(57)【要約】【課題】  ムービングテーブル撮影において、静磁場不均一下での撮影であってもアーチファクトの抑制されたによる画像を再構成する。【解決手段】  磁気共鳴イメージング装置において、テーブルを移動させながら信号を計測して複数のデータセットを取得し、各データセットを読み出し方向に逆フーリエ変換し、ハイブリッドデータを得る。各ハイブリッドデータの、隣接するハイブリッドデータとの境界から一次元データを抽出し、この一次元データを用いてハイブリッドデータ境界における信号強度および位相の不連続を補正する補正値を求める。各ハイブリッドデータを逆フーリエ変換したデータにおいて補正値を用いた補正を行ない、最終的に信号強度と位相の連続性を有する画像を得る。【選択図】図４
2008279102.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を設置するテーブルと、前記被検体に静磁場を印加する静磁場印加部と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記被検体に対してＲＦ信号を送受信するＲＦ信号送受信部と、前記テーブルを前記静磁場印加部に対して相対的に移動させるテーブル駆動部と、前記ＲＦ信号送受信部で受信するＲＦ信号に基づいて、画像データを作成するデータ処理部と、前記傾斜磁場印加部、ＲＦ信号送受信部およびテーブル駆動部の動作を制御する制御部とを有し、
前記制御部は、前記テーブル駆動部が前記テーブルを相対的に移動させているときに、所定の範囲の位相エンコードを一巡するように傾斜磁場を印加し、複数のＲＦ信号からなるデータセットを取得する処理を複数回繰返す制御を行ない、
前記データ処理部は、前記複数回の処理の各々で取得されたデータセットをそれぞれリードアウト方向に一次元逆フーリエ変換してハイブリッドデータセットに変換するハイブリッドデータ生成部と、前記ハイブリッドデータ生成部で生成された複数のハイブリッドデータセットの間で、各々の境界の信号強度連続性および位相連続性を補正する補正部と、前記補正部で補正されたハイブリッドデータを合成した後、位相エンコード方向に一次元逆フーリエ変換する画像生成部とを備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、前記ハイブリッドデータセットの、隣接するハイブリッドデータとの境界領域から一次元データを抽出し、前記一次元データから補正処理に用いる補正値を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、互いに隣接するハイブリッドデータセット同士の補正に際し、各ハイブリッドデータの境界領域から抽出した一次元データをそれぞれ一次元逆フーリエ変換して得られた参照データの位相の一次成分の差を補正値とし、一方のハイブリッドデータセットを位相エンコード方向に逆フーリエ変換し実空間データを得た後に、前記実空間データの位相エンコード方向の位相の一次成分を前記補正値だけ補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、前記補正値によって補正された実空間データを再度フーリエ変換してハイブリッドデータセットに戻し、フーリエ変換後のハイブリッドデータセットについて、隣接するハイブリッドデータとの境界領域から一次元データを抽出し、一次元データの最大信号値における位相の差を求め、一方のハイブリッドデータセットの位相を前記位相の差だけ補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、互いに隣接するハイブリッドデータセット同士の補正に際し、各ハイブリッドデータセットから抽出した前記一次元データの相互相関係数を求め、前記相互相関係数が最大となる位置に、一方のハイブリッドデータセットを位相エンコード方向にシフトさせることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、互いに隣接するハイブリッドデータセット同士の補正に際し、各ハイブリッドデータセットから抽出した一次元データを用いて、位相連続性補正に用いる第１の補正値及び強度連続性補正に用いる第２の補正値を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、前記一次元データをそれぞれ一次元逆フーリエ変換して得られた参照データの位相の０次成分の差を第１の補正値、前記参照データの一次成分の差を第２の補正値とし、前記互いに隣接するハイブリッドデータセットの一方のハイブリッドデータセットを位相エンコード方向に逆フーリエ変換し実空間データとした後に、前記実空間データの位相エンコード方向の位相の０次成分を前記第１補正値だけ補正するとともに一次成分を第２の補正値だけ補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、前記一次元データを抽出する際に、境界領域付近における複数の一次元データを加算することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
