先行して準備スキャンを行う。この準備スキャンには、例えば、各チャネルの配列方向の感度を示すプロファイルデータを収集するためのスキャン、位置決め画像を収集するためのスキャン、各チャネルの感度分布を示す感度マップを収集するためのスキャン、ＲＦパルスの中心周波数を求めるためのスペクトラムデータを収集するためのスキャン、静磁場の均一性を調整するために補正コイル（図示を省略）に流す電流値を求めるためのスキャン等があり、適宜選択されて行われる。また、準備スキャンとして、イメージングスキャンで用いられる撮像パラメータを求めるためのスキャンが行われる場合がある。
　これらの準備スキャンが行われた後、イメージングスキャンが行われて、診断画像を生成するためのｋ空間データが収集される。そして、ＭＲＩ装置１００は、記憶部１３２に記憶されたｋ空間データを用いて画像を生成する。後述するように、第１の実施形態に係る画像生成部１３６は、準備スキャンで収集された感度マップと、イメージングスキャンで収集されたｋ空間データとを用いて、画像を生成する。なお、例えば、感度マップは、画像生成処理までに収集されればよいので、必ずしもイメージングスキャンに先行して収集されなくてもよい。
　図３及び４は、第１の実施形態において低減されるＮ／２アーチファクトを説明するための図である。複数のエコー信号から１枚の画像を生成する場合、各エコー信号のピークの時間軸上の位置は、等間隔になることが望ましい。静磁場の不均一性等が存在しないと仮定すると、エコー信号のピークは、理論上、読み出し用傾斜磁場Ｇrの正負の波形の面積が等しくなる時刻で生じる。この時刻は、正負の波形の中間時刻に相当するので、各エコー信号のピークは、時間軸上で等間隔に位置付けられることになる。
　しかしながら、静磁場の不均一性等の影響下において、各エコー信号のピークは、正負の波形の中間時刻からずれてしまう。例えば、図３に示すように、読み出し用傾斜磁場Ｇrに、例えば静磁場の不均一性ΔＨがオフセットとして加わると、読み出し用傾斜磁場Ｇrの負の波形の面積Ｓ1と一致する正の波形の面積Ｓ2は、中間時刻ｔ1よりもΔｔ1分だけ前にずれた時刻となる。また、これに伴い、正の波形の面積Ｓ3と一致する負の波形の面積Ｓ4は、中間時刻ｔ2よりもΔｔ2分だけ後ろにずれた時刻となる。このように、静磁場の不均一性等の影響下では、各エコー信号のピークは、正負の波形の中間時刻からずれてしまい、時間軸上で等間隔にならない。
　Ｎ／２アーチファクトは、このような時間軸上でのピークの位置ずれを含むｋ空間データを用いて画像を生成した場合に現れるアーチファクトである。例えば、Ｎ／２アーチファクトは、図４に示すように、撮像対象（中央の円）や偽像（両端の半円）のエッジ部分に強く現れる。
　図５は、第１の実施形態に係る画像生成部１３６による処理を説明するための図である。図５においては、シーケンス制御部１２０が、ＰＩＦ＝２のパラレルイメージングによって複数チャネル分（例えば、３２チャネル分）のエコー信号を収集する例を想定する。また、以下では、シーケンス制御部１２０によって収集されたエコー信号が、配置部１３３ａによってｋ空間に配置され、記憶部１３２にｋ空間データとして格納された状態を想定した上で、画像生成部１３６による処理を説明する。なお、図５においては、実際に収集されたエコー信号を太線で示す。また、励起パルスの印加後、連続的に収集された複数のエコー信号のうち、奇数番目に収集されたエコー信号（以下、適宜「奇数ライン」）を太線の実線で示し、偶数番目に収集されたエコー信号（以下、適宜「偶数ライン」）を太線の点線で示す。また、図５において、『ｏ』の符号は奇数番目（ｏｄｄ）を示し、『ｅ』の符号は偶数番目（ｅｖｅｎ）を示す。また、パラレルイメージングによって間引かれて収集されなかったエコー信号（以下、適宜「間引きライン」）を点線で示す。また、『ｋx』は、周波数エンコード方向に対応し、『ｋy』は、位相エンコード方向に対応する。
　なお、第１の実施形態において説明するｋ空間データは一例に過ぎない。ＰＩＦやチャネル数は、任意に変更することができる。また、ＰＩＦは、スキャンの途中で変化してもよい（例えば、ＰＩＦ＝２からＰＩＦ＝１に変化し、その後ＰＩＦ＝２に変化する等）。また、ｋ空間は、２次元、３次元、あるいはその他の次元のｋ空間であってもよい。また、ｋ空間の一部がゼロ詰め（zero　padding）されたｋ空間データも、処理の対象とすることができる。また、第１の実施形態においては、周波数エンコード方向やスライスエンコード方向を間引かずに、位相エンコード方向のみを間引くパターンを説明するが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の両方を間引く等、適宜変更することができる。
　図５の（Ａ）に示す『Original　dataset』は、複数チャネル分のｋ空間データである。各チャネルのｋ空間データは、図５の（Ａ）に示すように、ＰＩＦ＝２、すなわち、２位相エンコードラインに対して１位相エンコードライン分、間引いて配置される。なお、図５においては、説明の便宜上、フルサンプリングが１６位相エンコードラインの場合を図示している。
　まず、画像生成部１３６は、図５の（Ｂ）に示すように、各チャネルのｋ空間データについて、連続的に収集された複数のエコー信号から、偶数番目に収集されたエコー信号群（以下、適宜「偶数ライン群」）、及び、奇数番目に収集されたエコー信号群（以下、適宜「奇数ライン群」）をそれぞれ抽出する。この場合、図５の（Ｂ）に示すように、ｋ空間データは、４位相エンコードラインに対して３位相エンコードライン分、間引かれて配置されたものとなる。
　続いて、画像生成部１３６は、図５の（Ｃ）に示すように、偶数ライン群や奇数ライン群を抽出した各ｋ空間データに対して２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ（Fourier　transform））による再構成を施す。各ｋ空間データは、４位相エンコードラインに対して３位相エンコードライン分、間引かれたものであるので、図５の（Ｃ）に示すように、折り返し画像が生成される。このように、画像生成部１３６は、偶数ライン群のみから折り返し画像（以下、適宜「偶数折り返し画像」）を生成し、奇数ライン群のみから折り返し画像（以下、適宜「奇数折り返し画像」）を生成する。
　次に、画像生成部１３６は、図５の（Ｄ）に示すように、複数チャネル分の折り返し画像と複数チャネル分の感度マップ（図示を省略）とを用いて、ＰＩＦ＝４相当のアンフォールディング処理を行うことで、折り返しの無い画像を得る。すなわち、画像生成部１３６は、偶数折り返し画像群から折り返しの無い画像（以下、適宜「偶数画像」）を得て、また、奇数折り返し画像群から折り返しの無い画像（以下、適宜「奇数画像」）を得る。これら偶数画像や奇数画像は、偶数ライン群のみ、若しくは、奇数ライン群のみから生成された画像であるので、Ｎ／２アーチファクトは現れない。なお、フルサンプリングのエコー信号から画像が生成された場合のＳ（Signal）／Ｎ（Noise）を『１』とした場合、これら偶数画像や奇数画像は、ＰＩ法のgeometry　factorによるＳ／Ｎ低下の影響を無視すると（例えばgeometry　factor＝１と仮定すると）、『Ｓ／Ｎ　∝　１／√４』となる。
　そして、画像生成部１３６は、図５の（Ｅ）に示すように、偶数画像と奇数画像とを合成する。例えば、画像生成部１３６は、偶数画像と奇数画像とを、平方和（ＳＯＳ（Sum　Of　Square））等によって合成する。また、画像生成部１３６は、この合成を、偶数画像と奇数画像とを位置合わせした後に行ってもよい。こうして合成された合成画像は、ＰＩ法のgeometry　factorによるＳ／Ｎ低下の影響を無視すると（例えばgeometry　factor＝１と仮定すると）、『Ｓ／Ｎ　∝　１／√２』となる。また、画像生成部１３６は、この合成を行わずに、図５の（Ｄ）で生成した偶数画像及び奇数画像を出力して、その後の処理に用いてもよい。
　また、図５においては、偶数ライン群側の処理、及び、奇数ライン群側の処理の両方を実行する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。画像生成部１３６は、偶数ライン群側、若しくは、奇数ライン群側の一方のみを処理の対象としてもよい。
　上述したように、第１の実施形態によれば、ＥＰＩ且つパラレルイメージングによってエコー信号を収集することで、高速撮像を実現することができる。また、第１の実施形態によれば、偶数ライン群のみ、若しくは、奇数ライン群のみを処理の対象として、画像を生成することで、Ｎ／２アーチファクトが現れない画像を生成することができる。
（第２の実施形態）
　続いて、第２の実施形態においては、第１の実施形態と同様の構成を備えるＭＲＩ装置１００を想定するが、画像生成部１３６による処理が第１の実施形態とは異なる。具体的には、画像生成部１３６は、第１の実施形態と同様、実際に収集された複数のエコー信号から、偶数番目若しくは奇数番目に収集されたエコー信号群をそれぞれ抽出して、個別に偶数画像や奇数画像を生成する。もっとも、画像生成部１３６は、その後の過程において、偶数ラインの位相と奇数ラインの位相とを一致させる位相補正量を求め、この位相補正量を用いた換算によって、実際に収集されたエコー信号を偶数・奇数で組み合わせて画像を生成する。
　図６及び７は、第２の実施形態における「位相補正」を説明するための図である。上述したように、第２の実施形態においては、偶数ラインの位相と奇数ラインの位相とを一致させる位相補正を行う。ここで、この「位相補正」によって補正される位相のずれには、（イ）各位相エンコードラインにおけるエコー信号のピーク自体の時間軸上の位置のずれと、（ロ）ピーク時点におけるエコー信号の位相のずれとが含まれる。なお、以下では、（イ）の位相のずれを「時間軸上の位置ずれ」と表記し、（ロ）の位相のずれを「ピーク時点の位相ずれ」と表記する場合がある。
　（イ）の時間軸上の位置ずれは、図３を用いて説明したように、各位相エンコードラインにおけるエコー信号のピークが、静磁場の不均一性等の影響下において、時間軸上で等間隔にならないことを意味する。この時間軸上の位置ずれは、ｋ空間（ｋｙ－ｋｘ空間）上では、図６に示すように、ｋｘ方向、すなわち、周波数軸方向の位置ずれΔｔ（＝Δｋｘ）として現れる。一方、（ロ）のピーク時点の位相ずれは、複素データ（real成分、imaginary成分）であるエコー信号のimaginary成分が、ピーク時点において『０』にならず、エコー信号の値が複素平面上で回転方向にずれることを意味する。なお、図６に示すｋ空間（ｋｙ－ｋｘ空間）上では、このピーク時点の位相ずれをθｐ（ｉ）で表す。なお、『ｉ』は、ｋｙ軸方向の位相エンコードステップである。
