(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
核磁気共鳴現象を利用して被検体内に関するｋ空間データを収集するデータ収集部と、
ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に合わせて、当該データ収集領域に充填されるｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定するフィルター設定部と、
前記フィルター設定部によって形状が設定されたフィルターを用いて、前記データ収集部によって収集されたｋ空間データに対してフィルター処理を施すフィルター処理部と、
前記フィルター処理部によって前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する再構成処理部と、
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記フィルター設定部は、円形から矩形に近付くように、前記フィルターの形状を設定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記フィルター設定部は、円形から前記ｋ空間の座標軸に関して非対称な矩形に近付くように、前記フィルターの形状を設定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記フィルター設定部は、前記データ収集領域の形状に合わせて二次元のフィルター関数を生成し、生成したフィルター関数を用いて、前記フィルターの形状を設定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記フィルター設定部は、前記データ収集領域の形状に合わせて二次元のフィルター関数を生成し、生成したフィルター関数を用いて、前記フィルターの形状を設定する、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記フィルター設定部は、前記データ収集領域の形状に合わせて三次元のフィルター関数を生成し、生成したフィルター関数を用いて、前記フィルターの形状を設定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記フィルター設定部は、前記データ収集領域の形状に合わせて三次元のフィルター関数を生成し、生成したフィルター関数を用いて、前記フィルターの形状を設定する、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記フィルター設定部は、前記データ収集領域の形状に合わせて、二次元のフィルター関数と一次元のフィルター関数との直積となるフィルター関数を生成し、生成したフィルターを用いて、前記フィルターの形状を設定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記フィルター設定部は、前記データ収集領域の形状に合わせて、二次元のフィルター関数と一次元のフィルター関数との直積となるフィルター関数を生成し、生成したフィルターを用いて、前記フィルターの形状を設定する、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記フィルター設定部は、前記ｋ空間における原点からの距離を定義し、当該距離に対応付けて一次元のフィルター関数を拡張することによって、前記フィルターの形状を設定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記フィルター設定部は、前記ｋ空間における原点からの距離を定義し、当該距離に対応付けて一次元のフィルター関数を拡張することによって、前記フィルターの形状を設定する、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記フィルター設定部は、前記距離に対応付けて一次元のフィルター関数を多次元に拡張する、
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
前記フィルター設定部は、前記ｋ空間の原点を始点とするベクトルのノルムを定義し、当該ノルムにより前記距離を定義する、
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
前記フィルター設定部は、撮像に際して設定された撮像条件に基づいて前記フィルターの形状を設定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
前記フィルター設定部は、前記撮像条件として設定された撮像部位に応じて前記フィルターの形状を設定する、
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
前記フィルター設定部は、前記撮像条件として設定された撮像断面の種類に応じて前記フィルターの形状を設定する、
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
前記フィルター設定部は、前記撮像条件として設定された前記ｋ空間へのデータの充填方法に応じて前記フィルターの形状を設定する、
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１８】
核磁気共鳴現象を利用して被検体内に関するｋ空間データを収集するデータ収集部と、
ｋ空間におけるデータ収集領域を表す矩形に近付くように円形を変形させた形状のフィルターを用いて、前記データ収集部によって収集されたｋ空間データに対してフィルター処理を施すフィルター処理部と、
前記フィルター処理部によって前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する再構成処理部と、
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１９】
核磁気共鳴現象を利用して収集された被検体内に関するｋ空間データを取得し、
ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に合わせて、当該ｋ空間に充填されるｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定し、
形状が設定されたフィルターを用いて、取得されたｋ空間データに対してフィルター処理を施し、
前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する、
ことを含む、画像再構成方法。
【請求項２０】
核磁気共鳴現象を利用して収集された被検体内に関するｋ空間データを取得し、
ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に近付くように形状を変化させたフィルターを用いて、取得されたｋ空間データに対してフィルター処理を施し、
前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する、
ことを含む、画像再構成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体内に関するｋ空間データを収集し、収集したｋ空間データから画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置および画像再構成方法に関し、特に、ｋ空間データに対して施されるフィルター処理に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体内に関するデータを収集し、収集したデータから画像を再構成する。具体的には、磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体にＲＦ（Radio Frequency）波を照射することによって当該被検体内の水素原子核を励起するとともに、励起によって被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出し、その磁気共鳴信号をもとに生成したデータから画像を再構成する。
【０００３】
かかる磁気共鳴イメージング装置では、磁気共鳴信号から生成したデータは、読み出し方向（以下、「ＲＯ（Read Out）方向」と呼ぶ。）および位相エンコード方向（以下、「ＰＥ（Phase Encode）方向」と呼ぶ。）をそれぞれ座標軸とするｋ空間に配置される。ｋ空間に配置されたデータは「ｋ空間データ」と呼ばれ、このｋ空間データに対してフーリエ変換を含む所定の再構成処理を施すことによって、実空間を表す画像が得られる。
【０００４】
通常、画像の再構成処理では、リンギングなどのアーチファクトを抑えるため、フーリエ変換が行われる前に、ｋ空間データに対してフィルター処理が施される（例えば、特許文献１参照）。例えば、２次元のｋ空間データに対して施されるフィルター処理の方法としては、等方的にフィルターを施す「円形フィルター」や、収集座標に従ってフィルターを施す「直積型フィルター」などがある。
【０００５】
具体的には、円形フィルターは、ｋ空間の原点から対称的（等方的）にフィルターを施す方法である。磁気共鳴イメージング装置では、データ収集領域が長方形である場合も多いが、その場合には、楕円形状にフィルターが施される。この方法では、磁気共鳴イメージング装置における任意のｋ空間軌跡（トラジェクトリ）に対応することが可能である。なお、３次元のｋ空間データに対しては、円形状ではなく球形状にフィルターが施される。
【０００６】
一方、直積型フィルターは、２次元フーリエ変換法（２ＤＦＴ法）の処理の流れに沿った、最も標準的な方法である。この方法では、ＲＯ方向、ＰＥ方向それぞれに対して、１次元のフィルター処理が順に施される。なお、３次元フーリエ変換法（３ＤＦＴ法）では、さらにスライス方向（以下、「ＳＥ（Slice Encode）方向」と呼ぶ。）に対しても１次元のフィルター処理が施される。
【０００７】
また、磁気共鳴イメージング装置では、ＴＥ（Echo Time）を短縮するためにエコーの前半を短めに収集する方法や、撮像時間を短縮するためにＲＯ方向またはＰＥ方向のいずれか片方についてデータを少なめに収集したりする方法など、各種のデータ収集方法が用いられている。このようなデータ収集方法が用いられるとき、ハーフフーリエ法を適用する場合もしない場合もあるが、その適用の有無にかかわらず、データの不足領域については、スロープ状に加工したフィルターを施すなど、追加の工夫が行われることが多い。
【０００８】
【特許文献１】特開平６−３２７６４９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、上述した従来の円形フィルターでは、特性が等方的であるためリンギングアーチファクトを抑制しやすいが、もともと矩形状のデータ収集領域から収集されているｋ空間のデータが十分に活用されているとは言えず、分解能の低下を伴う。また、直積型フィルターでは、ｋ空間の各座標軸方向と対角線方向とで特性が異なるため、アーチファクトが引き起こされる。特に、フィルター処理に用いられるフィルター関数の波形が中域強調の特性を有する波形である場合には、体格成分方向に中域がさらに強調される特性をもつためアーチファクトが顕著に発生する。また、前述した各種のデータ収集方法においては、それぞれの方法に対応してフィルターを加工する際に、個別に何らかの工夫を施す必要があった。
【００１０】
この発明は、上述した従来技術による課題を解決するためになされたものであり、収集されたｋ空間データを有効に活用するとともに、再構成される画像の画質を向上させることができる磁気共鳴イメージング装置および画像再構成方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明にかかる磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体内に関するｋ空間データを収集するデータ収集部と、ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に合わせて、当該データ収集領域に充填されるｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定するフィルター設定部と、前記フィルター設定部によって形状が設定されたフィルターを用いて、前記データ収集部によって収集されたｋ空間データに対してフィルター処理を施すフィルター処理部と、前記フィルター処理部によって前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する再構成処理部と、を備える。
