(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備える磁気共鳴イメージング（以下、MRI）装置であって、
前記制御部は、
加算撮影における偶数回目と奇数回目の撮影で、撮影データのk  空間へのエコー充填順を反転させる処理と、
前記加算撮影時に偶奇のペアを作れない余剰撮影データの複素共役を反転させた自己反転データを作成する処理と、
前記余剰撮影データと前記自己反転データをそれぞれ位相補正した後、加算して自己反転加算データを得る処理を行う、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項２】
請求項１に記載のMRI装置であって、
前記加算撮影は、2N + 1 (Nは0起算の整数)回の加算撮影であり、
前記制御部は、
2N + 1 (Nは0起算の整数)回目で得られた前記撮影データに、その複素共役を反転させた自己反転データを加算する処理を行う、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項３】
請求項１に記載のMRI装置であって、
前記撮影データは、Half Scan撮影、あるいは部分エコー撮影で得られたデータであり、
前記制御部は、
前記撮影データに、その複素共役を反転させた自己反転データを加算する処理を行う、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項４】
請求項１に記載のMRI装置であって、
前記撮影データは、パラレルイメージングで得られたデータであり、
前記制御部は、
前記撮影データに、その複素共役を反転させた自己反転データを加算する処理を行う、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項５】
請求項１に記載のMRI装置であって、
前記撮影データを3D計測で撮影したデータであり、
前記制御部は、
前記余剰撮影データに対し、その複素共役を3Dk 空間のスライス軸、位相軸、周波数軸の軸毎に反転して前記自己反転データを作成する、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項６】
請求項１に記載のMRI装置であって、
前記余剰撮影データは、偶数回目の撮影データが画質劣化のあるデータである場合に、対応する奇数回目の撮影データであり、
前記制御部は、当該奇数回目の撮影データから前記自己反転データを生成して加算する、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項７】
パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備えるMRI装置の処理方法であって、
前記制御部は、加算撮影における偶数回目と奇数回目の撮影で、撮影データのk 空間へのエコー充填順を反転させ、
加算撮影時に偶奇のペアを作れない余剰撮影データの複素共役を反転させた自己反転データを作成し、
前記余剰撮影データと前記自己反転データをそれぞれ位相補正した後、加算して自己反転加算データを得る、
ことを特徴とするMRI装置の処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係り、特にエコー間段差等によって生じる画質劣化を低減する処理技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（以下、MRI）装置における一つの撮像法である高速スピンエコー(以下、FSE)シーケンスは、一つの励起RFパルス照射後に一定間隔で再収束RFパルスを照射する事で複数のエコー信号を連続収集できる高速シーケンスである。本シーケンスの欠点は、再収束RFパルス毎に収集する核磁気共鳴(以下、NMR)信号の強度が、撮影組織のT2値によって、次式のような信号減衰が生じることである。
【０００３】
【数１】
0006518559.tif 000002
【０００４】
従って、画像空間上ではLorentzian形状の点広がり関数(以下、PSF）が重畳され、ブラーリングやリングダウンアーチファクトが生じる事が知られている。
【０００５】
この対策として、偶数回加算撮影において偶数回目の撮影でk 空間(k-space)上のエコー配列を時間方向に反転した上で奇数回目のデータと信号加算して、T2減衰等の影響を相殺、低減させる方法が報告されている（特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開平１１−３１８８４７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
上記の従来技術では、偶数回加算を前提としており、加算回数が３、５等の奇数回の複数回加算の場合には、偶奇のペアが作れない為、十分な効果が得られない課題がある。
【０００８】
この課題に対して、複数回加算の撮影で得られるデータ毎に最適な重み付け処理を施し、不足しているMR信号を増幅した後に加算処理することで、T2減衰等に起因した画質劣化を低減させることが考えられるが、この方法の場合、重み付け処理により、ノイズ信号も増幅するため、SNRが悪化する課題がある。
【０００９】