　さて、これら（イ）及び（ロ）の位相のずれは、ｋ空間（ｋｙ－ｋｘ空間）をｋｘ方向に１次元フーリエ変換（１ＤＦＴ）することで得られるｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）上では、いずれも、実空間ｘ方向における一次の位相変化として現れる。すなわち、（イ）及び（ロ）の位相のずれは、図６に示すｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）上では、（１）式に示すように、各ポイントのimaginary成分Ｉim（x,i）とreal成分Ｉre（x,i）との比の逆正接を算出することで求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　このθ（x,i）は、図７及び（２）式に示すように、傾きａ、オフセットｂの一次関数で表され、傾きａが、（イ）の時間軸上の位置ずれに相当し、オフセットｂが、（ロ）のピーク時点の位相ずれに相当する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　第２の実施形態及び後述する他の実施形態において、「位相補正」と表記する場合は、原則として、（イ）の時間軸上の位置ずれ、及び（ロ）のピーク時点の位相ずれの両方を補正することを意味する。また、この位相補正は、ｋ空間（ｋｙ－ｋｘ空間）上においても、あるいは、ｋｘ方向に１次元フーリエ変換後のｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）上においても行うことができる。第２の実施形態においては、ｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）上でθ（x,i）を算出して位相補正を行う手法を説明する。
　図８は、第２の実施形態に係る画像生成部１３６による処理を説明するための図である。図８において、図５と同じ線種で表現されているラインは、図５と同じ意味を有する。また、図８においては、実際に収集された奇数ラインであって位相補正済みの奇数ラインを太線の実線で示すとともに、『＊ｏ』の符号を付す。また、図８においては、実際に収集された偶数ラインであって位相補正済みの偶数ラインを太線の点線で示すとともに、『＊ｅ』の符号を付す。また、図８においては、後述する逆再構成によって推定されることで埋められた間引きライン（以下、適宜「推定ライン」）を細線の実線で示す。
　図８の（Ａ）～（Ｄ）は、第１の実施形態において説明した図５の（Ａ）～（Ｄ）の処理と同様であるので、説明を割愛する。
　画像生成部１３６は、図８の（Ｄ）に示すように偶数画像及び奇数画像を得た後、図８の（Ｅ）に示すように、偶数画像及び奇数画像それぞれに対して２次元逆フーリエ変換による逆再構成を施す。具体的には、まず、画像生成部１３６は、偶数画像及び奇数画像それぞれに対して、各チャネルの感度マップそれぞれを適用し、各チャネルの感度が反映された複数チャネル分の中間偶数画像及び中間奇数画像を生成する。続いて、画像生成部１３６は、生成した複数チャネル分の中間偶数画像及び中間奇数画像それぞれに対して２次元逆フーリエ変換を施すことで、中間偶数画像に対応する複数チャネル分のｋ空間データ、及び、中間奇数画像に対応する複数チャネル分のｋ空間データを生成する。
　こうして、画像生成部１３６は、図８の（Ｅ）に示すように、偶数画像及び奇数画像それぞれに対応して、全ての位相エンコードラインが埋められたｋ空間データ、すなわち、フルサンプリング相当のｋ空間データを得ることができる。なお、図８の（Ｅ）においては、逆再構成によって得られたフルサンプリング相当のｋ空間データのうち、実際に収集された偶数ラインや奇数ラインについては、実際に収集したエコー信号に置き換えた状態を示す。
　ここで、画像生成部１３６は、偶数画像から得られたｋ空間データＤ１と、奇数画像から得られたｋ空間データＤ２とを、同一位相エンコードライン同士で対比することで、偶数ラインの位相と奇数ラインの位相とを一致させる位相補正量を導出する。この位相補正量は、言い換えると、上述した、（イ）の時間軸上の位置ずれ、及び（ロ）のピーク時点の位相ずれの両方を補正する位相補正量である。なお、第２の実施形態においては、実際に収集された偶数ラインや奇数ラインについては、実際に収集したエコー信号に置き換えた状態で位相補正量を導出する手法を説明するが、実施形態はこれに限られるものではない。逆再構成によって得られたフルサンプリング相当のｋ空間データ自体を対比して、位相補正量を導出する手法でもよい。また、第２の実施形態においては、偶数画像から得られたｋ空間データＤ１と、奇数画像から得られたｋ空間データＤ２とを対比することで位相補正量を導出する手法を説明するが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、偶数画像から得られたｋ空間データと、実際に収集されたｋ空間データとを対比することで位相補正量を導出する手法でもよい。これらは、他の実施形態においても同様である。
　図９は、第２の実施形態における位相補正量の導出を説明するための図である。図９において、ｋ空間データＤ１は、図８に示すｋ空間データＤ１と基本的に同じものであり、逆再構成（２次元逆フーリエ変換）により推定され、一部、実際に収集された偶数ラインに置き換えられたｋ空間データとすることができる。同様に、図９において、ｋ空間データＤ２は、図８に示すｋ空間データＤ２と基本的に同じものであり、逆再構成により推定され、一部、実際に収集された奇数ラインに置き換えられたｋ空間データとすることができる。
　図９に示すように、画像生成部１３６は、ｋ空間データＤ１に含まれるエコー信号と、ｋ空間データＤ２に含まれるエコー信号とを、位相エンコードステップが同一である同一位相エンコードライン同士で対比することで、各ラインの位相補正量を導出する。
　例えば、画像生成部１３６は、複素データであるｋ空間データＤ１側のエコー信号に対して、ｋｘ方向に１次元フーリエ変換を行った後、real成分、imaginary成分を用いて、位相エンコードステップｉ番目のラインにおける、ｘ方向の位相変化量を求める。すなわち、画像生成部１３６は、（３）式に示すように、Ｉim(even)（x,i）とＩre(even)（x,i）との比の逆正接を算出することで、位相エンコードステップｉ番目のラインにおけるx方向の位相変化量θeven（x,i）を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　また、例えば、画像生成部１３６は、複素データであるｋ空間データＤ２側のエコー信号に対して、ｋｘ方向に１次元フーリエ変換を行った後、real成分、imaginary成分を用いて、エンコードステップｉ番目のラインにおける、ｘ方向の位相変化量を求める。すなわち、画像生成部１３６は、（４）式に示すように、Ｉim(odd)（x,i）とＩre(odd)（x,i）との比の逆正接を算出することで、x方向の位相変化量θodd（x,i）を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　そして、画像生成部１３６は、位相θeven（x,i）と、位相θodd（x,i）とを一致させる位相補正量を、ｋｘ方向に１次元逆フーリエ変換を行った後のｋ空間データ（以下、適宜「ｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）データ」）Ｄ１のうち、例えば、奇数ラインに相当するエコー信号それぞれについて導出する。この位相補正量は、位相θeven（x,i）若しくは位相θodd（x,i）のいずれかに一致させる位相補正量であってもよいし、あるいは、この両者とは異なる他の値に両者を一致させる位相補正量であってもよい。例えば、前者の場合で、且つ、位相θeven（x,i）に一致させる場合、画像生成部１３６は、位相θeven（x,i）を位相基準として、（５）式に示すように位相差Δφ（x,i）を求める。この位相差Δφ（x,i）が、位相補正量である。そして、画像生成部１３６は、（６）式に示すように、（５）式で求めた位相差の位相補正を行う。図１０は、第２の実施形態における位相補正を説明するための図である。図１０に示すように、ｋｙ－ｘ空間上において、各ラインは、時間軸上で一致する。また、各ラインは、ピーク時点の位相も一致する。なお、通常、前者の場合、位相補正量を用いて行われる換算処理の数が、後者の場合に比較して少なくなる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　続いて、画像生成部１３６は、図８の（Ｆ）に示すように、例えば、実際に収集された奇数ラインに相当するエコー信号それぞれを、まずｋｘ方向に１次元フーリエ変換を行った後、導出した各位相補正量を用いて偶数ライン群側のエコー信号に換算し、換算後のエコー信号を、ｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）データＤ１の対応するエコー信号と置き換える。こうして、置き換え後のｋｙ－ｘ空間上のｋ空間データには、実際に収集されたエコー信号として、実際に収集された偶数ライン『ｅ』の他、実際に収集された奇数ラインであって、偶数ラインと同じ性質を有する換算後の奇数ライン『＊ｏ』が含まれることになる。
　ここで、ｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）データＤ１は、偶数ライン群に基づいて生成されたものであるので、ｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）データＤ１に含まれるエコー信号は、いずれも偶数ラインと同じ性質、すなわち、Ｎ／２アーチファクトを生じない性質を有する。また、この偶数ラインから導出された位相補正量を用いて換算された奇数ラインも、この偶数ラインと同じ性質、すなわち、Ｎ／２アーチファクトを生じない性質を有することになる。結局、置き換え後のｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）データは、Ｎ／２アーチファクトを生じない性質を有する。
　その後、画像生成部１３６は、図８の（Ｇ）に示すように、複数チャネル分の置き換え後の各ｋ空間データに対して２次元フーリエ変換による再構成を施して、複数チャネル分の折り返し画像を得る。例えば、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で位相補正が行われ、置き換えられたｋ空間データに対して、更にもう一度、ｋｘ方向に１次元逆フーリエ変換を行い、再びｋｙ－ｋｘ空間上のｋ空間データに戻した後、２次元フーリエ変換による再構成を行う。なお、実施形態はこれに限られるものではなく、例えば、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で位相補正が行われ、置き換えられたｋ空間データに対して、残りのｋｙ方向に１次元フーリエ変換を行うことで再構成を行ってもよい。
　続いて、画像生成部１３６は、図８の（Ｈ）に示すように、複数チャネル分の折り返し画像と、複数チャネル分の感度マップ（図示を省略）とを用いて、ＰＩＦ＝２相当のアンフォールディング処理を行うことで、折り返しの無い画像を得る。なお、上述では、２次元フーリエ変換による再構成の処理と、ＰＩ法によるアンフォールディング処理とを分離して説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。トータルとして同一の結果が得られるのであれば、いくつかの処理手順の順序が入れ替わり、若しくは同時に実行されてもよい。他の実施形態においても同様である。
　図８の（Ｄ）の画像と（Ｈ）の画像とを比較した場合、（Ｈ）の画像の方が、実際に収集された奇数ラインに置き換えたラインの数分Ｓ／Ｎが向上する。これは、実際に収集されたエコー信号の方がノイズの相関が小さいため、積算ノイズが低減されるからである。