請求項１ないし８のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングであって、
前記補正部は、複数のハイブリッドデータセットのうち、１のハイブリッドデータセットを基準として、他のハイブリッドデータを補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項１ないし９のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記データ処理部は、前記画像生成部で生成された画像データを、互いに隣接するハイブリッドデータセットの境界に対応する画像上の位置の表示とともに表示する表示部を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正部は、互いに隣接するハイブリッドデータセット同士の補正に際し、各ハイブリッドデータの境界領域から抽出した一次元データをそれぞれ一次元逆フーリエ変換して参照データを得て、前記参照データの位相差からフィッティングによってｎ次の多項式を得て、一方のハイブリッドデータセットを位相エンコード方向に逆フーリエ変換し実空間データを得て、前記実空間データの位相エンコード方向の位相を前記多項式から得た位相値だけ補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【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関し、特に被検体を載置したテーブルを移動させながら撮影を行う技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、静磁場に置かれた被検体に高周波磁場、傾斜磁場を印加し、核磁気共鳴により被検体から発生するエコー信号を計測し、画像化する医用画像診断装置である。ＭＲＩ装置では、静磁場の均一領域が直径４５ｃｍ程度の球状の領域であるため、１回の計測で撮影可能な領域の大きさは通常４０ｃｍ程度に限定される。そのため、全身など、より広い領域を撮影する場合は、被検体の体軸方向へ寝台（テーブル）を移動させながら撮影するテーブル移動撮影を行う。このようなテーブル移動撮影には、大きく分けてマルチステーション撮影とムービングテーブル撮影との２種類がある。
【０００３】
マルチステーション撮影は、全身を複数の領域（ステーション）に分割して撮影を行い、各ステーションの画像を合成して全身画像を作成するものである。個々の撮影はテーブルを固定して行うため、従来の撮影方法をそのまま利用できる。また、共鳴周波数や高周波磁場の最適照射強度、受信コイルのゲインなどの撮影対象に応じて設定しなければならない調整パラメータは、従来の撮影と同様、各ステーションの撮影の開始前に取得することができる。このように従来の撮影技術がそのまま適用可能なマルチステーション撮影は、すでに臨床で用いられている。
【０００４】
一方、ムービングテーブル撮影は、テーブルを連続的に移動させながら撮影する方法である（例えば、非特許文献１、非特許文献２など）。本方法は、テーブル移動に伴う時間ロスがない分、マルチステーション撮影法よりも撮影時間効率は良い。しかし、被検体が動いている中で撮影を行うことになるため、従来の撮影技術や画像再構成技術をそのまま適用できない場合が多く、臨床に適用するためには解決すべき課題が種々存在する。
【非特許文献１】Kruger DG, Riederer SJ, GrimmRC, Rossman PJ. Continuously moving table data acquisition method for long FOVcontrast-enhanced MRA and whole-body MRI.  Magn Reson Med2002;47:224--231.