【００１２】
また、本発明の他の態様にかかる磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体内に関するｋ空間データを収集するデータ収集部と、ｋ空間におけるデータ収集領域を表す矩形に近付くように円形を変形させた形状のフィルターを用いて、前記データ収集部によって収集されたｋ空間データに対してフィルター処理を施すフィルター処理部と、前記フィルター処理部によって前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する再構成処理部と、を備える。
【００１３】
また、本発明の他の態様にかかる画像再構成方法は、核磁気共鳴現象を利用して収集された被検体内に関するｋ空間データを取得し、ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に合わせて、当該ｋ空間に充填されるｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定し、形状が設定されたフィルターを用いて、取得されたｋ空間データに対してフィルター処理を施し、前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する、ことを含む。
【００１４】
また、本発明の他の態様にかかる画像再構成方法は、核磁気共鳴現象を利用して収集された被検体内に関するｋ空間データを取得し、ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に近付くように形状を変化させたフィルターを用いて、取得されたｋ空間データに対してフィルター処理を施し、前記フィルター処理が施されたｋ空間データから画像を再構成する、ことを含む。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、収集されたｋ空間データを有効に活用するとともに、再構成画像の画質を向上させる効果がある。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
以下に添付図面を参照して、この発明に係る磁気共鳴イメージング装置および画像再構成方法の好適な実施例を詳細に説明する。なお、本実施例では、磁気共鳴イメージング装置を「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」と呼ぶ。
【実施例】
【００１７】
まず、本実施例に係るＭＲＩ装置の説明に先立ち、ＭＲＩ装置における従来のデータ収集方法およびフィルター処理について詳細に説明しておく。
【００１８】
最初に、従来のデータ収集方法について説明する。図１０は、ＭＲＩ装置における従来のデータ収集方法を説明するための図である。従来、ＭＲＩ装置では、各種のデータ収集方法が用いられている。最も標準的な方法としては、同図の（ａ）に示すような正方形の直交座標収集（２次元フーリエ変換法）や、（ｂ）に示すような長方形の直交座標収集（２次元フーリエ変換法）などがある。
【００１９】
また、ＭＲＩ装置では、傾斜磁場の波形制御によって、原理的には任意のｋ空間トラジェクトリでデータを収集することも可能である。その方法としては、同図の（ｃ）に示すようなスパイラル収集や、（ｄ）に示すようなラジアル収集や、（ｅ）に示すようなプロペラ収集などがある。さらに、ＭＲＩ装置では３次元のデータ収集も可能であり、（ｆ）に示すような３次元フーリエ変換法と呼ばれる直交座標収集などがある。
【００２０】
ところで、ＭＲＩ装置では、図１０に例示した空間が画像のｋ空間（波数空間）に相当する。そのため、画像に対して線形フィルターを重畳することは、収集データ空間において「フィルター関数」を乗じることと等価であることが広く知られている。以下、このことを前提として説明を進めていく。
【００２１】
次に、従来のフィルター処理について説明する。従来のフィルター処理で用いられている標準的なフィルターの形状としては、前述したように、円形フィルターおよび直積型フィルターがある。図１１および１２は、ＭＲＩ装置における従来の円形フィルターの形状を示す図であり、図１３は、ＭＲＩ装置における従来の直積型フィルターの形状を示す図である。
【００２２】
円形フィルターは、図１１の（ａ）に示すように、ｋ空間の原点に対して対称なフィルターであり、例えば、同図の（ｂ）に示すような１次元の線形フィルターを、（ｃ）に示すようにｋ空間の原点を中心として回転させることによって得られる。前述したデータ収集方法のいずれの方法を用いた場合でも、ｋ空間の性質から、フィルター形状は、原点に対して対称である円形フィルターであることが最も自然なものといえる。
【００２３】
特に、円形フィルターは、放射状にデータを収集するラジアル収集では極めて自然なものになる。また、円形フィルターは、ｋ空間で長方形状にデータを収集した場合には、図１２の（ａ）に示すように楕円状にフィルターを施す場合と、（ｂ）に示すように円形を打ち切る場合とがある。
【００２４】
一方、直積型フィルターは、図１３の（ａ）に示すように、ｋ空間の座標軸に沿って施されるフィルターであり、例えば、同図の（ｂ）に示すような１次元の線形フィルターを、（ｃ）に示すように各座標軸の方向へ乗じることによって得られる。ＭＲＩ装置における画像の再構成処理として行われる２次元あるいは３次元のフーリエ変換処理は、実装上は、１次元のフーリエ変換処理を座標軸ごとにシリアルに施すことによって行われる場合が多い。したがって、フィルター処理も座標軸ごとに施すと好都合で、その場合には、直積型フィルターが用いられる。