　なお、図８に示すように、画像生成部１３６による処理は、奇数ライン群側のｋ空間データについても同様に行われる。もっとも、実施形態はこれに限られるものではない。画像生成部１３６は、偶数ライン群側、若しくは、奇数ライン群側の一方のみを処理の対象としてもよい。あるいは、画像生成部１３６は、偶数ライン群側から得られた画像と奇数ライン群側から得られた画像とを合成してもよい。また、上述した第２の実施形態においては、図８の（Ｇ）以降、実際に収集されたエコー信号のみを用いて画像を生成する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、画像生成部１３６は、逆再構成によって推定した推定ラインと、実際に収集されたエコー信号とを更に組み合わせて画像を生成してもよい。この場合、ｋ空間データは、フルサンプリングデータとなるので、２次元フーリエ変換（若しくは、ｋｙ－ｘ空間上で位相補正が行われ、置き換えられたｋ空間データに対しては、ｋｙ方向に１次元フーリエ変換）によって、直接、折り返しの無い画像が得られる。
　上述した第２の実施形態の一例を簡単にまとめると、以下の通りである。シーケンス制御部１２０は、２倍速（ＰＩＦ＝２）のパラレルイメージングによってエコー信号群を収集する。画像生成部１３６は、シーケンス制御部１２０によって収集されたエコー信号群を、偶数及び奇数それぞれのデータセットに分け、それぞれのデータセットを４倍速で展開の上、偶数画像及び奇数画像それぞれを生成する。また、画像生成部１３６は、偶数画像及び奇数画像それぞれを逆フーリエ変換し、ｋｙ－ｋｘ空間のＲａｗデータに戻す。続いて、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で、偶数ライン群のみのＲａｗデータセット、及び、奇数ライン群のみのＲａｗデータセットと、実際に２倍速で収集されたエコー信号群とを比較し、対応する偶数ラインと奇数ラインとから位相補正量を導出する。次に、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で、実際に２倍速で収集されたエコー信号に対して位相補正を加えた後、偶数ライン群のみのＲａｗデータセット、及び、奇数ライン群のみのＲａｗデータセットそれぞれに対して置き換えを行う。そして、画像生成部１３６は、置き換え後のＲａｗデータセットそれぞれに対して画像の再構成（２次元フーリエ変換、又はｋｙ方向に１次元フーリエ変換）を行い、その後、必要に応じて、合成画像を生成する。
　上述したように、第２の実施形態によれば、位相補正量を用いた換算によって、実際に収集されたエコー信号を偶数・奇数で組み合わせて画像を生成する。この結果、第２の実施形態によれば、エコー信号収集時のＰＩＦで画像の展開まで実行することができるので、第１の実施形態の偶数画像や奇数画像に比較して、更に画質を向上することができる。また、第２の実施形態において、位相補正量は、同一の位相エンコードで対応するライン同士の対比によって導出される。このように導出された位相補正量による位相補正は、高精度である。また、第２の実施形態において、位相補正は、ｋｘ方向に１次元フーリエ変換した後のｋｙ－ｘ空間において行われる。この場合、（イ）の時間軸上の位置ずれ、及び（ロ）のピーク時点の位相ずれの両方を、ｋｙ－ｘ空間上で算出されるθ（x,i）に基づいて補正することができるので、比較的簡単な処理で位相補正を実現することができる。
（第２の実施形態の変形例）
　ところで、上述した第２の実施形態においては、画像生成部１３６が、同一位相エンコードライン同士を対比することでライン毎に位相補正量を導出し、導出した位相補正量をライン毎に適用する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。画像生成部１３６は、例えば、ｋｘ方向に１次元フーリエ変換したｋｙ－ｘ空間上で位相補正を行う場合、全位相エンコードラインに対応する位相補正量を集約した「位相差マップ（Phase　map）」を生成し、この位相差マップを用いて位相補正を行ってもよい。すなわち、位相差マップには、偶数ラインに対する位相補正量と、奇数ラインに対する位相補正量とが組み込まれる。また、位相差マップは、例えば２次元のｋ空間データを想定する場合、２次元の情報として生成される。
　図１１及び１２は、第２の実施形態の変形例に係る画像生成部１３６による処理を説明するための図である。なお、図１１の（Ａ）～（Ｅ）は、第２の実施形態において説明した図８の（Ａ）～（Ｅ）と同様であるので、説明を割愛する。
　画像生成部１３６は、図１１の（Ｅ）に示すように、偶数画像に対応するｋ空間データと、奇数画像に対応するｋ空間データとを逆再構成により得ると、上述した第２の実施形態と同様、各ｋ空間データに対してｋｘ方向に１次元フーリエ変換を行う。そして、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上でこの両者を対比することで、図１１の（Ｆ）に示すように、２次元の位相差マップΦm（ｘ，ｋｙ）を複数チャネル分、生成する。この２次元の位相差マップΦm（ｘ，ｋｙ）には、ｋ空間に含まれるエコー信号の位相を一致させるための位相補正量が、実空間ｘ方向及び位相エンコード方向にマッピングされている。続いて、画像生成部１３６は、図１１の（Ａ）に示す『Original　dataset』に対してｋｘ方向に１次元フーリエ変換を行い、ｋｙ－ｘ空間上で、この『Original　dataset』に対して、この位相差マップΦm（ｘ，ｋｙ）を用いた位相補正を行う。もっとも、本変形例において、『Original　dataset』は、ＰＩＦ＝２で配置されたｋ空間データである。このため、画像生成部１３６は、図１２の（Ｇ）に示すように、位相差マップΦm（ｘ，ｋｙ）についても、このＰＩＦに対応するように、２位相エンコードラインに対して１位相エンコードライン分間引いて適用する。なお、間引き後の位相差マップを、位相差マップΦm_1/2（ｘ，ｋｙ）と表記する。
　こうして、画像生成部１３６は、図１２の（Ｈ）に示すように、（７）式に示す位相補正により、各エコー信号の位相が一致したｋ空間（ｋｙ－ｘ空間）データを得る。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　その後、第２の実施形態と同様、画像生成部１３６は、更にもう一度ｋｘ方向に１次元逆フーリエ変換を行い、再びｋｙ－ｋｘ空間上のｋ空間データに戻した後、図１２の（Ｉ）に示すように、２次元フーリエ変換による再構成を施して、折り返し画像を得る。次に、画像生成部１３６は、図１２の（Ｊ）に示すように、ＰＩＦ＝２相当のアンフォールディング処理を行うことで、折り返しの無い画像を得る。なお、実施形態はこれに限られるものではなく、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で位相補正が行われ、置き換えられたｋ空間データに対して、残りのｋｙ方向に１次元フーリエ変換を行うことで再構成を施し、複数チャネル分の折り返し画像を得てもよい。
　なお、図１２においては、『Original　dataset』を偶数ライン群と奇数ライン群とに分けることなく処理を行う例を説明した。位相差マップを生成することで、このような処理が容易になる。しかしながら、実施形態はこれに限られるものではない。図８等で説明した実施形態と同様、『Original　dataset』から偶数ライン群と奇数ライン群とをそれぞれ抽出してもよい。この場合、画像生成部１３６は、抽出した偶数ライン群や奇数ライン群に対して、４位相エンコードラインに対して１位相エンコードライン分を間引いた位相差マップΦm_1/4（ｘ，ｋｙ）によって位相補正を行う。また、画像生成部１３６は、その後生成された２つの画像を合成してもよい。
　また、図１２においては、偶数ラインを基準に生成された位相差マップΦm_1/2（ｘ，ｋｙ）を想定したため、位相補正されたラインが、位相補正済みの奇数ライン『＊ｏ』で表わされているが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、奇数ラインを基準に生成された位相差マップΦm_1/2（ｘ，ｋｙ）を想定した場合には、位相補正されたラインは、位相補正済みの偶数ライン『＊ｅ』で表わされる。また、例えば、偶数ラインでも奇数ラインでもない他の値に一致させるために生成された相差マップΦm_1/2（ｘ，ｋｙ）を想定した場合には、位相補正されたラインは、位相補正済みの奇数ライン『＊ｏ』、及び位相補正済みの偶数ライン『＊ｅ』で表わされる。
（第３の実施形態）
　続いて、第３の実施形態においては、第１の実施形態と同様の構成を備えるＭＲＩ装置１００を想定するが、シーケンス制御部１２０及び画像生成部１３６による処理が第１の実施形態とは異なる。具体的には、シーケンス制御部１２０は、エコー信号を収集する場合に、ｋ空間の中心部のみ高密度で収集する。そして、画像生成部１３６は、この中心部について収集された複数のエコー信号から、偶数番目若しくは奇数番目に収集されたエコー信号群をそれぞれ抽出して低解像度の偶数画像や奇数画像を生成する。その後は、第２の実施形態と同様、画像生成部１３６は、偶数ラインの位相と奇数ラインの位相とを一致させる位相補正量を求め、この位相補正量を用いた換算によって、実際に収集されたエコー信号を偶数・奇数で組み合わせて画像を生成する。
　図１３は、第３の実施形態に係るシーケンス制御部１２０による処理を説明するための図である。図１３に示すように、第３の実施形態に係るシーケンス制御部１２０は、例えば、ｋ空間の周辺部、中心部、周辺部の順序でシーケンシャルにエコー信号を収集する場合に、ＰＩＦ＝２、ＰＩＦ＝１（フルサンプリング）、ＰＩＦ＝２となるように、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeを制御する。こうして、シーケンス制御部１２０によって収集され、配置部１３３ａによってｋ空間に配置されたｋ空間データは、図１３に示すように、ｋ空間の周辺部がＰＩＦ＝２で配置され、中心部がフルサンプリングで配置されたものとなる。
　図１４及び１５は、第３の実施形態に係る画像生成部１３６による処理を説明するための図である。図１４において、図８と同じ線種で表現されているラインは、図８と同じ意味を有する。
　第３の実施形態においては、フルサンプリングされたｋ空間の中心部のエコー信号のみを用いて位相補正量を求める点が、第２の実施形態と異なる。具体的には、まず、画像生成部１３６は、図１４の（Ｂ）に示すように、各チャネルのｋ空間データのうち、ｋ空間の中心部のエコー信号から、偶数ライン群、及び、奇数ライン群をそれぞれ抽出する。この場合、図１４の（Ｂ）に示すように、ｋ空間データは、２位相エンコードラインに対して１位相エンコードライン分、間引かれて配置されたものとなる。
　次に、画像生成部１３６は、図１４の（Ｃ）に示すように、偶数ライン群や奇数ライン群を抽出した各ｋ空間データに対して２次元フーリエ変換による再構成を施す。続いて、画像生成部１３６は、図１４の（Ｄ）に示すように、複数チャネル分の折り返し画像と複数チャネル分の感度マップ（図示を省略）とを用いてＰＩＦ＝２相当のアンフォールディング処理を行うことで、折り返しの無い画像を得る。この画像は、低解像度の画像ではあるが、Ｎ／２アーチファクトを含まない画像である。