【非特許文献２】Polzin JA, Kruger DG, Gurr DH,Brittain JH, Riederer SJ. Correction for Gradient Nonlinearity in ContinuouslyMoving Table MR Imaging. Magn Reson Med 2004;52:181--187.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ムービングテーブル撮影が臨床で用いられない原因の一つとして、静磁場不均一や傾斜磁場非線形性などの装置ひずみによる画質低下が挙げられる。ムービングテーブル撮影では、信号計測ごとに装置と撮影対象の相対的な位置が変化するため、静磁場不均一や傾斜磁場非線形性などの装置ひずみの影響がテーブル静止撮影とは異なり、各信号で一定とはならない。また、静磁場均一度は磁石の性能以外に、撮影対象の形状にほぼ依存する磁化率分布にも影響される。このため、撮影対象が撮影中に時々刻々と移動するムービングテーブル撮影では、静磁場均一度を常に高い状態に維持することが困難である。このため、静止撮影とは異なる補正をしなければ画像にアーチファクトが発生する。
【０００６】
傾斜磁場非線形性については、あらかじめ測定しておいたマップを用いて補正する方法が提案されている（例えば、非特許文献２参照）。静磁場不均一については、例えば、撮影開始前に、全身の任意の位置において最適なシミング情報をあらかじめ取得しておき、テーブル移動撮影中に適時シミング情報を変更していくことも考えられる。しかし、この場合は、シミング情報の取得には時間がかかるため、撮影時間の大幅な延長につながり、優れた撮影時間効率というムービングテーブル撮影の利点を損なうことになる。
【０００７】
そこで本発明は、ＭＲＩ装置のムービングテーブル撮影において、撮影時間を延長することなく、静磁場不均一下での撮影であってもアーチファクトの抑制された画像を再構成することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の磁気共鳴イメージング装置では、テーブルを移動させながら信号を計測して複数のデータセットを取得し、データセット間で信号強度と位相の連続性を有するように信号を補正する。
【０００９】
具体的には、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、被検体を設置するテーブルと、前記被検体に静磁場を印加する静磁場印加部と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記被検体に対してＲＦ信号を送受信するＲＦ信号送受信部と、前記テーブルを前記静磁場印加部に対して相対的に移動させるテーブル駆動部と、前記ＲＦ信号送受信部で受信するＲＦ信号に基づいて、画像データを作成するデータ処理部と、前記傾斜磁場印加部、ＲＦ信号送受信部およびテーブル駆動部の動作を制御する制御部とを有し、前記制御部は、前記テーブル駆動部が前記テーブルを相対的に移動させているときに、所定の範囲の位相エンコードを一巡するように傾斜磁場を印加し、複数のＲＦ信号からなるデータセットを取得する処理を複数回繰返す制御を行ない、前記データ処理部は、前記複数回の処理の各々で取得されたデータセットをそれぞれリードアウト方向に一次元逆フーリエ変換してハイブリッドデータセットに変換するハイブリッドデータ生成部と、前記ハイブリッドデータ生成部で生成された複数のハイブリッドデータセットの間で、各々の境界の信号強度連続性および位相連続性を補正する補正部と、前記補正部で補正されたハイブリッドデータを合成した後、位相エンコード方向に一次元逆フーリエ変換する画像生成部とを備えることを特徴とする。
【００１０】
補正部は、例えば、ハイブリッドデータセットの隣接するハイブリッドデータセットとの境界領域から、境界に沿って配列する一次元データを抽出し、この一次元データから補正処理に用いる補正値、例えば位相連続性を補正する位相値（第１の補正値）や強度連続性を補正する位相値（第２の補正値）を求め、これら補正値を用いて一方のハイブリッドデータを補正する。３以上のハイブリッドデータセットを補正する場合には、例えば、一つのハイブリッドデータを基準として、それに合わせて他のハイブリッドデータを補正する。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、ムービングテーブル撮影において、位相エンコードを一巡する毎に取得されたデータセット間の不連続性をなくすことにより、静磁場不均一下での撮影であってもアーチファクトの抑制されたによる画像を再構成することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して詳述する。
