(57)【要約】【課題】画像生成時に生じるゴーストアーチファクトを従来よりも精度よく抑制できるＭＲＩシステムを提供する。【解決手段】ＭＲＩシステムは、エコー１７のうちの奇数番目に得られた奇数エコー１８Ａからスライス画像２２Ａを生成する第１生成部と、エコー１７のうちの偶数番目に得られた偶数エコー１８Ｂからスライス画像２２Ｂを生成する第２生成部と、スライス画像２２Ａ，２２Ｂを用いて、奇数エコー１８Ａと偶数エコー１８Ｂとの間の位相差を示す位相差画像２８を生成する位相差画像生成部と、位相差画像２８の各画素値に基づいて、上記位相差を補正する関数を推定する推定部と、奇数エコー１８Ａと偶数エコー１８Ｂの少なくとも一方を上記関数で補正した上でスライス画像を生成する出力部とを備える。推定部は、上記関数の推定時において、位相差に起因するノイズが表れていない目的領域２８Ａの画素を用いて関数を推定する。【選択図】図４
2016214665.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージングシステムであって、
被検体に対して高周波の電磁波を照射するためのコイルと、
前記電磁波の照射後に、極性を反転させながら傾斜磁場を連続的に印加することで複数の磁気共鳴信号を連続的に発生させるためのシーケンス制御部と、
前記複数の磁気共鳴信号のうちの奇数番目に得られた第１磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、前記被検体のスライス面を表わす第１画像を生成するための第１生成部と、
前記複数の磁気共鳴信号のうちの偶数番目に得られた第２磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、前記スライス面を表わす第２画像を生成するための第２生成部と、
前記第１画像および前記第２画像を用いて、前記第１磁気共鳴信号群と前記第２磁気共鳴信号群との間の位相差を示す位相差画像を生成するための位相差画像生成部と、
前記位相差画像の各画素値に基づいて、前記位相差を補正するための関数を推定するための推定部と、
前記第１磁気共鳴信号群および前記第２磁気共鳴信号群の少なくとも一方を前記関数で補正するとともに、補正後の第１磁気共鳴信号群および第２磁気共鳴信号群に基づいて、前記スライス面の出力画像を生成するための出力部とを備え、
前記推定部は、前記関数の推定時において、前記位相差画像の各画素のうち、前記位相差に起因するノイズが表れていない領域の画素を用いて前記関数を推定する、磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項２】
前記推定部は、
推定された前記関数に基づいて、前記位相差画像の各画素の中から前記関数の推定に用いる画素を選択し、
選択された各画素を用いて前記関数を再度推定する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項３】
前記ノイズは、ゴーストアーチファクトであり、
前記磁気共鳴イメージングシステムは、
位相エンコーディングのための傾斜磁場を調整することで、前記被検体の前記ゴーストアーチファクトが生じていない第１領域と、前記被検体の前記ゴーストアーチファクトが生じている第２領域とが互いに重なっていない第３画像を生成するための第３生成部をさらに備え、
前記推定部は、前記第３画像における前記第１領域から前記位相差画像の前記領域を推定する、請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項４】
高周波の電磁波を被検体に照射し、極性を反転させながら傾斜磁場を連続的に印加することで複数の磁気共鳴信号を連続的に発生させるステップと、
前記複数の磁気共鳴信号のうちの奇数番目に得られた第１磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、前記被検体のスライス面を表わす第１画像を生成するステップと、
前記複数の磁気共鳴信号のうちの偶数番目に得られた第２磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、前記スライス面を表わす第２画像を生成するステップと、
前記第１画像および前記第２画像を用いて、前記第１磁気共鳴信号群と前記第２磁気共鳴信号群との間の位相差を示す位相差画像を生成するステップと、
前記位相差画像の各画素値に基づいて、前記位相差を補正するための関数を推定するステップと、
前記第１磁気共鳴信号群および前記第２磁気共鳴信号群の少なくとも一方を前記関数で補正するとともに、補正後の第１磁気共鳴信号群および第２磁気共鳴信号群に基づいて、前記スライス面の出力画像を生成するステップとを備え、
前記推定するステップは、前記関数の推定時において、前記位相差画像の各画素のうち、前記位相差に起因するノイズが表れていない領域の画素を用いて前記関数を推定するステップを含む、イメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本開示は、被検体の内部を非侵襲的にイメージングすることが可能な磁気共鳴イメージングシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体の内部を非侵襲的にイメージングすることが可能なＭＲＩ（Magnetic  Resonance  Imaging）システムが普及している。ＭＲＩシステムは、プロトンの共鳴周波数が磁場強度に比例することを利用して、被検体の内部を非侵襲的にイメージングする。より具体的には、ＭＲＩシステムは、被検体に対して傾斜磁場を印加するとともに、磁場強度に応じた高周波の電磁波（以下、「ラジオ波」ともいう。）を被検体に照射する。その結果、被検体の特定の断面が共鳴する。ＭＲＩシステムは、当該断面から出力される磁気共鳴信号を受け、当該磁気共鳴信号をイメージングする。これにより、ＭＲＩシステムは、被検体の内部を非侵襲的にイメージングすることができる。
【０００３】