　続いて、画像生成部１３６は、図１４の（Ｄ）で得られた画像それぞれに対して２次元逆フーリエ変換による逆再構成を施し、図１４の（Ｅ）に示すように、低解像度の画像に対応するフルサンプリング相当のｋ空間データを得る。すなわち、画像生成部１３６は、低解像度の画像を構成する中心部のエコー信号のうち、偶数ライン群と奇数ライン群とをそれぞれ抽出した場合に欠けるラインが、埋められた状態のｋ空間データを得る。なお、図１４の（Ｅ）においては、逆再構成によって得られたフルサンプリング相当のｋ空間データのうち、実際に収集された中心部の偶数ラインや奇数ラインについては、実際に収集したエコー信号に置き換えた状態を示す。
　そして、画像生成部１３６は、ｋ空間の中心部のエコー信号について、第２の実施形態と同様、偶数画像から得られたｋ空間データと、奇数画像から得られたｋ空間データとを、同一位相エンコードライン同士で対比することで、偶数ラインの位相と奇数ラインの位相とを一致させる位相補正量を導出する。すなわち、画像生成部１３６は、ｋ空間データ同士の対比や、位相補正量の導出を、ｋｘ方向に１次元フーリエ変換した後のｋｙ－ｘ空間上で行う。
　ここで、図１４及び１５の（Ｅ）で得られたｋ空間データは、中心部のエコー信号のみがフルサンプリング相当で埋められたｋ空間データである。このため、画像生成部１３６は、図１５の（Ｆ）に示すように、このｋ空間データに対して、位相変化に関するラインフィッティング（一次若しくは高次）を行い、中心部のエコー信号に基づいて、高周波側である周辺部のエコー信号の位相変化量を推定により算出する。そして、画像生成部１３６は、推定により算出した周辺部のエコー信号を同一位相エンコードライン同士で対比することで、周辺部の位相補正量を導出する。このように、画像生成部１３６は、各ｋ空間データの周辺部の位相変化量をラインフィッティングで求めてから、それらを対比して、周辺部の位相補正量を導出する。もっとも、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、画像生成部１３６は、中心部のエコー信号について導出された位相補正量に基づいて、周辺部の位相補正量を直接導出してもよい。更に、位相変化量や位相補正量を算出する手法はラインフィッティングに限られるものではない。例えば、画像生成部１３６は、中心部のエコー信号から導出された複数の位相補正量の平均値を、周辺部のエコー信号の換算に用いる位相補正量として適用することができる。
　続いて、画像生成部１３６は、第２の実施形態と同様、図１５の（Ｇ）に示すように、例えば、実際に収集された奇数ラインに相当するエコー信号それぞれを、まずｋｘ方向に１次元フーリエ変換を行った後、導出した各位相補正量を用いて偶数ライン群側のエコー信号に換算し、換算後のエコー信号を、対応するエコー信号と置き換える。
　その後、画像生成部１３６は、複数チャネル分の置き換え後の各ｋ空間データをｋｙ－ｋｘ空間上のｋ空間データに変換し、図１５の（Ｈ）に示すように、２次元フーリエ変換による再構成を施して、複数チャネル分の折り返し画像を得る。なお、実施形態はこれに限られるものではなく、例えば、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で位相補正が行われ、置き換えられたｋ空間データに対して、残りのｋｙ方向に１次元フーリエ変換を行うことで再構成を施し、複数チャネル分の折り返し画像を得てもよい。続いて、画像生成部１３６は、図１５の（Ｉ）に示すように、複数チャネル分の折り返し画像と複数チャネル分の感度マップ（図示を省略）とを用いてＰＩＦ＝２相当のアンフォールディング処理を行うことで、折り返しの無い画像を得る。
　なお、図１５に示すように、画像生成部１３６による処理は、奇数ライン群側のｋ空間データについても同様に行われる。もっとも、実施形態はこれに限られるものではない。画像生成部１３６は、偶数ライン群側、若しくは、奇数ライン群側の一方のみを処理の対象としてもよい。あるいは、画像生成部１３６は、偶数ライン群側から得られた画像と奇数ライン群側から得られた画像とを合成してもよい。また、上述した第３の実施形態においては、図１５の（Ｈ）以降、実際に収集されたエコー信号のみを用いて画像を生成する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、画像生成部１３６は、逆再構成によって推定した推定ラインと、実際に収集されたエコー信号とを更に組み合わせて画像を生成してもよい。この場合、ｋ空間データは、フルサンプリングデータとなるので、２次元フーリエ変換（若しくは、ｋｙ－ｘ空間上で位相補正が行われ、置き換えられたｋ空間データに対しては、ｋｙ方向に１次元フーリエ変換）によって、直接、折り返しの無い画像が得られる。
　また、上述した第３の実施形態においては、ｋx方向については全データポイントを収集する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、シーケンス制御部１２０は、ｋ空間の中心部のエコー信号を収集する場合に、ｋx方向についても、中心部のみを収集してもよい。
　上述したように、第３の実施形態によれば、高密度（例えば、フルサンプリング）で収集されたエコー信号を用いて位相補正量を導出するので、画像生成の過程において、ＰＩＦを低く抑えることができる。すなわち、図８と図１４とを対比するとわかるように、画像生成の過程において、第２の実施形態においては４倍速のＰＩで画像生成を行うが、第３の実施形態においては２倍速のＰＩで画像生成を行う。
　なお、上述した第３の実施形態においては、画像生成部１３６が、ｋｙ－ｘ空間の中心部のエコー信号について、同一位相エンコードライン同士を対比することでライン毎に位相補正量を導出し、導出した位相補正量をライン毎に適用する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。第２の実施形態の変形例と同様、画像生成部１３６は、全位相エンコードラインに対応する位相補正量を集約した位相差マップを生成し、この位相差マップを用いて位相補正を行ってもよい。
　上述した第３の実施形態の一例を簡単にまとめると、以下の通りである。シーケンス制御部１２０は、低周波数部分のみ１倍速（ＰＩＦ＝１）、周辺（高周波数部分）を２倍速（ＰＩＦ＝２）のパラレルイメージングによってエコー信号群を収集する。画像生成部１３６は、シーケンス制御部１２０によって収集されたエコー信号群を、低周波数部分と高周波数部分とに分け、低周波数部分について、更に、偶数及び奇数それぞれのデータセットに分ける。また、画像生成部１３６は、偶数及び奇数それぞれのデータセットを２倍速で展開の上、偶数画像及び奇数画像それぞれを生成する。また、画像生成部１３６は、偶数画像及び奇数画像それぞれを逆フーリエ変換し、ｋｙ－ｋｘ空間のＲａｗデータに戻す。続いて、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で、偶数ライン群のみのＲａｗデータセット、及び、奇数ライン群のみのＲａｗデータセットと、実際に２倍速で収集されたエコー信号群とを比較し、対応する偶数ラインと奇数ラインとから位相補正量を導出する。ここで、偶数画像及び奇数画像それぞれの２次元逆フーリエ変換により得られたｋ空間データは、低解像度の画像を構成する中心部のみのｋ空間データであるため、画像生成部１３６は、ラインフィッティング等によって、周辺部の位相補正量を算出する。次に、画像生成部１３６は、実際に２倍速で収集されたエコー信号に対して位相補正を加えた後、ｋｙ－ｘ空間上で、偶数ライン群のみのＲａｗデータセット、及び、奇数ライン群のみのＲａｗデータセットそれぞれに対して置き換えを行う。また、画像生成部１３６は、高周波数部分のエコー信号についても、位相補正及び置き換えを行う。そして、画像生成部１３６は、置き換え後のＲａｗデータセットそれぞれに対して画像の再構成（２次元フーリエ変換又はｋｙ方向に１次元フーリエ変換）を行う。この第３の実施形態の場合、画像生成部１３６は、高密度で収集された低周波数部分のみでの処理結果を用いて、低密度で収集された高周波数部分についても画像再構成を行う。
　なお、上述した第３の実施形態やその変形例においては、位相補正量の導出に用いるエコー信号を、ＰＩＦ＝１（フルサンプリング）で収集する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。位相補正量の導出に用いるエコー信号は、例えば、ｋ空間の周辺部を収集する際のＰＩＦに比較して、高密度で（間引き率を小さく）収集される。
（第４の実施形態）
　ところで、上述した第２や第３の実施形態において、画像生成部１３６は、イメージングスキャンで収集したエコー信号を位相補正量の導出に用いた。しかしながら、実施形態はこれに限られるものではない。位相補正量の導出に用いるエコー信号は、イメージングスキャンとは異なるスキャン、例えば、準備スキャンで収集されてもよい。例えば、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で、準備スキャンで収集したエコー信号から位相差マップを生成し、この位相差マップを、イメージングスキャンで収集したエコー信号に対する画像処理に適用してもよい。例えば、イメージングスキャンが複数回に亘り繰り返される場合には、準備スキャンで生成された位相差マップを、複数回のイメージングスキャンで収集されたエコー信号それぞれに適用することができる。また、位相補正量の導出に用いるエコー信号を収集するスキャンは、画像生成部１３６による処理の前までに行われればよいので、必ずしも、イメージングスキャンに先行して行われる準備スキャンに限られない。なお、このスキャンは、テンプレートスキャン、テンプレートショット等と呼ばれることがある。
　図１６は、第４の実施形態に係るシーケンス制御部１２０による処理を説明するための図である。例えば、シーケンス制御部１２０は、図１６に示すように、ｋ空間全体をＰＩＦ＝１（フルサンプリング）で収集する準備スキャンを実行した後に、ｋ空間全体をＰＩＦ＝２で収集するイメージングスキャンを実行する。このとき、シーケンス制御部１２０は、イメージングスキャンと同一のパルスシーケンスでこの準備スキャンを実行し、また、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeを印加して実行する。そして、画像生成部１３６は、準備スキャンで収集されたエコー信号を用いて、位相差マップを生成する。
　図１７は、第４の実施形態に係る画像生成部１３６による処理を説明するための図である。第４の実施形態の処理は、図１１に示した第２の実施形態の変形例の処理と比較すると、図１７の（Ａ）に示すように、『Original　dataset』がＰＩＦ＝１で配置されたｋ空間データである点が異なる。第４の実施形態においては、イメージングスキャンとは異なる準備スキャンで位相差マップを生成することを想定するので、準備スキャンのＰＩＦを、イメージングスキャンのＰＩＦよりも高密度に設定することもできる。
　すなわち、画像生成部１３６は、図１７の（Ｂ）に示すように、各チャネルのｋ空間データから、偶数ライン群及び奇数ライン群をそれぞれ抽出する。この場合、ｋ空間データは、２位相エンコードラインに対して１位相エンコードライン分、間引かれて配置されたものとなる。続いて、画像生成部１３６は、図１７の（Ｃ）に示すように、偶数ライン群や奇数ライン群を抽出した各ｋ空間データに対して再構成を施し、折り返し画像を生成する。次に、画像生成部１３６は、図１７の（Ｄ）に示すように、ＰＩＦ＝２相当のアンフォールディング処理を行うことで、折り返しの無い画像を得る。そして、画像生成部１３６は、図１７の（Ｅ）に示すように、偶数画像に対応するｋ空間データと奇数画像に対応するｋ空間データとを逆再構成により得る。続いて、画像生成部１３６は、逆再構成により得られた各ｋ空間データを、それぞれｋｘ方向に１次元フーリエ変換する。そして、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｘ空間上で同一位相エンコードライン同士を対比することで、図１７の（Ｆ）に示すように、２次元の位相差マップΦm（ｘ，ｋｙ）を複数チャネル分生成する。