まず本発明が適用されるＭＲＩ装置について説明する。図１は、ＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１、マグネット１０１が発生する静磁場空間に傾斜磁場を発生するコイル１０２、コイル１０２を駆動するための傾斜磁場電源１０５、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出するプローブ１０７、プローブ１０７に接続された高周波磁場発生器１０６および受信器１０８、被検体（例えば、生体）１０３を載せるテーブル１５２、テーブル移動制御部１５０、上述した高周波磁場発生器１０６、受信器１０８およびテーブル移動制御部１５０の動作を制御するシーケンサ１０４、シーケンサ１０４が接続され、制御系および信号処理系として機能する計算機１０９、ディスプレイ１１０、記憶媒体１１１などを備える。
【００１３】
マグネット１０１には、超伝導磁石、常伝導磁石、永久磁石などがあり、その配置によって垂直磁場或いは水平磁場を発生する。被検体１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内のテーブル１５２に載置される。テーブル１５２は、シーケンサ１０４の指示に従ってテーブル移動制御部１５０によってその移動を制御される。本実施形態では、図２に示すように、テーブル１５２は、被検体１０３の体軸方向（矢印１５３）に移動する。
【００１４】
シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６とに命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、プローブ１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号（以下、単にエコー或いはエコー信号という）はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。
【００１５】
計算機１０９は、予め定められたプログラムに従って、ＭＲＩ装置１００の各構成要素の動作を制御する。このうち、シーケンサ１０４に制御させる高周波磁場および傾斜磁場の発生タイミングおよび強度、信号受信のタイミングを記述したプログラムはパルスシーケンスと呼ばれる。本実施形態で実施されるパルスシーケンスは、ムービングテーブル撮影で使用可能なものであれば特に限定されないが、例えばスピンエコー法（ＳＥ）や高速スピンエコー法などＳＥ系パルスシーケンス、グラディエントエコー（ＧｒＥ）系パルスシーケンス、エコープラナースペクトロスコピックイメージング（ＥＰＳＩ）などがある。シーケンサ１０４は、パルスシーケンスに同期させて、テーブル移動制御部１５０を介してテーブル１５２の動作を制御させる。
【００１６】
また、計算機１０９は、受信器１０８において検波されたエコー信号を受信し、Ａ/Ｄ変換、補正処理、逆フーリエ変換などの画像再構成などの信号処理を行い、結果をディスプレイ１１０に表示する。必要に応じて、検波されたエコー信号や測定条件を記憶媒体１１１に記憶させる。計算機１０９における信号処理部の詳細を図３に示す。
【００１７】
図示するように、本実施の形態では、信号処理部の機能として、複数のエコー信号からなるデータセット毎に位相エンコード方向に１次元フーリエ変換を施しハイブリッドデータを生成するハイブリッドデータ生成部３０１、ハイブリッドデータ間の不連続性を補正する補正部３０２、補正後のハイブリッドデータを合成する合成部３０３、合成されたハイブリッドデータをリードアウト方向に１次元逆フーリエ変化し、撮影された全領域の画像データを作成する画像再構成部３０４を備えている。本実施の形態のＭＲＩ装置は、信号処理部がハイブリッドデータ間の不連続性を補正する補正部３０２を有していることが特徴であり、この補正部３０２による補正処理については後に詳述する。なお、計測されたエコーが配置されたkx-kz空間のデータをリードアウト方向(kz方向)に逆フーリエ変換したデータをハイブリッドデータといい、ハイブリッドデータを位相エンコード方向(kx方向)に逆フーリエ変換したデータを実空間データという。
【００１８】
次に本実施の形態のＭＲＩ装置の動作を説明する。図４に動作のフローを示す。
まずムービングテーブル撮影では、シーケンサ１０４からの指令に従い、図２に示したように、テーブル１５２を被検体１０３の体軸方向（矢印１５３）に移動しながら、パルスシーケンスを繰り返し実行し、被検体の広い領域（これをtotal FOV (field of view) という）１５４を撮影する（ステップ４０１）。本実施の形態では、テーブルの移動方向をｚ軸に、テーブル１５２と平行な面上でｚ軸と垂直な方向をｘ軸に、ｚ軸およびｘ軸に垂直な方向をｙ軸にとった場合、読み取り傾斜磁場をｚ方向に、位相エンコード傾斜磁場をｘ方向に印加するものとする。