本発明の目的は、上記の課題を解決し、奇数回加算撮影においても、SNRの悪化が無く画質劣化の低減を図ることが可能なMRI装置、及び処理方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記の目的を達成するため、本発明においては、パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備えるMRI装置であって、制御部は、加算撮影における偶数回目と奇数回目の撮影で、撮影データのk 空間へのエコー充填順を反転させる処理と、加算撮影時に偶奇のペアを作れない余剰撮影データに、その複素共役を反転させたデータを加算する処理を行うMRI装置を提供する。
【００１１】
また、上記の目的を達成するため、本発明においては、パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備えるMRI装置の処理方法であって、制御部は、加算撮影における偶数回目と奇数回目の撮影で、撮影データのk 空間へのエコー充填順を反転させ、加算撮影時に偶奇のペアを作れない余剰撮影データに、その複素共役を反転させた自己反転データを加算するMRI装置の処理方法を提供する。
【発明の効果】
【００１２】
本発明のMRI装置によれば、偶数回だけでなく、奇数回加算撮影でも偶数回加算撮影と同等な画質劣化低減効果を、SNRの悪化無しに得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】実施例１に係る、MRI装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】実施例１に係る、FSEの一例を示すシーケンス図。
【図３】実施例１に係る、NEX1撮影における信号減衰とPSFの例を示した図。
【図４】実施例１に係る、NEX2撮影における信号減衰とPSFの例を示した図。
【図５】実施例１に係る、NEX1とNEX2の撮影データを加算した際の信号減衰とPSFの例を示した図。
【図６】実施例１に係る、NEX1とNEX2とNEX3の撮影データを加算した際の信号減衰とPSFの例を示した図。
【図７】実施例１に係る、奇数回加算撮影時の余剰撮影データの例を示した図。
【図８】実施例１に係る、余剰撮影データと自己反転データによるT2減衰等による信号ゆらぎの相殺を説明するための図。
【図９】実施例１に係る、自己反転加算データの作成例のフローチャートを示した図。
【図１０】実施例１に係る、位相補正の一例のフローチャートを示した図。
【図１１】実施例１に係る、自己反転加算データの信号減衰を示した図。
【図１２】実施例１に係る、NEX1+NEX2+自己反転加算データの信号減衰を示した図。
【図１３】実施例２に係る、k 空間が非対称の時に自己反転データを作成した際の不整合を説明するための図。
【図１４】実施例２に係る、ハーフ推定処理等の併用による不整合解消を説明するための図。
【図１５】実施例３に係る、Parallel Imagingへの適用例を説明するための図。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施例について詳説する。なお、発明の実施例を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
【実施例１】
【００１５】
実施例１は、パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備えるMRI装置であって、制御部は、加算撮影における偶数回目と奇数回目の撮影で、撮影データのk 空間へのエコー充填順を反転させる処理と、加算撮影時に偶奇のペアを作れない余剰撮影データに、その複素共役を反転させたデータを加算する処理を行うMRI装置、及びその処理方法の実施例である。
【００１６】
最初に、全ての実施例で共通し利用されるMRI装置を図1に基づいて説明する。
図1は、MRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、RF送信コイル104及びRF送信部110と、RF受信コイル105及び信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部112と、表示部108と、操作部118と、被検体101を搭載する天板を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド106と、を備えて構成される。なお、本明細書において、計測制御部111と全体制御部112をまとめて、制御部と総称する。
【００１７】
静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
【００１８】
傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzが発生する。この傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源109とを含めて傾斜磁場発生部となる。
【００１９】
2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)が印加されて、核磁気共鳴信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