　ここで、上述したように、第４の実施形態に係る画像生成部１３６は、準備スキャンから得られた位相差マップを、イメージングスキャンで収集されたエコー信号に適用する。しかしながら、例えば準備スキャンがＰＩＦ＝１で行われ、イメージングスキャンがＰＩＦ＝２で行われた場合等には、両スキャンの間に収集時間の違いが生じると考えられる。このため、位相差マップを適用する際には、この収集時間の違いを吸収するように、位相差マップの適用範囲を調整することが望ましい。
　図１８及び１９は、第４の実施形態における位相差マップの適用範囲の調整を説明するための図である。例えば、図１８の（Ａ）は、ＰＩＦ＝１で行われるスキャンを示し、図１８の（Ｂ）は、ＰＩＦ＝２で行われるスキャンを示す。このように、ＰＩＦ＝２で行われるスキャンは、ＰＩＦ＝１で行われるスキャンよりもその収集時間が短くなり、図１８に示すように、ｋ空間の中心部（図１８において「ｋ＝０」）が収集されるタイミングも両スキャンでずれることになる。静磁場の不均一性等の影響が、時間の経過とともに徐々に増加するものであるとすると、あるエコー信号の位相を補正する場合に、位相差マップの同一位相エンコードラインの位相補正量を用いて補正したとしても、その補正は適切な補正にならないおそれがある。それよりも、時間的に対応する位相補正量を用いて補正した方が、適切な補正になる可能性がある。そこで、第４の実施形態において、画像生成部１３６は、両スキャンの間に存在する収集時間の違いを吸収するように、位相差マップの適用範囲を調整する。
　また、画像生成部１３６は、スキャンに用いられるパルスシーケンスの種類に応じて、この適用範囲の調整を行うことができる。準備スキャンやイメージングスキャンに用いられるパルスシーケンスがＳＥ系統のパルスシーケンスである場合、例えば、画像生成部１３６は、図１９の（Ａ）に示すように、位相差マップのうち、中心部のみの情報を用いて位相補正を行う。これは、ＳＥ系統のＥＰＩパルスシーケンスの場合、収集されたエコー信号の位相分散がｋ空間の中心から対称に進むと考えられるため、準備スキャンとイメージングスキャンとで収集時間が重複する範囲を、中心部の一定範囲（例えば、約１／２）であると考えることができるためである。一方、ＦＥ系統のパルスシーケンスである場合、例えば、画像生成部１３６は、図１９の（Ｂ）に示すように、位相差マップのうち、先に収集される上半分（若しくは下半分）の情報のみを用いて位相補正を行う。これは、ＦＥ系統のパルスシーケンスの場合は、収集されたエコー信号の位相分散がデータ収集の時間順に進む、すなわちｋ空間の端からデータが配置される順に進むと考えられるため、準備スキャンとイメージングスキャンとで収集時間が重複する範囲を、エコー信号の配置される順番に従って上半分（若しくは下半分）の一定範囲（例えば、約１／２）であると考えることができるためである。
　なお、一部のみの位相補正量を用いる場合、例えば、画像生成部１３６は、この一部の位相補正量の平均値を、残りの部分のエコー信号の換算に用いる位相補正量として適用することができる。また、例えば、画像生成部１３６は、一部の位相補正量から残りの部分の位相補正量をラインフィッティング（一次若しくは高次等）により推定し、推定した位相補正量を、残りの部分のエコー信号の換算に適用することができる。例えば、画像生成部１３６は、図１９の（Ａ）の場合、位相差マップのうち、中心部の一定範囲の位相補正量に基づいて、周辺部の位相補正量をラインフィッティングにより推定する。また、例えば、画像生成部１３６は、図１９の（Ｂ）の場合、位相差マップのうち、上半分（若しくは下半分）の一定範囲の位相補正量に基づいて、残り半分の範囲の位相補正量をラインフィッティングにより推定する。
　図２０は、第４の実施形態に係る画像生成部１３６による処理を説明するための図である。画像生成部１３６は、図２０の（Ｇ）に示すように、位相差マップΦm（ｘ，ｋｙ）について、例えば、その中心部１／２の範囲を更に１／２に間引くことで、全体として１／４に間引いた上で（Low　resolution　map）、位相補正に適用する。なお、間引き後の位相差マップを位相差マップΦm_1/4（ｘ，ｋｙ）と表記する。そして、画像生成部１３６は、間引き後の位相差マップを、必要な位相補正量を推定等により補いながら適用することにより、図２０の（Ｈ）に示すように、各エコー信号の位相が一致したｋ空間データを得る（（８）式）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　その後、これまでの実施形態と同様、画像生成部１３６は、図２０の（Ｉ）に示すように、各ｋ空間データに対して再構成を施して折り返し画像を得て、次に、図２０の（Ｊ）に示すように、ＰＩＦ＝２相当のアンフォールディング処理を行うことで、折り返しの無い画像を得る。なお、上述した位相差マップの適用範囲の調整は一例に過ぎない。準備スキャンとイメージングスキャンとの間のＰＩＦの差に起因する収集時間の違いや、パルスシーケンスの種類に応じて、適宜、その適用範囲を変更することができる。
　なお、図２０においては、『Original　dataset』を偶数ライン群と奇数ライン群とに分けることなく処理を行う例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。図８等で説明した実施形態と同様、『Original　dataset』から偶数ライン群と奇数ライン群とをそれぞれ抽出してもよい。また、画像生成部１３６は、その後生成された２つの画像を合成してもよい。
　また、図２０においては、偶数ラインを基準に生成された位相差マップΦm_1/4（ｘ，ｋｙ）を想定したため、位相補正されたラインが、位相補正済みの奇数ライン『＊ｏ』で表わされているが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、奇数ラインを基準に生成された位相差マップΦm_1/4（ｘ，ｋｙ）を想定した場合には、位相補正されたラインは、位相補正済みの偶数ライン『＊ｅ』で表わされる。また、例えば、偶数ラインでも奇数ラインでもない他の値に一致させるために生成された相差マップΦm_1/4（ｘ，ｋｙ）を想定した場合には、位相補正されたラインは、位相補正済みの奇数ライン『＊ｏ』、及び位相補正済みの偶数ライン『＊ｅ』で表わされる。
（第４の実施形態の変形例）
　図２１は、第４の実施形態の変形例に係るシーケンス制御部１２０による処理を説明するための図である。準備スキャンは、ｋ空間全体をＰＩＦ＝１（フルサンプリング）で収集する場合に限られず、図２１に示すように、例えば、ｋ空間の中心部のみをＰＩＦ＝１で収集してもよい。この場合、画像生成部１３６は、第３の実施形態の変形例で説明したように、このｋ空間の中心部のエコー信号から位相差マップを生成する。そして、画像生成部１３６は、この位相差マップを、イメージングスキャンで収集したエコー信号に対する画像処理に適用する。
　更に、第４の実施形態においては、準備スキャンで収集したエコー信号から位相差マップを生成する例を説明したが、実施形態はそれに限られるものではない。例えば、第２の実施形態や第３の実施形態で説明した手法と同様に、位相差マップという形態ではなく、位相補正量をライン毎に求めて適宜適用する手法でもよい。
　なお、上述した第４の実施形態やその変形例においては、位相補正量の導出に用いるエコー信号を、ＰＩＦ＝１（フルサンプリング）で収集する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。位相補正量の導出に用いるエコー信号は、イメージングスキャンのＰＩＦに比較して、高密度で（間引き率を小さく）収集される。
（他の実施形態）
　実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。
（ｋy方向の位相補正）
　上述した各実施形態においては、位相補正として、ｋx方向の位相ずれ（（イ）の時間軸上の位置ずれ、及び、（ロ）のピーク時点の位相ずれ）を補正する手法を説明したが、画像生成部１３６は、更に、ｋy方向の位相ずれを補正してもよい。例えば、各実施形態に係る画像生成部１３６は、複素データであるｋ空間データに対して、ｋｙ方向に１次元フーリエ変換を行った後、real成分、imaginary成分を用いて、周波数エンコードステップｊ番目のラインにおける、ｙ方向の位相変化量を求める。そして、画像生成部１３６は、Ｉim（y,j）とＩre（y,j）との比の逆正接を算出することで、周波数エンコードステップｊ番目のラインにおけるy方向の位相変化量θ（y,j）を算出する。画像生成部１３６は、例えば、ｋ空間の中心部付近に配置されたデータそれぞれについてｋy方向の位相変化量を算出し、算出した各位相変化量が一致するように位相補正量を導出し、導出した位相補正量を用いて位相補正を行う。このように、ｋx方向の位相ずれを補正するのみならず、ｋy方向の位相ずれを併せて補正することで、画質を更に向上することができる。
　例えば、第３の実施形態において、ｋ空間の中心部をフルサンプリングで収集する例を説明した。また、第４の実施形態において、この収集を、イメージングスキャンとは異なるスキャンで行う例を説明した。例えば、画像生成部１３６は、このように収集され、ｋ空間に配置されたｋ空間データからｋy方向の位相変化量を算出し、ｋy方向の位相補正を行うことができる。
（ｋｙ－ｋｘ空間上での位相補正）
　また、上述した第２の実施形態以降においては、（イ）の時間軸上の位置ずれ、及び、（ロ）のピーク時点の位相ずれの両方の位相補正をｋｙ－ｘ空間上で行う手法を説明した。ｋｙ－ｘ空間とは、ｋｙ－ｋｘ空間をｋｘ方向に１次元フーリエ変換することで得られるｋ空間である。しかしながら、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、画像生成部１３６は、（イ）及び（ロ）に関する位相補正を、ｋｙ－ｋｘ空間上で行うことができる。
　この場合、例えば、画像生成部１３６は、ｋｙ－ｋｘ空間上の位相エンコードライン毎に、エコー信号のピークを探索する。そして、画像生成部１３６は、各位相エンコードライン上でピークを探索すると、このピークがｋｙ軸上に一致するように、位相エンコードラインをｋｘ方向にシフトする。画像生成部１３６は、このシフト処理を全位相エンコードラインに対して行うことで、全位相エンコードラインについて（イ）の時間軸上の位置ずれを補正する。続いて、画像生成部１３６は、各位相エンコードラインのピークのエコー信号について、エコー信号の値が複素平面上でreal成分のみとなるように位相を回転することで、全位相エンコードラインについて（ロ）のピーク時点の位相ずれを補正する。なお、処理の順序は逆でもよい。すなわち、画像生成部１３６は、各位相エンコードライン上でピークを探索した後、まず、（ロ）のピーク時点の位相ずれを補正し、その後、（イ）の時間軸上の位置ずれを補正してもよい。
（ｋｙ方向に１次元逆フーリエ変換を行うことによる逆再構成）