【００１９】
パルスシーケンスは、位相エンコードkxの値を一定値ずつ変化させながら繰り返し時間Trの間隔で行い、位相エンコードが一巡する毎に１組のエコーを得る。この１組のエコーは、各エコーを取得した時点におけるテーブル位置がそれぞれ異なるため、マルチステーション撮影の場合のような１ステーションのデータとは異なるが、ここでは便宜的にステーションデータ或いはsubFOVのデータと呼ぶ。
【００２０】
次にステーションデータをkz方向（読み出しエンコード方向）に逆フーリエ変換する（ステップ４０２）。各エコーを位相エンコード方向に逆フーリエ変換したものは、sub FOV内でx方向に位相エンコードされた撮影対象のz軸上への投影像であり、図５に示すような、kx軸（位相エンコード軸）を縦軸、z軸を横軸とするkx-z空間(ハイブリッド空間)に配置される。位相エンコードが一巡する度に得られる各ステーションのハイブリッドデータ（Hbデータ５０１）は、計測時に記録したテーブル位置情報に従ってハイブリッド空間に配置され、最終的にtotalFOVのHbデータとなる。
【００２１】
各ステーションHbデータにおいて、j (j = 1, ...)番目のエコーのｚ方向の位置Zjは、１番目のエコーの位置をZ1、テーブル速度Ｖとすると、Z1 ＋ (j - 1)× Ｖ × Tr となる。またsubFOVのデータを構成するエコー信号の数をnx、totalFOVのｚ方向のサイズをWzとすると、kx-z空間をすきまなく計測するためにnx × Tr × v ＜ Wzを満たす必要がある。
【００２２】
kx-z空間をすきまなく計測するようにエコー数nx、テーブル移動速度V、繰り返し時間Trの条件を設定しても、各ステーションHbデータ間５０２には、静磁場不均一等に起因し、不連続性が生じる。不連続性を持つtotalFOVのHbデータをkx方向に逆フーリエ変換してtotalFOVの画像データを得た場合、subFOVの画像間にアーチファクトが発生する。本実施の形態では、このようなアーチファクトを発生させないために、補正部３０３において、ステーションHbデータ間の不連続性をなくす補正処理を行なった後（ステップ４０３）、Hbデータをkx方向に逆フーリエ変換し、totalFOVの画像データを得る（ステップ４０４）。不連続性の補正は、エコーの位相及び強度の両方について連続性を達成できるものであればよい。以下、不連続性の補正の実施の形態を説明する。
【００２３】
＜第一の実施形態＞
補正処理の第１の実施の形態は、ステーションHbデータ境界の位相連続性補正とハイブリッドデータ境界の強度連続性補正とを段階的に行なう。図４に示す補正処理（ステップ４０３）の詳細を図６に示す。
まずステーションHbデータ境界(図５の５０２)それぞれにおいて、強度的な接続がなめらかになるよう補正を行う（ステップ６１０）。この補正を、図７および図８を用いて説明する。図７（a）、（b）は、ステップ６１０による補正前後の、隣接する２つのステーションHbデータm(i)、m(i+1)(i = 1, ...)を示している。図中、７０１は位相エンコード０付近の、信号強度が最大（ピーク）となるラインである。
【００２４】
ステップ６１０では、ステーション間のピークのずれを解消するため、境界Hbデータから補正値を求める。このため、まず隣接するステーションm(i)、m(i+1)の境界Hbデータs2(i, kx')、s1(i+1, kx')を抽出する。このデータは、境界に沿って配列する一次元データである（ステップ６１１）。次に抽出した一次元データを逆フーリエ変換したデータ（参照データ）r2(i, x')、r1(i+1, x')を得る（ステップ６１２）。ここで、一次元データs1、s2はkxを縦軸、zを横軸とするkx-z空間においては、kx方向からやや傾いた方向を向いているため、変数kxとxの代わりに、傾いた方向を軸とする変数kx'、x'を用いて表記している。図８（a）は、s2(i, kx')、s1(i+1, kx')について、それぞれkx'軸に対する信号強度を模式的に示した図、図８（b）、(c)は、それぞれs2(i, kx')、s1(i+1, kx')を逆フーリエ変換８０１した後の強度および位相を模式的に示した図である。
【００２５】
次にs1、s2を逆フーリエ変換して得られた参照データr2(i, x')、r1(i+1, x')の位相の一次成分p2(i)、p1(i+1)を求める（ステップ６１３）。位相の一次成分は、図８（c）に示す参照データr2(i, x')、r1(i+1, x')の傾きに相当し、この傾きを基準となるステーションに一致させるための補正値を求める。ここでは基準ステーションを最初に計測したステーション、即ちステーションm(1)とし、この参照データの位相p(1)を０として、以下のように各ステーションの位相補正値p(i+1)を求める（ステップ６１４）。