【００２５】
かかる直積型フィルターでは、フィルター関数の値がある点で例えば１．２の値を持っていたとすると、同一形状のフィルターを２軸にかけた場合、同図の（ｃ）に示すように、対角線方向ではその２乗の１．４４倍の波数強調となって対照性が崩れる。特に３次元では、波数強調は１．２の３乗の１．７３倍にもなり、対称性が大きく崩れる。
【００２６】
また、前述したように、ＭＲＩ装置では、ＴＥ（Echo Time）を短縮するためにエコーの前半を短めに収集する場合や、撮像時間を短縮するためにエンコード方向の片方を少なめに収集する場合もある。このような場合、ｋ空間におけるデータ収集領域は非対称となる。図１４は、ＭＲＩ装置における従来の非対称なデータ収集方法を説明するための図である。同図において、（ａ）はＲＯ方向の前半部の収集を少なくした場合を、（ｂ）はＰＥ方向の収集を一部省略した場合を、（ｃ）はＳＥ方向の収集を一部省略した場合をそれぞれ示している。
【００２７】
このようなデータ収集方法が用いられるとき、ハーフフーリエ法を適用する場合もしない場合もあるが、収集したデータをそのまま用いるとリンギングなどのアーチファクトが顕著になる。そのため、従来は、打切り前の領域で、同図の（ｄ）に示すような、台形状あるいはシグモイド状のスロープをつけた関数を乗じるなどの処理が施されている。
【００２８】
以上、従来のＭＲＩ装置におけるデータ収集方法およびフィルター処理について説明した。ここで、上述した従来のデータ収集方法およびフィルター処理における課題についてまとめると、円形フィルターでは、特性が等方的であるためリンギングアーチファクトは抑制しやすいが、もともと矩形に収集されたｋ空間データを十分に活用しているとはいえず、分解能低下を伴う。特に、３次元の球形状フィルターではデータの不要部分が大きい。また、直積型フィルターでは、各軸方向と対角線方向とで特性が異なるため、アーチファクトが発生する。特に、中域強調の特性を持つ波形の場合には、対角線方向に中域がさらに強調される特性を持つため、アーチファクトが発生しやすくなる。また、非対称なデータ収集では、データの不足領域について、スロープ状に加工したフィルターを施すなど、追加の工夫を行う必要があった。
【００２９】
このような課題を解決するため、本実施例に係るＭＲＩ装置では、ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に合わせてフィルターの形状を変更することによって、収集されたｋ空間データを有効に活用するとともに、再構成される画像の画質を向上させることができるようにしている。
【００３０】
以下、かかるＭＲＩ装置について具体的に説明してゆく。なお、以下の説明では、ｋ空間における座標をｋ（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ）と表し、ｋ空間データをＦ（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ）と表す。データＦは、基本的には、実空間の画像に相当するデータｆ（ｘ，ｙ，ｚ）とフーリエ変換対の関係にある。また、フィルター関数はＨ（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ）と記述する。
【００３１】
まず、本実施例に係るＭＲＩ装置の全体構成について説明する。図１は、本実施例に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す図である。同図に示すように、このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、シーケンス制御装置１０および計算機システム２０を備える。
【００３２】
静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
【００３３】
傾斜磁場コイル２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１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する装置である。
【００３４】
ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。
【００３５】
寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備えた装置であり、後述する寝台制御部５による制御のもと、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向および上下方向へ移動する。
【００３６】
送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、送信部７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する装置である。
【００３７】
受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。
【００３８】
受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に基づいてｋ空間データを生成する装置である。具体的には、この受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによって、ｋ空間データを生成する。このｋ空間データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって、ＰＥ方向、ＲＯ方向、ＳＥ方向の空間周波数の情報が対応付けられている。ｋ空間データを生成すると、受信部９は、そのｋ空間データをシーケンス制御装置１０へ送信する。
【００３９】