【００２０】
RF送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、RF送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子のスピンにNMR現象が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスを振幅変調し、増幅した後に被検体101に近接して配置されたRF送信コイル104に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。このRF送信コイル104とRF送信部110とでRFパルス発生部を構成する。
【００２１】
RF受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成するスピンのNMR現象により放出されるエコー信号を受信するコイルであり、信号処理部107に接続されて受信したエコー信号が信号処理部107に送られる。
【００２２】
信号処理部107は、RF受信コイル105で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号処理部107が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128、256、512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA／D変換してディジタル量に変換する。従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータであるエコーデータとして得られる。そして、信号処理部107は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを計測制御部111に送る。
【００２３】
計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号処理部107に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部112の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスの制御データに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号処理部107を制御して、被検体101へのRFパルスの照射及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体101からのエコー信号の検出と、を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータの収集を制御する。繰り返しの際には、2次元撮像の場合には位相エンコード傾斜磁場の印加量を、3次元撮像の場合には更にスライスエンコード傾斜磁場の印加量も変えて行なう。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれ、スライスエンコードの数は、通常16、32、64等の値が選ばれる。これらの制御により信号処理部107からのエコーデータを全体制御部112に出力する。
【００２４】
全体制御部112は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、演算処理部（CPU）114と、メモリ113と、磁気ディスク等の内部記憶部115と、外部ネットワークとのインターフェースを行うネットワークIF116と、を有して成る。また、全体制御部112には、光ディスク等の外部記憶部117が接続されていても良い。
【００２５】
具体的には、計測制御部111に撮像シーケンスの実行によりエコーデータを収集させ、計測制御部111からのエコーデータが入力されると、演算処理部114がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリ113内のk 空間に相当する領域に記憶させる。以下、エコーデータをk 空間に配置する旨の記載は、エコーデータをメモリ113内のk 空間に相当する領域に記憶させることを意味する。また、メモリ113内のk 空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk 空間データともいう。
【００２６】
そして演算処理部114は、このk 空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示部108に表示させ、内部記憶部115や外部記憶部117に記録させたり、ネットワークIF116を介して外部装置に転送したりする。
【００２７】
表示部108は再構成された被検体101の画像を表示する。操作部118は、MRI装置の各種制御情報や全体制御部112で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等から成る。この操作部118は表示部108に近接して配置され、操作者が表示部108を見ながら操作部118を介してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
【００２８】