p(i+1) = p(i) + p2(i) - p1(i+1)
【００２６】
その後、この補正値を用いて各ステーションHbデータの補正を行なう。補正は、ステーションm(i+1)全体をkx方向に逆フーリエ変換したx-z空間データにおいて、x方向の一次の位相をp(i+1)だけ変化させて再びx方向にフーリエ変換して完了する（ステップ６１５、６１６）。この処理により、図７(b)に矢印７０２で示すようにm(i+1)がkx方向にシフトされ、kx = 0付近にある信号ピークのライン７０１のギャップがなくなり、ステーション間の境界が強度的になめらかに接続される。なお、ステップ６１１、６１２で用いる境界データとしては、１つの境界データs2(i, kx')、s1(i+1, kx')でもよいが、境界からｚ方向（又は-ｚ方向）に数ピクセル幅(例えば５ライン分)のデータを加算した値あるいは平均値を用いてもよい。そうすることにより、ノイズの影響を緩和することができ、安定した補正結果を得ることができる。
【００２７】
次に、ステーション境界における位相の不連続性を補正する（ステップ６２０）。ステップ６１０（６１１〜６１６）で補正されたステーションHbデータから、再び境界データs2'(i, kx)、s1'(i+1, kx)を取り出し、それぞれその絶対値が最大になる点の位相をq2(i)、q1(i+1)を求める（ステップ６２１、６２２）。そして各ステーションの位相差がゼロとなるように補正値を求める（ステップ４２２）。ここでも、位相の基準を最初のステーションとし、次式により補正値q(i+1)を求める。
q(i+1) = q(i) + q2(i) - q1(i+1)
q(1) = 0
【００２８】
補正は、ステーションm(i+1)全体の位相をq(i+1)だけ変化させて完了する（ステップ６２３）。この処理により、図９に示すようにステーションの境界で位相がなめらかに接続される。最後にtotalFOVのHbデータを位相エンコード方向に逆フーリエ変換して全体画像を得(図４：ステップ４０４)、ディスプレイ１１０に表示する（図４：ステップ４０５）。
【００２９】
以上説明したように、本実施形態によれば、kx-z空間データの強度と位相のギャップをなめらかに接続することが可能となり、静磁場不均一によるアーチファクトを抑制することができる。
【００３０】
＜第二の実施の形態＞
第一の実施の形態では、強度連続性を補正するステップ６１０と位相連続性を補正するステップ６２０を別個に行なう場合を説明したが、本実施の形態では一度の処理で両者を補正する。第二の実施の形態のフローを図１０に示す。図中、第一の実施の形態と同じ処理は同じ符号で示しており、詳しい説明は省略する。
【００３１】
本実施の形態においても、隣接するステーションm(i)、m(i+1)の境界Hbデータs2(i,
kx')、s1(i+1, kx')を取り出し、これらを逆フーリエ変換したデータr2(i, x')、r1(i+1, x')を得ることは第一の実施の形態と同様である。ただし本実施の形態では、データr2、r1から、位相の一次成分p1(i+1)とp2(i)を求める際にその０次成分(それぞれp10(i+1), p20(i)とする)も同時に求めておき、各ステーションで０次成分を基準と一致させるための補正値を求める（ステップ６３１、６３２）。各ステーションのゼロ次位相補正値は、例えば、次式により計算される。
p0(i+1) = p0(i) + p20(i) - p10(i+1),
p0(1) = 0
【００３２】
補正は、ステーションm(i+1)全体をkx方向に逆フーリエ変換したx-z空間データにおいて、x方向のゼロ次成分をp0(i+1)だけ変化させるとともに、一次の位相をp(i+1)だけ変化させる（ステップ６３３）。このx-z空間データを再びx方向にフーリエ変換することで、位相連続性および強度連続性が同時に補正されたHbデータとなる。
本実施の形態によれば、第一の実施の形態におけるステップ６２０を省略することができ、処理が簡素化されるために処理時間を短縮することができる。
【００３３】
＜第三の実施の形態＞
第一および第二の実施の形態では、強度の連続性補正に用いる１次の補正値を求める際に境界データs2、s1を逆フーリエ変換したデータr2、r1を用い、それらの位相の一次成分を利用した。本実施の形態では、位相の一次成分を求める代わりに、境界データs2(i, kx')、s1(i+1, kx')の相互相関関数を求め、それがもっとも大きくなる位置を補正値として求める。０次成分の補正は第一あるいは第二の実施形態と変わりない。