シーケンス制御装置１０は、計算機システム２０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３、寝台制御部５、送信部７および受信部９を駆動することによって、被検体Ｐのスキャンを行う装置である。ここで、シーケンス情報とは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７がＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、スキャンを行うための手順を定義した情報である。
【００４０】
なお、シーケンス制御装置１０は、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７および受信部９を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部９からｋ空間データが送信されると、そのｋ空間データを計算機システム２０へ転送する。
【００４１】
計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行う装置であり、インタフェース部２１、画像再構成部２２、記憶部２３、表示部２４、入力部２５および制御部２６を有している。
【００４２】
インタフェース部２１は、シーケンス制御装置１０との間で授受される各種信号の入出力を制御する処理部である。例えば、このインタフェース部２１は、シーケンス制御装置１０に対してシーケンス情報を送信し、シーケンス制御装置１０からｋ空間データを受信する。ｋ空間データを受信すると、インタフェース部２１は、各ｋ空間データを被検体Ｐごとに記憶部２３に格納する。
【００４３】
画像再構成部２２は、記憶部２３によって記憶されたｋ空間データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を施すことによって、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する処理部である。記憶部２３は、インタフェース部２１によって受信されたｋ空間データと、画像再構成部２２によって生成された画像データなどを、被検体Ｐごとに記憶する記憶部である。
【００４４】
表示部２４は、制御部２６による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する装置である。この表示部２４としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。入力部２５は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける装置である。この入力部２５としては、マウスやトラックボールなど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を適宜に利用可能である。
【００４５】
制御部２６は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う処理部である。具体的には、この制御部２６は、入力部２５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装置１０に送信することによってスキャンを制御したり、スキャンの結果としてシーケンス制御装置１０から送られるｋ空間データに基づいて行われる画像の再構成を制御したりする。
【００４６】
以上、本実施例に係るＭＲＩ装置の全体構成について説明した。このような構成のもと、本実施例に係るＭＲＩ装置１００では、計算機システム２０において、制御部２６および画像再構成部２２の構成に特徴がある。具体的には、計算機システム２０において、制御部２６が、ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に合わせて、ｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定し、画像再構成部２２が、画像を再構成する際に、当該フィルターを用いて、ｋ空間データに対してフィルター処理を施すようにしている。
【００４７】
以下、かかる制御部２６および画像再構成部２２について、具体的に説明してゆく。図２は、図１に示した制御部２６および画像再構成部２２の構成を示す機能ブロック図である。同図に示すように、制御部２６は、本発明に関連する機能部として、撮像条件設定部２６ａと、フィルター設定部２６ｂとを有する。
【００４８】
撮像条件設定部２６ａは、入力部２５を介して操作者から入力された撮像条件を受け付け、受け付けた撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成する処理部である。この撮像条件設定部２６ａによって生成されたシーケンス情報は、図１に示したインタフェース部を介してシーケンス制御装置１０に送信される。
【００４９】
フィルター設定部２６ｂは、撮像条件設定部２６ａによって受け付けられた撮像条件に基づいて、ｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定する処理部である。具体的には、このフィルター設定部２６ｂは、撮像条件設定部２６ａによって、操作者から入力された撮像条件が受け付けられると、その撮像条件に基づいて、データ収集領域の形状に合わせたフィルター関数Ｈを生成し、生成したフィルター関数Ｈを用いてフィルターの形状を設定する。
【００５０】
例えば、データ収集領域が２次元空間の領域であった場合には、フィルター設定部２６ｂは、以下に示すように、ｋ空間における原点からの距離を定義し、その距離に対応付けて所定の１次元のフィルター関数を拡張することによって、データ収集領域の形状に合うようにフィルターの形状を設定する。
【００５１】
本実施例では、１次元のフィルター関数として、図１１の（ｂ）に示した１次元の線形フィルターと同様のフィルター関数を用いる。このフィルター関数を、以下では、Ｈ０（ｋ），ｋ≧０と表す。
【００５２】
ここで、通常、フィルター関数Ｈ０は、リンギングの抑制を目的として、データ収集打切りの周波数（通常は、ナイキスト周波数に相当）でダンプする形状となるように定義しておく。このような形状にフィルター関数Ｈ０を定義した場合、副作用として画像のボケが大きくなるので、あらかじめ、画像の性質あるいは診断の目的に合わせて中間周波数領域が少し強調されるようにフィルター関数Ｈ０を定義しておくようにする。