　また、上述した第２の実施形態以降においては、２次元逆フーリエ変換による逆再構成によってフルサンプリング相当のｋ空間データを得る手法を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、画像生成部１３６は、偶数画像や奇数画像に対して、ｋｙ方向に１次元逆フーリエ変換を施すことによって、ｋｙ－ｘ空間上のｋ空間データを得てもよい。この場合、画像生成部１３６は、上述した第２の実施形態以降において説明した、ｋｘ方向に１次元フーリエ変換する処理を省略して、処理を進めることができる。
（ｋ空間データの配置タイミング）
　また、上述した各実施形態においては、シーケンス制御部１２０によって収集されたエコー信号が、そのままｋ空間に配置されて、図示したようなｋ空間データが記憶部１３２に格納される例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。すなわち、各実施形態においては、画像生成部１３６によって処理が行われるタイミングで、その処理に必要なエコー信号のみがｋ空間に配置されていれば足りる。例えば、第３の実施形態において、画像生成部１３６による処理は、まず、ｋ空間の中心部のエコー信号のみが収集されていれば開始することができる。そこで、例えば、シーケンス制御部１２０は、ｋ空間の中心部のエコー信号をまず収集し、その後に、残りのエコー信号を収集してもよい。この場合、例えば、画像生成部１３６は、シーケンス制御部１２０による収集処理と並行して、画像生成処理を進めることができ、結果として、撮像開始から画像出力までの時間を短縮することもできる。
（各種画像の生成、表示）
　また、上述した実施形態においては、画像生成部１３６が、奇数画像及び偶数画像の合成画像を出力したり、あるいは奇数画像及び偶数画像のそれぞれを出力する例等を説明してきたが、実施形態はこれに限られるものではない。画像生成部１３６は、偶数画像、奇数画像、あるいは、これらの合成画像や差分画像のうち、少なくともひとつの画像を生成し、生成した画像を表示部１３５に表示することができる。ここで、差分画像とは、奇数画像及び偶数画像のうち、いずれか一方の画像から他方の画像を差し引くことで生成される画像である。典型的には偶数画像から奇数画像が差し引かれるが、これに限られるものではない。
　例えば、画像生成部１３６は、偶数画像、奇数画像、合成画像、及び差分画像の全て、若しくは一部を生成し、生成した画像の全てを表示部１３５上に並べて表示してもよいし、あるいは、操作者の選択に応じて一部の画像を表示したり、所定の順序に従って順次表示してもよい。また、例えば、画像生成部１３６は、偶数画像、奇数画像、合成画像、及び差分画像のうち、予め指定された画像のみを生成してもよい。この指定は、例えば、撮像計画段階や、イメージングスキャン後の画像生成段階に、操作者からの入力を受け付けるものであってもよいし、撮像条件のプリセット情報の中で予め指定されるものでもよい。撮像条件のプリセット情報とは、パルスシーケンスに含まれる各種パラメータの初期値の組合せが、撮像部位や撮像目的別に、予め準備されて、操作者に提供されるものである。操作者は、ＭＲＩ装置１００によって提供されるプリセット情報を選択し、選択したプリセット情報をそのまま利用して撮像を行ってもよいし、あるいは、プリセット情報を更に変更して撮像を行ってもよい。例えば、このようなプリセット情報のひとつとして、どの画像を生成することが、着目する撮像部位や撮像目的において適切であるかが予め設定されていれば、操作者は、プリセット情報を選択するだけで、容易に、適切な画像を生成、表示させることが可能になる。
　なお、以下では、偶数画像、奇数画像、合成画像、差分画像といった各種画像それぞれが有する特色について述べる。図２２Ａ及び図２２Ｂは、実施形態における各種画像を説明するための図である。ＥＰＩのように同一の面積で逆極性の双極型傾斜磁場を印加すると、図２２Ａに示すように、原子核スピン（以下、スピン）の位相Φは、傾斜磁場方向の速度成分ｖxに比例した分だけ変化する。これを数式で表すと以下の（９）式となる。γは、磁気回転比である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　ここで、静止しているスピンと動いているスピンとを考える。静止しているスピンの場合は、スピンは傾斜磁場の波形と同形の磁場変化を受けるため、位相Φの変化は相殺される。一方、動いているスピンの場合、スピンが受ける磁場の強さは次第に変化するため、位相Φの変化は相殺されない。しかしながら、双極型傾斜磁場を反転したパルスを印加すると－Φの位相の変化が生じるため、図２２Ｂに示すように合成したパルスを印加すると、動いているスピンについても、位相Φの変化が相殺される。
　このことを図２のＥＰＩのパルスシーケンスにあてはめて考えると、例えば、奇数番目に収集されたエコー信号群では、位相Φの変化が現れ、偶数番目に収集されたエコー信号群では、位相Φの変化が現れないことになる。この場合、奇数画像においては、流体信号が暗く、静止部信号が明るくなり、偶数画像においては、流体信号も静止部信号も明るくなる。また、この場合、画像生成部１３６が、偶数画像から奇数画像を差し引いた差分画像を生成すると、静止部信号が差し引かれ、流体信号のみが明るく描出された画像が生成される。また、画像生成部１３６は、差分画像を生成することで、速度成分ｖxのみを取り出すことができる。
　また、奇数画像や偶数画像の利用法は、上述した例に限られるものではない。例えば、水及び脂肪が逆位相となるタイミングで奇数番目のエコー信号群が収集され、同位相となるタイミングで偶数番目のエコー信号群が収集された場合を考える。この場合、例えば、画像生成部１３６が、奇数画像と偶数画像とを加算した画像を生成すれば、水だけの画像が生成され、差分した画像を生成すれば、脂肪だけの画像が生成される。
（具体的な数値、処理の順序）
　また、上述した実施形態において例示した具体的な数値や処理の順序は、原則として、一例に過ぎない。例えば、ＰＩＦ、チャネル数、間引きの方向、ｋ空間の大きさ等、いずれも任意に変更することができる。また、処理の順序についても、例えば、並行して処理を行うことが可能な処理については並行して処理を行う等、任意に変更することができる。また、例えば、上述した実施形態においては、２次元フーリエ変換等による再構成の処理と、ＰＩ法によるアンフォールディング処理とを分離して説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。トータルとして同一の結果が得られるのであれば、いくつかの処理手順の順序が入れ替わり、若しくは同時に実行されてもよい。また、上述した実施形態においては、ＰＩ法としてＳＥＮＳＥ系を例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、ＰＩ法としてＳＭＡＳＨ系（例えば、ＧＲＡＰＰＡ）を用いることもできる。また、パルスシーケンスの例として、ＥＰＩを挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、例えば、ＦＳＥ（Fast　Spin　Echo）等の他のパルスシーケンスにおいても、上述した実施形態を同様に適用することができる。
（画像処理システム）
　また、上述した実施形態においては、医用画像診断装置であるＭＲＩ装置１００が各種処理を実行する場合を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＭＲＩ装置１００と画像処理装置とを含む画像処理システムが、上述した各種処理を実行してもよい。ここで、画像処理装置とは、例えば、ワークステーション、ＰＡＣＳ（Picture　Archiving　and　Communication　System）の画像保管装置（画像サーバ）やビューワ、電子カルテシステムの各種装置等である。この場合、例えば、ＭＲＩ装置１００は、シーケンス制御部１２０による収集を行う。一方、画像処理装置は、ＭＲＩ装置１００によって収集されたＭＲデータやｋ空間データを、ＭＲＩ装置１００から、若しくは、画像サーバからネットワーク経由で受信することで、あるいは、記録媒体を介して操作者から入力されること等で受け付けて、記憶部に記憶する。そして、画像処理装置は、記憶部に記憶したこのＭＲデータやｋ空間データを対象として、上述した各種処理（例えば、配置部１３３ａによる処理や、画像生成部１３６による処理）を実行すればよい。
（プログラム）
　また、上述した実施形態の中で示した処理手順に示された指示は、ソフトウェアであるプログラムに基づいて実行されることが可能である。汎用コンピュータが、このプログラムを予め記憶しておき、このプログラムを読み込むことにより、上述した実施形態のＭＲＩ装置１００による効果と同様の効果を得ることも可能である。上述した実施形態で記述された指示は、コンピュータに実行させることのできるプログラムとして、磁気ディスク（フレキシブルディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＣＤ－Ｒ、ＣＤ－ＲＷ、ＤＶＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤ±Ｒ、ＤＶＤ±ＲＷなど）、半導体メモリ、又はこれに類する記録媒体に記録される。コンピュータ又は組み込みシステムが読み取り可能な記憶媒体であれば、その記憶形式は何れの形態であってもよい。コンピュータは、この記録媒体からプログラムを読み込み、このプログラムに基づいてプログラムに記述されている指示をＣＰＵで実行させれば、上述した実施形態のＭＲＩ装置１００と同様の動作を実現することができる。また、コンピュータがプログラムを取得する場合又は読み込む場合は、ネットワークを通じて取得又は読み込んでもよい。
　また、記憶媒体からコンピュータや組み込みシステムにインストールされたプログラムの指示に基づきコンピュータ上で稼働しているＯＳ（Operating　System）や、データベース管理ソフト、ネットワーク等のＭＷ（Middleware）等が、上述した実施形態を実現するための各処理の一部を実行してもよい。更に、記憶媒体は、コンピュータあるいは組み込みシステムと独立した媒体に限らず、ＬＡＮ（Local　Area　Network）やインターネット等により伝達されたプログラムをダウンロードして記憶又は一時記憶した記憶媒体も含まれる。また、記憶媒体は１つに限られず、複数の媒体から、上述した実施形態における処理が実行される場合も、実施形態における記憶媒体に含まれ、媒体の構成は何れの構成であってもよい。
　なお、実施形態におけるコンピュータ又は組み込みシステムは、記憶媒体に記憶されたプログラムに基づき、上述した実施形態における各処理を実行するためのものであって、パソコン、マイコン等の１つからなる装置、複数の装置がネットワーク接続されたシステム等の何れの構成であってもよい。また、実施形態におけるコンピュータとは、パソコンに限らず、情報処理機器に含まれる演算処理装置、マイコン等も含み、プログラムによって実施形態における機能を実現することが可能な機器、装置を総称している。
　以上述べた少なくとも一つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、高速撮像下で画質を向上することができる。
　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、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。