【００３４】
この相互相関関数Rは、以下の式で表される。
【数１】
2008279102.tif 000003
（式中、Nxはkx方向のデータ点数を表す）
この関数Ri,j+1(k)が最大となるk(-Nx/2≦k≦Nx/2-1)を求め、その値をシフト量とする。
【００３５】
補正は、ステーションm(i+1)全体のHbデータについて、求めたシフト量だけkx方向にシフトさせることにより、完了する。また、０次成分(位相連続性)については、第一あるいは第二の実施形態と同様に補正する。補正後のtotalFOVのHbデータをkx方向に逆フーリエ変換して、totalFOVの画像データを得ることは他の実施の形態と同様である。
【００３６】
本実施の形態では、相互相関関数を求める演算が必要となるが、第一の実施形態と比較して境界データs2、s1を逆フーリエ変換して参照データr2、r1を求めるステップが不要となる。また、本実施の形態によれば、第一あるいは第二の実施形態における位相の一次成分を用いる場合と比較して、撮影対象の形状やデータの信号対ノイズ比(S/N)が低い場合でも精度良くシフト量を求めることができる。
【００３７】
＜第四の実施の形態＞
第二の実施の形態では、位相の0次成分と1次成分だけを補正したが、さらに高次の項まで補正することも可能である。より高次の項まで補正することにより、さらに精度良く強度と位相の連続性を補正することが可能である。本実施の形態では、ｎ次の項(ｎは整数)まで補正する場合について以下説明する。第四の実施の形態のフローを図１１に示す。図中、第一の実施の形態と同じ処理は同じ符号で示しており、詳しい説明は省略する。
【００３８】
本実施の形態においても、隣接するステーションm(i)、m(i+1)の境界Hbデータs2(i,
kx')、s1(i+1, kx')を取り出し、これらを逆フーリエ変換したデータr2(i, x')、r1(i+1, x')を得ることは第一の実施の形態と同様である。ただし本実施の形態では、両者の位相差分r21 = arctan (r2/r1)を求める（ステップ６４１）。このようにr2/r1を求めてからそのarctanを計算することにより、r2とr1の位相をそれぞれ求めることなく直接r21を求めることができる。すなわち、
【数２】
2008279102.tif 000004
とおくと、
【数３】
2008279102.tif 000005
となる。
【００３９】
次に、r21を用いてｎ次（ｎは整数）の多項式f(i+1,x')を最小二乗法などによるフィッティングによって求め、補正値pを以下のように求める（ステップ６４２）。
p(i+1,x') = p(i,x') - f(i+1,x'), p(1,x') = 0
【００４０】
r2とr1の位相差分r21を直接求めることにより、位相の折り返しが発生しにくくなり、フィッティングによって各成分を求める際の精度あるいは安定性を高くすることが可能である。折り返しが発生しにくくなるのは、r21の位相がr2とr1の差分であり、r2やr1の位相ほど変化が大きくないためである。
【００４１】
補正は、ステーションm(i+1)全体をkx方向に逆フーリエ変換したx-z空間データにおいて、x方向の位相をp(i+1,x)だけ変化させる（ステップ６４３）。このx-z空間データを再びx方向にフーリエ変換することで、位相連続性および強度連続性が同時に補正されたHbデータとなる。
【００４２】
本実施の形態によれば、第一の実施の形態におけるステップ６２０を省略することができ、処理が簡素化されるために処理時間を短縮することができる。また、位相差分を直接求めることにより、位相成分を求める際の精度や安定性を向上させることができる。また、２次以上の位相誤差成分も補正されるため、補正精度が向上し、アーチファクト抑制効果が高くなる。
【００４３】
以上、ステーションデータ間の補正処理の各実施の形態を説明した。これら補正処理は、図１に示すＭＲＩ装置の計算機１０９、詳細には図３に示す信号処理部に予め組み込まれたプログラムによって実行される。
【００４４】
次に上記補正機能を備えたＭＲＩ装置の表示機能について説明する。
図１２は、ムービングテーブル撮影で撮影された画像の表示画面の一例を示す図である。図示する実施の形態では、ステーション境界の位置にそれを表示する印１１０１を表示する。
【００４５】