【００５３】
また、本実施例では、ｋ空間における原点からの距離を、ｋ空間の原点を始点とするベクトルのノルムを用いて定義する。このノルムは、以下に示す式（１）で定義する。
【数１】
0005289011.tif 000002
【００５４】
上記の式（１）において、αは、撮像条件に基づいて、撮像の種類や撮像の目的などに応じて設定される。この式（１）によって定義されるノルムを、以下では「αノルム」と呼ぶ。
【００５５】
そして、本実施例では、以下に示す式（２）のように、１次元のフィルター関数Ｈ０をαノルムと対応付けることによって、フィルター関数Ｈを定義する。
【数２】
0005289011.tif 000003
【００５６】
例えば、従来の円形フィルターは、上記の式（２）においてα＝２とした場合に相当し、以下に示す式（３）および（４）によって定義される。
【数３】
0005289011.tif 000004
【数４】
0005289011.tif 000005
【００５７】
また、従来の直積型フィルターは、以下に示す式（５）で定義される。
【数５】
0005289011.tif 000006
【００５８】
このような定義のもと、フィルター設定部２６ｂは、撮像条件設定部２６ａによって撮像条件が受け付けられると、その撮像条件に基づいて、撮像の種類や撮像の目的などに応じてデータ収集領域の形状に合わせてαの値を決定する。その後、フィルター設定部２６ｂは、決定したαの値を上記で定義した式（１）および（２）に代入することによって２次元のフィルター関数Ｈを生成し、生成したフィルター関数Ｈを用いて、ｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定する。
【００５９】
図３は、フィルター設定部２６ｂによって設定されるフィルターの形状を示す図である。同図において、上段に示す各図は、原点からαノルムが一定の値となる曲線（円を少し矩形に変形したもの）を示しており、下段に示す各図は、フィルター関数Ｈの俯瞰図を示している。
【００６０】
同図の（ａ）に示すように、α＝２とした場合には、従来の円形フィルターと同様にフィルターの形状は円形となる。そして、同図の（ｂ）および（ｃ）に示すように、αの値を３、４とした場合には、αの値が大きくなるにつれて、フィルターの形状が円形から矩形に近付いてゆく。
【００６１】
このように、フィルター設定部２６ｂが、円形から矩形に近付くようにフィルターの形状を設定することによって、ｋ空間データを対角線方向にも有効に使うことができるようになる。また、従来の直積型フィルターのように、対角線方向に中域が強調されることもない。また、αの値を変えることによって、容易にフィルターの形状をデータ収集領域に合わせた形状に合わせることができる。
【００６２】
なお、ここでは、フィルター設定部２６ｂは、撮像に際して設定された撮像条件に基づいてフィルターの形状を設定することとした。通常、ＭＲＩ装置による撮像では、撮像に際して各種の撮像条件が設定される。この撮像条件には、撮像部位や、撮像に用いるパルスシーケンスの種類、ＦＯＶ（Field Of View：撮像領域）、撮像断面の種類、撮像断面の枚数、撮像断面の厚さなど、各種の情報が設定される。フィルター設定部２６ｂは、これらの情報に応じてフィルターの形状を設定する。
【００６３】
撮像部位に応じてフィルターの形状を設定する場合には、フィルター設定部２６ｂは、例えば、撮像部位が頭部であれば、フィルターの形状が円形となるようにα＝２とし、腹部であれば、フィルターの形状が頭部の場合よりもさらに矩形に近付くようにα＝４とする。
【００６４】
また、撮像断面の種類に応じてフィルターの形状を設定する場合には、フィルター設定部２６ｂは、例えば、撮像断面がアキシャル（axial）断面であれば、フィルターの形状が円形となるようにα＝２とし、サジタル（sagittal）断面またはコロナル（coronal）断面であれば、フィルターの形状がアキシャル断面の場合よりもさらに矩形に近付くようにα＝３もしく４とする。なお、このとき、αの値を３または４のどちらにするかは、ＦＯＶに対する撮像対象の充填率を利用して決定する。例えば、ＦＯＶに対して充填率が高い場合には、α＝４とする。
【００６５】
また、ここでは、データ収集領域が２次元空間の領域であった場合について説明したが、データ収集領域が３次元空間の領域であった場合でも、以下に示す式（６）および（７）により３次元のフィルター関数を定義することによって、３次元のフィルターも同様に設定することができる。
【数６】
0005289011.tif 000007
【数７】
0005289011.tif 000008
【００６６】
図２にもどって、画像再構成部２２は、本発明に関連する機能部として、データ補正処理部２２ａと、フィルター処理部２２ｂと、フーリエ変換処理部２２ｃとを有する。データ補正処理部２２ａは、画像が再構成される際に、記憶部２３によって記憶されたｋ空間データに対して、所定の補正処理を施す処理部である。
【００６７】
フィルター処理部２２ｂは、データ補正処理部２２ａによって補正処理が施されたｋ空間データに対してフィルター処理を施す処理部である。具体的には、このフィルター処理部２２ｂは、画像が再構成される際に、フィルター設定部２６ｂによって形状が設定されたフィルターを用いて、ｋ空間データに対してフィルター処理を施す。
【００６８】
このように、フィルター処理部２２ｂが、フィルター設定部２６ｂによってデータ収集領域の形状に合うように形成されたフィルターを用いてフィルター処理を行うことによって、収集されたｋ空間データが有効に使われて画像が再構成されるようになる。
【００６９】
フーリエ変換処理部２２ｃは、フィルター処理部２２ｂによってフィルターが施されたｋ空間データに対して２次元または３次元のフーリエ変換処理を施すことによって、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する処理部である。