図2に、本実施例のMRI装置の制御部の制御により実行される、複数のエコー信号を取得するFSE(Fast Spin Echo)法のパルスシーケンスの一例を示す。
本図において、RF、 Gs、 Gp、 Gr、 A/D、 Signalはそれぞれ、RFパルスの印加、スライス選択傾斜磁場パルスの印加、位相エンコード傾斜磁場パルスの印加、周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加、アナログデジタル変換、エコー信号の取得を示す軸を表す。また、ここでは、一例として、１回の90°励起RFパルス208について、複数の反転RFパルス213毎に、A/D変換219により、エコー信号220群を取得するFSEシーケンスを示す。
【００２９】
FSEシーケンスでは、まず、撮影面内のスピンに高周波磁場を与える90°励起RFパルス208と共に、スライス選択傾斜磁場パルス209を印加し、その後にスライス選択傾斜磁場209による位相分散を収束させるためのリフォーカス傾斜磁場パルス210を印加する。その後、スピンをスライス面内で反転するための180°反転RFパルス213を繰り返し印加する。上述のように、1回の90°励起RFパルス208について、各DA期間219でエコー信号220群を取得するため、180°反転RFパルス213を複数回繰り返し印加する。そして、180°反転RFパルス213印加毎に、スライスを選択するスライスエンコード傾斜磁場パルス216、位相エンコード傾斜磁場パルス217、及び周波数エンコード傾斜磁場パルス218が周期的に印加される。同図において、211は周波数ディフェーズ傾斜磁場、221、222はリワインド傾斜磁場を示している。
【００３０】
このFSEシーケンスは、１回のRFパルスによる励起後に複数のエコーデータを計測し、１つのk空間中にそのエコーデータを配置するシーケンスである。計測されたエコーデータはエコー番号ごとに、計測されたエコー順と同じ順序でk空間に配置され充填される。なお、現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。
【００３１】
続いて、本実施例のMRI装置いて、FSEシーケンスなどにおいて、T2減衰等によって画像上に畳み込まれるPSFについて図面を用いて説明する。
【００３２】
図3の上段、下段に、Echo Number 129〜394では昇順に、Echo Number 1〜64、 395〜512では降順にk 空間を充填していくEcho配列の1番目の撮影データNEX (Number of Excitation)1における、タイムドメイン（Time domain）の信号減衰とイメージドメイン(image domain)のPSFをそれぞれ示す。2番目の撮影データNEX2はエコー配列を時間方向に反転するため、図4のようになる。NEX1の撮影データも、NEX2の撮影データもTime domainでは時間方向に反転し、image domainのPSFには違いが無い。図5に両者を加算、すなわち偶数加算した結果を実線で示す。同図上段に示すように、Time domainの信号変化は緩やかになり、同図下段に示すように、image domainのPSFも線幅が狭まる改善が認められる。
【００３３】
ここで図6に、加算回数が奇数 3の場合に同様な加算処理をした場合のPSF等の結果を示す。同図に見るように、加算処理した後の信号減衰は偶数回加算の場合より変化が大きく、加算後のimage domainのPSFは線幅も広がりを持つ。先にも述べたように、この対策の為、奇数回加算撮影の場合、偶数番目の撮影画像に重み付処理をして、奇数番目の撮影データと強度を合わせた上で加算することが考えられる。これにより、信号減衰の変化を奇数回撮影時でも偶数回加算時と同等に抑えることができる為、画質劣化を低減可能だが、重み付け処理によりノイズ成分も持ち上がる為、SNRが悪化する。
【００３４】
そこで本実施例のMRI装置の構成においては、自己反転データ加算処理による信号減衰の改善を図る。ここで、操作部118などのユーザインタフェース指定の奇数回加算撮影を2N + 1 (Nは0起算) とした場合、図7に示すようにN個の偶奇のペアを加算した偶数回加算データと、1つの余剰撮影データ119に分割できる。そのため、余剰撮影データ119から信号減衰の影響をキャンセルできれば、画質劣化を低減可能である。この為、本実施例の構成では図8に示すように、余剰撮影データ119自身からT2減衰等の影響である信号のゆらぎを相殺する為の自己反転データ120を作成し、余剰撮影データ119のペアとする。すなわち、余剰撮影データ119と作成した自己反転データ120を加算後、偶数回加算データと加算することで奇数回加算撮影においても、良好な画質劣化低減効果を得ることができる。
【００３５】
図9に、上述した本実施例のMRI装置における加算撮影の実現方法のフロー図を示す。まず、余剰撮影データMi(kx,ky)119からk 空間を逆順に充填したデータをシミュレートした自己反転データMFC(kx,ky)120を作成する。この自己反転データ120は、余剰撮影データ119から複素共役を算出し、上下左右反転させることで得られる。尚、余剰撮影データ119と自己反転データ120を2D フーリエ変換すると、k 空間の共役対称性より、絶対値画像は同じだが、位相は反転している。この自己反転データ120は、余剰撮影データ119に対してk 空間を逆順に充填したものと考えることができるため、これらを加算して自己反転加算データを得ることで、T2減衰等の影響を相殺することができる。また、絶対値画像が同じ性質より、加算してもSNRの劣化が無い。