上述のようにステーション間の不連続性補正を行ない画像再構成しても、撮影時の装置ひずみの状態によってはアーチファクトを完全には抑制しきれない場合がある。アーチファクトの出方によっては、病変かどうかの判断がつきにくくなる。再構成した画像１１００のステーション境界の位置に、図１１に示すような印１１０１を付けて表示することにより、アーチファクトかどうかの判断が比較的容易になる。なおステーション境界は、図５に示したようにkx軸から傾いていてz方向に広がりをもっているが、アーチファクトは一般にはkx = 0の境界位置付近に発生するので、その位置に印１１０１を表示するのがよい。
【実施例】
【００４６】
本発明の効果を確認するために、以下の撮影条件でムービングテーブル撮影を行ない、本発明（第一の実施の形態の手法）による不連続性補正を行なった場合と行なわない場合の画像を比較した。撮影対象は、図１３(c)に示すような楕円形状をした撮影対象を用いた。
撮影条件：GrE法、TR/TE 14/5 ms、sub FOV 350 mm、サブマトリックス(1ステーションのマトリックスサイズ) 128x128、リードアウト方向 z、位相エンコード方向 x、テーブル速度 0.15 m/s、ステーション数 2
【００４７】
結果を図１３及び図１４に示す。図１３（a）はkx-z空間上に配置されたデータの強度画像であり、図１３（b）は、補正を行なわずに、図１３（a）に示す強度画像をkx方向に逆フーリエ変換した結果の再構成画像である。図１３（a）のkx-z空間を見ると、白い矢印で示す部分にステーション間で強度が不連続になり、ギャップが発生していることが分かる。このギャップは、ステーションごとに、データがkx-z空間上でzに比例してkx方向にほぼリニアにひずんでいるために生じている。その結果、図１３（b）の画像には、アーチファクトが中心付近に上下に発生しているのが見られる。これは、不連続性補正をしなかったために発生した静磁場不均一によるアーチファクトであると考えられる。
【００４８】
図１４は、図１３（a）と同じデータを補正した結果を示す図で、図１４（a）はkx-z空間データの強度画像であり、図１４（b）は再構成画像である。図１４（a）に示されたように、補正処理によってステーション境界でのギャップがなくなり、ステーション間が強度的になめらかに接続されていることが確認できる。また、図には示していないが位相も補正処理によりなめらかに接続されている。これにより、図１４（b）の再構成画像には、図１３（b）で見られたアーチファクトが発生しなくなった。
【産業上の利用可能性】
【００４９】
本発明によれば静磁場不均一の影響を排除することが困難なムービングテーブル撮影において、静磁場不均一によるアーチファクトを抑制した画像を得ることができる。またアーチファクトを抑制する補正は、時間のかかる静磁場不均一データの取得などを伴わないため、時間効率の良いムービングテーブル撮影の実効性を保つことができる。これによりムービングテーブル撮影の臨床への適用が可能になる。
【図面の簡単な説明】
【００５０】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置のブロック図
【図２】テーブルと撮影視野との関係を説明するための図
【図３】信号処理部の詳細構成を示す図
【図４】本発明のＭＲＩ装置による撮影の実施形態を示すフローチャート
【図５】ムービングテーブル撮影によって得られたハイブリッドデータセットを示す図
【図６】第一の実施形態の補正処理のフローチャート
【図７】第一の実施形態の強度連続性補正を説明するための図
【図８】第一の実施形態の強度連続性補正と位相補正を説明するための図
【図９】第一の実施形態の位相補正を説明するための図
【図１０】第二の実施形態の補正処理のフローチャート
【図１１】第四の実施形態の補正処理のフローチャート
【図１２】本発明のＭＲＩ装置により再構成された画像の例を示す図
【図１３】補正処理を行なわない場合の強度画像および再構成画像を示す図
【図１４】補正処理を行なった場合の強度画像および再構成画像を示す図
【符号の説明】
【００５１】
１００：ＭＲＩ装置、１０１：静磁場を発生するマグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：プローブ、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、１５０：テーブル移動制御部、１５１：サブ視野、１５２：テーブル、１５３：テーブル移動方向、１５４：撮影範囲、３０１：ハイブリッドデータ生成部、３０２：補正部、３０３：合成部、３０４：画像再構成部
【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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