【００７０】
次に、本実施例に係るＭＲＩ装置１００の処理手順について説明する。図４は、本実施例に係るＭＲＩ装置１００の処理手順を示すフローチャートである。なお、ここでは、計算機システム２０において行われる処理の処理手順を中心に説明する。
【００７１】
同図に示すように、本実施例に係るＭＲＩ装置１００では、計算機システム２０において、撮像条件設定部２６ａが、入力部２５を介して操作者から撮像条件を受け付けると（ステップＳ１０１，Ｙｅｓ）、フィルター設定部２６ｂが、撮像条件設定部２６ａによって受け付けられた撮像条件に基づいて、ｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定する（ステップＳ１０２）。
【００７２】
その後、撮像条件設定部２６ａによって生成されたシーケンス情報に基づいて、シーケンス制御装置１０からの指示に従って、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９がそれぞれ駆動して被検体Ｐをスキャンする（ステップＳ１０３）。すなわち、インタフェース部２１が、受信部９によって得られた磁気共鳴信号をシーケンス制御装置１０を介して受信し、ｋ空間データとして記憶部２３に格納する（ステップＳ１０４）。
【００７３】
続いて、データ補正処理部２２ａが、ｋ空間データに対してデータ補正処理を実施し（ステップＳ１０５）、フィルター処理部２２ｂが、そのｋ空間データに対してフィルター処理を実施する（ステップＳ１０６）。
【００７４】
そして、フーリエ変換処理部２２ｃが、フィルター処理が施されたｋ空間データに対して２次元または３次元のフーリエ変換処理を実施することによって、２次元または３次元画像を再構成し（ステップＳ１０７）、再構成された画像を記憶部２３に記憶させる（ステップＳ１０８）。
【００７５】
上述してきたように、本実施例では、フィルター設定部２６ｂが、ｋ空間におけるデータ収集領域の形状に合わせて、ｋ空間データに重畳されるフィルターの形状を設定し、フィルター処理部２２ｂが、画像が再構成される際に、形状が設定されたフィルターを用いて、ｋ空間データに対してフィルター処理を施すので、収集されたｋ空間データを有効に活用するとともに、再構成される画像の画質を向上させることができる。
【００７６】
なお、本実施例では、ｋ空間におけるデータ収集領域の形状が座標軸に対して対称な形状である場合について説明した。しかしながら、前述したように、データ収集方法の種類によっては、ｋ空間におけるデータ収集領域は非対称な形状となる場合もある。そのような場合にも、本発明は同様に適用することが可能である。図５および６は、非対称な形状のフィルターを設定する場合を説明するための図である。
【００７７】
この場合、例えば、フィルター設定部２６ｂが、ｋ空間の座標軸に対して非対称な形状のフィルターを設定する。具体的には、例えば、ＲＯ方向の前半部についてデータが少なく収集されるような場合には、フィルター設定部２６ｂは、図５に示すように、データが不足気味となる前半部については、データが収集された部分の長さで座標を正規化し、かつ、αノルムを求める際にαの値を大きめに設定する。同図の例では、αの値を、前半部についてはα＝６とし、後半部についてはα＝２とした場合を示している。
【００７８】
または、フィルター設定部２６ｂは、図６の（ａ）に示すように、非収集部分も含めてαノルムを求め、そのうえで、生成したフィルター関数に、同図の（ｂ）に示すような従来から用いられているスロープ状の関数を乗じる。同図の例では、αの値をα＝４とした場合を示している。
【００７９】
なお、データが不足気味となる前半部の打切りによって生じるリンギングは、再構成された画像で目立つことが多い。そのため、中域強調はせずに単純にダンプのみを行うようにフィルターを設定することが望ましい。そこで、例えば、前半部と後半部とで、１次元のフィルター関数の形状を変えるようにしてもよい。
【００８０】
図７、８および９は、データ収集の前半部と後半部とで１次元のフィルター関数を変える場合を説明するための図である。この場合には、フィルター設定部２６ｂは、ｋ空間におけるＲＯ方向の前半部については、図７の（ａ）に示すようなダンプのみのフィルター関数Ｈ１を、後半部については、（ｂ）に示すような中域強調などの工夫を施したフィルター関数Ｈ０を、それぞれ用いてフィルターを設定する。
【００８１】
これら２つのフィルター関数を用いてｋ空間全体で連続的なフィルター関数を設定するため、フィルター設定部２６ｂは、いったん、ｋ空間の座標を−１≦ｋｘ≦１、−１≦ｋｙ≦１と「正規化」する。
【００８２】
そして、フィルター設定部２６ｂは、図８に示すように、ｕ＝ｋｘ／２＋（１／２）として、以下に示す式（８）でフィルター関数Ｈを定義する。
【数８】
0005289011.tif 000009
【００８３】
または、フィルター設定部２６ｂは、図９に示すように、θ＝ａｒｇ（ｋ）、ｕ＝ｃｏｓθ／２＋（１／２）として、以下に示す式（９）でフィルター関数Ｈを定義してもよい。
【数９】
0005289011.tif 000010
【００８４】
こうして、フィルター設定部２６ｂは、いったん正規化された空間でフィルター関数を求めたのちに、そのフィルター関数を非対称空間に移して用いる。すなわち、本例においては、フィルター設定部２６ｂは、ｋｘ＜０の空間（前半部の空間）において、座標をリスケールすることによってＨ（ｋｘ，ｋｙ）を作り直す。
【００８５】
上記のように、フィルター設定部２６ｂが、ＲＯ方向でデータ収集領域の形状が非対称な場合でも、円形からｋ空間の座標軸に関して非対称な矩形に近付くようにフィルターの形状を設定することによって、ｋ空間をより有効に活用することができるようになる。
【００８６】
なお、上記ではＲＯ方向の前半部分のデータが不足気味となる場合について説明したが、本発明はこれに限られるわけではなく、前述したＰＥ方向に不足気味な場合や、３次元の場合でも同様にデータ処理を行うことが可能である。
【００８７】