Claims (11)

  1. 　励起パルスの印加後、極性を反転させながら読み出し傾斜磁場を連続的に印加することで、複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスの実行を制御し、複数チャネル分のエコー信号をパラレルイメージングによって収集するシーケンス制御部と、
    　連続的に収集された複数のエコー信号から、偶数番目に収集されたエコー信号群及び奇数番目に収集されたエコー信号群の少なくとも一方を抽出し、抽出した複数チャネル分のエコー信号群と複数チャネル分の感度分布とを用いて、偶数画像及び奇数画像の少なくとも一方を生成する画像生成部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記画像生成部は、偶数画像及び奇数画像の少なくとも一方を逆フーリエ変換することで、偶数画像に対応する高密度のｋ空間データ、及び、奇数画像に対応する高密度のｋ空間データの少なくとも一方を生成し、生成した高密度のｋ空間データに基づいて、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。
  3. 　前記画像生成部は、偶数画像及び奇数画像を逆フーリエ変換することで、偶数画像に対応する高密度のｋ空間データ、及び、奇数画像に対応する高密度のｋ空間データを生成し、各ｋ空間データに含まれるエコー信号を同一エンコードライン同士で対比することで、偶数番目に収集されたエコー信号の位相と奇数番目に収集されたエコー信号の位相とを一致させる位相補正量を導出し、導出した位相補正量を用いて前記画像を生成する、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記画像生成部は、周波数軸方向に１次元フーリエ変換した後のｋ空間上で、前記位相補正量を導出する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記シーケンス制御部は、パラレルイメージングによって複数チャネル分のエコー信号を収集する場合に、ｋ空間の中心部を高密度で収集し、ｋ空間の周辺部を低密度で収集し、
    　前記画像生成部は、前記中心部について連続的に収集された複数のエコー信号から、偶数番目に収集されたエコー信号群及び奇数番目に収集されたエコー信号群を抽出し、抽出したエコー信号群と複数チャネル分の感度分布とを用いて偶数画像及び奇数画像を生成する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　前記画像生成部は、全エンコードラインに対応する位相補正量を集約した位相差マップを生成し、生成した位相差マップを用いて前記画像を生成する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記シーケンス制御部は、第１パラレルイメージングファクターによる第１パルスシーケンスの実行、及び、第１パラレルイメージングファクターとは異なる第２パラレルイメージングファクターによる第２パルスシーケンスの実行をそれぞれ制御して、複数チャネル分のエコー信号をそれぞれ収集し、
    　前記画像生成部は、前記第１パルスシーケンスの実行によって収集されたエコー信号から前記位相補正量を導出し、導出した位相補正量と、前記第２パルスシーケンスの実行によって収集されたエコー信号とを用いて、前記画像を生成する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記第１パラレルイメージングファクターは、前記第２パラレルイメージングファクターに比較して、間引き率が小さい、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記高密度のｋ空間データは、位相エンコードラインを間引かずにデータが配置された、フルサンプリングのｋ空間データである、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　画像生成部は、前記偶数画像、前記奇数画像、前記偶数画像及び前記奇数画像の合成画像、並びに、前記偶数画像及び前記奇数画像の差分画像のうち、少なくともひとつの画像を生成し、生成した画像を表示部に表示する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　画像生成部は、前記偶数画像、前記奇数画像、前記偶数画像及び前記奇数画像の合成画像、並びに、前記偶数画像及び前記奇数画像の差分画像のうち、撮像条件のプリセット情報に指定された画像を生成し、生成した画像を表示部に表示する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
PCT/JP2014/053954 2013-02-19 2014-02-19 磁気共鳴イメージング装置 WO2014129516A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201480004062.8A CN104918545B (zh) 2013-02-19 2014-02-19 磁共振成像装置
US14/826,554 US10302725B2 (en) 2013-02-19 2015-08-14 MRI apparatus that continuously generates and collects multiple echo K-space data from which odd and/or even numbered collected groups of K-space data are extracted and separately processed