【００３６】
但し、余剰撮影データ119におけるk 空間中心とEcho Peakの僅かなずれにより、自己反転データ120と加算すると、低周波の位相が干渉し、シェーディングとなる。そこで、位相補正121、122を実施し、それぞれの画像から低周波数帯域の位相を取り除き、M_Cori(x,y)、M_CorFCC(x,y)とした後に加算することで、自己反転加算データM_out(x,y)123を得て、シェーディングを抑制することができる。図１０に位相補正121、122の一具体例を示した。なお、位相補正121、122は同一構成であり、入力データ、位相補正データをそれぞれMin(kx,ky)、p*(x,y)Min(x,y)で示した。ここで、p*(x,y)＝exp(−iangle{MLow(x,y)})である。
【００３７】
以上説明した本実施例の構成により、余剰撮影データ119自身からT2減衰等による画質劣化を低減した自己反転加算データ123を作成することができる。
【００３８】
図11に加算回数 NEX 3における偶数回加算データ(NEX1 + NEX 2)、余剰撮影データ (NEX 1)、自己反加算データ(NEX1 + 自己反転データ)のT2減衰等による影響の改善結果を示す。余剰撮影データの信号変化が、自己反転加算データでは偶数回加算データと同様に緩やかとなる改善が認められる。図12に示すように、以上より得られた偶数回加算データ(NEX1 + NEX2)と自己反転加算データ(NEX3 + 自己反転データ)を加算することで、(NEX1 + NEX2 + NEX3)のような奇数回加算撮影2N + 1の場合でも、T2減衰等に起因する画質劣化の低減効果が得られる。また、この発明の中にはノイズを持ち上げる処理が含まれない為、SNRの悪化は無い。尚、余剰撮影データを2N+1番目として説明してきたが、奇数回目の撮影データであれば、どの撮影データを余剰撮影データとして扱っても良い。
【００３９】
以上の実施例１の説明において、奇数回数加算撮影をUI指定の奇数回加算撮影を2N + 1 (Nは0起算)としたように、N=0の単数撮影、すなわち NEX = 1の場合でも、本実施例の自己反転加算データの算出処理を利用することができる。この場合は、偶数回加算データが無いことになる。すなわち、撮影は、1回の奇数回撮影であり、制御部は、1回目で得られた撮影データに、その複素共役を反転させた自己反転データを加算する処理を行うことで本実施例の効果を得ることができる。
【００４０】
また、UI指定の加算回数に対して、すべての撮影データ毎に、本実施例の自己反転加算データの算出処理を利用することができることは言うまでもない。この場合、撮影データ毎にT2減衰等に起因した画質劣化を低減した後、すべての撮影データを加算することとなる。
【００４１】
以上説明した本実施例によれば、T2減衰等に起因する画質劣化に対して、奇数回加算撮影においても、SNRの悪化無く、偶数回撮影の場合と同等に低減可能となる。
【実施例２】
【００４２】
実施例２は、Half Scan時や部分エコー撮影時に、自己反転加算データの算出処理を適用するMRI装置の実施例である。すなわち、本実施例のMRI装置の撮影データは、Half Scan撮影、あるいは部分エコー撮影で得られたデータであり、制御部は、撮像データに、その複素共役を反転させた自己反転データを加算する処理を行う構成のMRI装置の実施例である。
【００４３】
位相エンコードを一部のみ充填するHalf Scan時や、周波数エンコード時にエコーを部分的にサンプリングする部分エコー撮影時は、撮影データがk 空間に対して非対称に配置されるため、そのまま複素共役を反転させると、図13のように充填箇所に不整合が生じる。この場合、Half推定処理によって非充填データを推定することで、k 空間において対称な撮影データを作成することで、上述した自己反転加算データの算出処理を利用することができる。図14に、Half Scanで得られた余剰撮影データ124に対してHalf推定で推定余剰撮影データ125を得た後に、複素共役と上下左右反転して自己反転データ126を作成する例を示す。尚、自己反転データ作成後にHalf推定処理しても良い。また、Half推定処理のアルゴリズムは、通常用いられているアルゴリズムを用いれば良い。
【実施例３】
【００４４】
実施例３は、パラレルイメージング（Parallel Imaging）の場合に、自己反転加算データの算出処理を利用するMRI装置の実施例である。すなわち、本実施例のMRI装置では、撮影データは、パラレルイメージングで得られたデータであり、制御部は、撮像データに、その複素共役を反転させた自己反転データを加算する処理を行う構成のMRI装置の実施例である。
【００４５】