また、３次元のフィルター生成においては、２次元分を上記のステップで生成し、残り１次元（通常は、ＳＥ方向）については直積型としてもよい。この場合には、１次元フィルターの形状を、２次元方向については図７の（ｂ）に示したような中域を少し強調した形状とし、ＳＥ方向については、（ａ）に示したような中域強調を伴わない形状とするのが好ましい。
【００８８】
また、本実施例では、ｋ空間におけるデータ収集領域が直交座標で表される場合を中心に説明したが、例えば、プロペラ法と呼ばれるデータ収集方法（図１０に示した（ｅ）を参照）では、各ブレードは回転した矩形の直交座標収集であるので、それぞれのブレードに対して、αノルムにより距離を定義したフィルター関数を適用することによって、上述してきた方法を適用することが可能である。
【００８９】
このように、本実施例に係るＭＲＩ装置では、αノルムを用いて１次元フィルターを多次元に拡張することによって、さまざまなデータ収集方法において、収集されたｋ空間データを有効に活用するとともに、再構成される画像の画質を向上させることができる。
【００９０】
なお、例えば、図１０の（ｃ）に示したスパイラル収集や、（ｄ）に示したラジアル収集、（ｅ）に示したプロペラ収集などでは、収集されたデータはｋ空間の中心に関して対称となるようにｋ空間内に充填されてゆく。そのため、これらの方法では、α＝２とすることによってフィルターの形状を円形にするのが好ましい。一方、図１０の（ａ）や（ｂ）に示した直交座標収集では、収集されたデータは直交座標の座標軸に関して対称となるように収集されるので、例えばα＝３やα＝４とすることによって、フィルターの形状を矩形に近い形状にするのが好ましい。このように、例えば、フィルター設定部２６ｂが、撮像条件として設定されたｋ空間へのデータの充填方法に応じてフィルターの形状を設定するようにしてもよい。
【００９１】
上述してきたように、本実施例に係るＭＲＩ装置では、データ収集方法にバリエーションがある場合でも、収集されたｋ空間データを有効に活用するために、フィルター形状をフレキシブルに生成することが可能になり、アーチファクトの抑制とボケの低減に寄与でき、ひいては、画質の向上を通して診断能の向上に寄与することができる。
【００９２】
なお、本実施例において図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示のように構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。
【産業上の利用可能性】
【００９３】
以上のように、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置および画像再構成方法は、画像の再構成においてｋ空間データにフィルターが施される場合に有用であり、特に、収集されたｋ空間データを有効に活用して、再構成される画像の画質向上が求められる場合に適している。
【図面の簡単な説明】
【００９４】
【図１】本実施例に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す図である。
【図２】図１に示した制御部および画像再構成部の構成を示す機能ブロック図である。
【図３】フィルター設定部によって設定されるフィルターの形状を示す図である。
【図４】本実施例に係るＭＲＩ装置の処理手順を示すフローチャートである。
【図５】非対称な形状のフィルターを設定する場合を説明するための図（１）である。
【図６】非対称な形状のフィルターを設定する場合を説明するための図（２）である。
【図７】データ収集の前半部と後半部とで１次元のフィルター関数を変える場合を説明するための図（１）である。
【図８】データ収集の前半部と後半部とで１次元のフィルター関数を変える場合を説明するための図（２）である。
【図９】データ収集の前半部と後半部とで１次元のフィルター関数を変える場合を説明するための図（３）である。
【図１０】ＭＲＩ装置における従来のデータ収集方法を説明するための図である。
【図１１】ＭＲＩ装置における従来の円形フィルターの形状を示す図（１）である。
【図１２】ＭＲＩ装置における従来の円形フィルターの形状を示す図（２）である。
【図１３】ＭＲＩ装置における従来の直積型フィルターの形状を示す図である。
【図１４】ＭＲＩ装置における従来の非対称なデータ収集方法を説明するための図である。
【符号の説明】
【００９５】
１      静磁場磁石
２      傾斜磁場コイル
３      傾斜磁場電源
４      寝台
４ａ    天板
５      寝台制御部
６      送信ＲＦコイル
７      送信部
８      受信ＲＦコイル
９      受信部
１０    シーケンス制御装置
２０    計算機システム
２１    インタフェース部
２２    画像再構成部
２２ａ    データ補正処理部
２２ｂ    フィルター処理部
２２ｃ    フーリエ変換処理部
２３    記憶部
２４    表示部
２５    入力部
２６    制御部
２６ａ    撮像条件設定部
２６ｂ    フィルター設定部
１００    ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）
【図１】
0005289011.tif 000011
【図２】
0005289011.tif 000012
【図３】
0005289011.tif 000013
【図４】
0005289011.tif 000014
【図５】
0005289011.tif 000015
【図６】
0005289011.tif 000016
【図７】
0005289011.tif 000017
【図８】
0005289011.tif 000018
【図９】
0005289011.tif 000019
【図１０】
0005289011.tif 000020
【図１１】
0005289011.tif 000021
【図１２】
0005289011.tif 000022
【図１３】
0005289011.tif 000023
【図１４】
0005289011.tif 000024