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013029957A JP6113522B2 (ja) 2013-02-19 2013-02-19 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP2013-029957 2013-12-20

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/826,554 Continuation US10302725B2 (en) 2013-02-19 2015-08-14 MRI apparatus that continuously generates and collects multiple echo K-space data from which odd and/or even numbered collected groups of K-space data are extracted and separately processed

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014129516A1 true WO2014129516A1 (ja) 2014-08-28

Family

ID=51391302

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/053954 WO2014129516A1 (ja) 2013-02-19 2014-02-19 磁気共鳴イメージング装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10302725B2 (ja)
JP (1) JP6113522B2 (ja)
CN (1) CN104918545B (ja)
WO (1) WO2014129516A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106137198A (zh) * 2015-04-10 2016-11-23 Ge医疗系统环球技术有限公司 一种磁共振成像方法及装置

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105640554B (zh) * 2014-11-12 2017-11-28 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像方法
JP6523808B2 (ja) * 2015-06-12 2019-06-05 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置およびその制御方法
JP6618786B2 (ja) * 2015-11-17 2019-12-11 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP6697276B2 (ja) 2016-01-26 2020-05-20 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
JP6363126B2 (ja) * 2016-03-31 2018-07-25 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム
WO2018036986A1 (en) * 2016-08-25 2018-03-01 Koninklijke Philips N.V. Bo-corrected sensitivity encoding magnetic resonance imaging
EP3364207A1 (en) * 2017-02-17 2018-08-22 Koninklijke Philips N.V. Phase error correction for bipolar read out gradients
DE102017207128B4 (de) 2017-04-27 2019-06-06 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes, Datenträger sowie Magnetresonanzanlage
CN108378851B (zh) * 2018-01-03 2021-08-06 上海东软医疗科技有限公司 磁共振弥散加权成像方法和装置
JP7183055B2 (ja) * 2018-01-31 2022-12-05 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像再構成方法及び再構成装置
EP3528002A1 (de) * 2018-02-20 2019-08-21 Siemens Healthcare GmbH Verfahren zur aufnahme eines magnetresonanzdatensatzes, computerprogrammprodukt, datenträger sowie magnetresonanzanlage
US10866292B2 (en) * 2018-05-31 2020-12-15 General Electric Company Methods and systems for coil selection in magnetic resonance imaging
US10859645B2 (en) 2018-05-31 2020-12-08 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging
US10802101B2 (en) * 2018-05-31 2020-10-13 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging to reduce phase wrap artifact
US10859646B2 (en) 2018-05-31 2020-12-08 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging to reduce annefact artifact
CN109741409A (zh) * 2018-11-30 2019-05-10 厦门大学 回波平面成像涡流伪影的无参考扫描校正方法
US11002815B2 (en) * 2019-03-21 2021-05-11 University Of Cincinnati System and method for reducing artifacts in echo planar magnetic resonance imaging
JP7202954B2 (ja) * 2019-03-29 2023-01-12 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置及び画像処理方法
CN113391251B (zh) * 2020-03-12 2023-05-26 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振图像重建方法、装置和设备
EP3910358A1 (en) * 2020-05-15 2021-11-17 Koninklijke Philips N.V. Automated adjustment of the undersampling factor
JP7427616B2 (ja) 2021-01-08 2024-02-05 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、及び、位相補正方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009273530A (ja) * 2008-05-13 2009-11-26 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2011136194A (ja) * 2000-03-14 2011-07-14 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19834698C2 (de) * 1997-08-19 2001-06-21 Siemens Ag Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz
JP4659993B2 (ja) 2000-03-14 2011-03-30 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
JP3869337B2 (ja) * 2002-08-20 2007-01-17 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮影装置
JP3734086B2 (ja) * 2003-03-12 2006-01-11 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 核磁気共鳴イメージング装置
JP4336243B2 (ja) * 2004-05-10 2009-09-30 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
CN100409807C (zh) * 2005-11-29 2008-08-13 东南大学 基于均匀标记物校正回波平面成像技术中幽灵伪影的方法
CN102890255B (zh) * 2012-10-19 2015-07-29 浙江大学 一种用于缩短回波时间的由内而外平面回波成像方法

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011136194A (ja) * 2000-03-14 2011-07-14 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置
JP2009273530A (ja) * 2008-05-13 2009-11-26 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
S. YUN ET AL.: "Ghost artifact reduction in EPI (Echo Planar Imaging) with Sensitivity Encoding (SENSE", PROC. INTL. SOC. MAG. RESON. MED., vol. 13, May 2005 (2005-05-01), pages 2179 *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106137198A (zh) * 2015-04-10 2016-11-23 Ge医疗系统环球技术有限公司 一种磁共振成像方法及装置
CN106137198B (zh) * 2015-04-10 2021-04-30 Ge医疗系统环球技术有限公司 一种磁共振成像方法及装置

Also Published As

Publication number Publication date
JP2014158535A (ja) 2014-09-04
CN104918545B (zh) 2017-12-05
US10302725B2 (en) 2019-05-28
JP6113522B2 (ja) 2017-04-12
US20150355303A1 (en) 2015-12-10
CN104918545A (zh) 2015-09-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6113522B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP5984258B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP5835989B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
US7847546B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US9476959B2 (en) MRI ghosting correction using unequal magnitudes ratio
EP2506026A1 (en) Method of dynamically compensating for magnetic field heterogeneity in magnetic resonance imaging
JP6058477B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4719311B2 (ja) 磁気共鳴映像装置
US9097777B2 (en) Method of magnetic resonance imaging for the selection and recording of curved slices
JP5925529B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPH09122099A (ja) Ｍｒｉパルスシーケンスの自動補正方法、ｍｒイメージング方法、及びｍｒｉ装置
US9606210B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP2020523075A (ja) 可変コントラストのスタック・オブ・スター収集を使用したｍｒイメージング
EP3673281A1 (en) Dixon-type water/fat separation mr imaging
WO2016021603A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
CN109983358B (zh) Propeller mr成像
JP6283134B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP4040745B2 (ja) Ｍｒ装置
JP6050041B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びｆｓｅ撮像方法
JP6194032B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4679560B2 (ja) Ｍｒ装置
JP4143576B2 (ja) Ｍｒｉ装置
US20230251337A1 (en) Method for exciting nuclear spins
JP2023063014A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージングプログラム
Rangwala Reduction of Artifacts Arising From Non-Ideal Gradients in Fast Magnetic Resonance Imaging

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14754260

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 14754260

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1