本実施例においては、自己反転・加算処理は、パラレルイメージングで得られたデータの展開前、展開後のどちらに適用しても良い。図１５に本実施例の展開画像に対して自己反転処理を行う場合の概略構成を示す。自己反転加算データは、上述した位相補正処理により位相が失われている為、展開前に適用する場合は、Parallel Imagingのアルゴリズムによっては、位相補正した分を元に戻すなどの考慮が必要である。すなわち、Parallel Imagingで得られた複数の間引きデータ126各々に対し、2D FFT及び各種補正を行い、得られたデータ127をSENSE展開して展開画像128を作成し、自己反転処理を行い、自己反転加算データ129を得ることができる。尚、Parallel Imagingは、通常用いられているアルゴリズムを用いれば良い。
【実施例４】
【００４６】
実施例４は、3D計測において、自己反転加算データの算出処理を利用する実施例である。すなわち、本実施例では、撮影データを3D計測で撮影したデータであり、制御部は、余剰撮影データに対し、その複素共役を3Dk 空間のスライス軸、位相軸、周波数軸の軸毎に反転して自己反転データを作成する構成のMRI装置の実施例である。3D計測の際は、得られた余剰撮影データの複素共役を空間反転させる処理で、スライス軸を加えた3Dk 空間のスライス軸、位相軸、周波数軸の軸毎に反転の処理をさせることとなる。または、スライス軸と位相軸、もしくはスライス軸と周波数軸で構成した2D断面に対して適用しても良い。
【実施例５】
【００４７】
実施例５は、体幹部などの複数回加算撮影において、体動等の影響によって画質劣化が激しい撮影データを除外した上で加算する場合に、自己反転加算データの算出処理を利用する実施例である。
【００４８】
このような複数回加算撮影において、体動等の影響によって画質劣化が激しい撮影データを除外した上で加算するアプリケーションにおいて、除外した後に残る撮影データで偶奇のペアを作れない余剰撮影データが一つ以上存在する場合がある。例えば、奇数回目の撮影データすべてにおいて画質劣化が激しい場合、それらを除去すると偶数回目の撮影データしか残らず、偶奇のペアを一つも作成できない場合がある。本実施例においては、このような加算撮影時に偶奇のペアを作れない余剰撮影データに対し、その複素共役を反転させたデータを加算する処理を行う。
【００４９】
このように本実施例においては、奇数回加算撮影の場合のみならず、このように偶奇のペアを作れない場合において、自己反転加算データの算出処理を利用する。本実施例の場合は、画質劣化の少ない撮影データの中に余剰撮影データが1つ以上存在するとみなし、その余剰撮影データを用いて自己反転データを作成して、偶奇のペアとしてそれぞれを加算する。すなわち、本実施例においては、余剰撮影データはそれぞれ自己反転データを使って、自己反転加算データとされるので、T2減衰等に起因した画質劣化を低減した後加算処理されることとなる。
【００５０】
なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記の実施例の説明においては、MRI装置のFSEシーケンスを例示して説明したが、FSEシーケンスに限定されず、EPI(Echo Planer Imaging)シーケンスなど、エコー間等に起因した画質劣化が生じるシーケンスに対しても、同様に利用することができる。また、上記した実施例は本発明のより良い理解のために詳細に説明したのであり、必ずしも説明の全ての構成を備えるものに限定されものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることが可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。
【００５１】
更に、上述した各構成、機能、処理部等は、それらの一部又は全部を実現するCPUで実行されるプログラムを作成する例を説明したが、それらの一部又は全部を例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現しても良いことは言うまでもない。
【符号の説明】
【００５２】
101  被検体
102  静磁場発生磁石
103  傾斜磁場コイル
104  RF送信コイル
105  RF受信コイル
106  ベッド
107  信号処理部
108  表示部
109  傾斜磁場電源
110  RF送信部
111  計測制御部
112  全体制御部
113  メモリ
114  演算処理部(CPU)
115  内部記憶部
116  ネットワークIF
117  外部記憶部
118  操作部
119、124  余剰撮影データ
120、126  自己反転データ
121、122  位相補正
123、129  自己反転加算データ
127  間引きデータ
128  展開画像
208  90°励起RFパルス
209、214  スライス選択傾斜磁場パルス
210、215  リフォーカス傾斜磁場パルス
211  周波数ディフェーズ傾斜磁場
212  クラッシャー傾斜磁場パルス
213  180°反転RFパルス
216  スライスエンコード傾斜磁場パルス
217  位相エンコード傾斜磁場パルス
218  周波数エンコード傾斜磁場パルス
219  A/D期間
220  エコー信号
221、222  リワインド傾斜磁場パルス
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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