ＭＲＩシステムのイメージング方法の一つとして、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法がある。ＥＰＩ法においては、ＭＲＩシステムは、ラジオ波の照射後に、極性を反転させながらリードアウト用の傾斜磁場を連続的に印加することで複数の磁気共鳴信号を連続的に発生させる。以下では、発生した複数の磁気共鳴信号のうち、奇数番目に得られた磁気共鳴信号を「奇数エコー」ともいう。発生した複数の磁気共鳴信号のうち、偶数番目に得られた磁気共鳴信号を「偶数エコー」ともいう。ＭＲＩシステムは、偶数エコーおよび奇数エコーを合わせてフーリエ変換することで、被検体の特定のスライス面を表わす画像（以下、「スライス画像」ともいう。）を生成することができる。
【０００４】
図１３の例（Ａ）には、奇数エコーｓ１Ａと偶数エコーｓ２Ａとが示されている。例（Ａ）に示されるように、ＥＰＩ法では、リードアウト用の傾斜磁場の極性を反転することに起因して、奇数エコーｓ１Ａと偶数エコーｓ２Ａとの間で位相差が生じることがある。位相差がある奇数エコーｓ１Ａおよび偶数エコーｓ２Ａからスライス画像が生成されると、スライス画像６０Ａに示されるように、ゴーストアーチファクト６１，６２がノイズとして表れる。ゴーストアーチファクト６１，６２は、ＥＰＩ法特有のアーチファクトの一つである。
【０００５】
図１３の例（Ｂ）には、奇数エコーｓ１ＡをΔｋｘ１シフトさせた奇数エコーｓ１Ｂと、偶数エコーｓ２ＡをΔｋｘ２シフトさせた偶数エコーｓ２Ｂとが示されている。位相補正後の奇数エコーｓ１Ｂおよび偶数エコーｓ２Ｂから画像が生成されると、ゴーストアーチファクトは抑制される（スライス画像６０Ｂ参照）。
【０００６】
近年では、ゴーストアーチファクトを抑制するために、奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差を補正するための技術が開発されている。たとえば、非特許文献１は、当該位相差を補正するための技術を開示している。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Michael H.Buonocore, Lisheng Gao，“Ghost Artifact Reduction for Echo Planar Imaging Using Image Phase Correction.”，Magnetic Resonance in Medicine，1997，Jul，38(1)，89-100
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
一般的に、ＭＲＩシステムは、被検体のスライス画像を収集する前に実行されるプレスキャン処理と、プレスキャン後に実行される本スキャン処理とを実行する。非特許文献１に開示される技術は、本スキャン処理時に得られるデータのみを用いて奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差を補正する。
【０００９】
非特許文献１に開示される技術が有効に働くためには、撮像対象がファントムのように均一である必要があったり、計測する空間の範囲（ＦＯＶ：Field Of View）を位相エンコード方向に十分に確保する必要があったりする。したがって、これらの条件に限定されない位相補正技術が望まれている。
【００１０】
本開示は上述のような問題点を解決するためになされたものであって、ある局面における目的は、ＭＲＩの画像生成時に生じるゴーストアーチファクトを従来よりも精度よく抑制することができる磁気共鳴イメージングシステムを提供することである。他の局面における目的は、ＭＲＩの画像生成時に生じるゴーストアーチファクトを従来よりも精度よく抑制することができるイメージング方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
ある局面に従うと、磁気共鳴イメージングシステムは、被検体に対して高周波の電磁波を照射するためのコイルと、電磁波の照射後に、極性を反転させながら傾斜磁場を連続的に印加することで複数の磁気共鳴信号を連続的に発生させるためのシーケンス制御部と、複数の磁気共鳴信号のうちの奇数番目に得られた第１磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、被検体のスライス面を表わす第１画像を生成するための第１生成部と、複数の磁気共鳴信号のうちの偶数番目に得られた第２磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、スライス面を表わす第２画像を生成するための第２生成部と、第１画像および第２画像を用いて、第１磁気共鳴信号群と第２磁気共鳴信号群との間の位相差を示す位相差画像を生成するための位相差画像生成部と、位相差画像の各画素値に基づいて、位相差を補正するための関数を推定するための推定部と、第１磁気共鳴信号群および第２磁気共鳴信号群の少なくとも一方を関数で補正するとともに、補正後の第１磁気共鳴信号群および第２磁気共鳴信号群に基づいて、スライス面の出力画像を生成するための出力部とを備える。推定部は、関数の推定時において、位相差画像の各画素のうち、位相差に起因するノイズが表れていない領域の画素を用いて関数を推定する。
【００１２】
好ましくは、推定部は、推定された関数に基づいて、位相差画像の各画素の中から関数の推定に用いる画素を選択し、選択された各画素を用いて関数を再度推定する。
【００１３】
好ましくは、ノイズは、ゴーストアーチファクトである。磁気共鳴イメージングシステムは、位相エンコーディングのための傾斜磁場を調整することで、被検体のゴーストアーチファクトが生じていない第１領域と、被検体のゴーストアーチファクトが生じている第２領域とが互いに重なっていない第３画像を生成するための第３生成部をさらに備える。推定部は、第３画像における第１領域から位相差画像の領域を推定する。
【００１４】
他の局面に従うと、イメージング方法は、高周波の電磁波を被検体に照射し、極性を反転させながら傾斜磁場を連続的に印加することで複数の磁気共鳴信号を連続的に発生させるステップと、複数の磁気共鳴信号のうちの奇数番目に得られた第１磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、被検体のスライス面を表わす第１画像を生成するステップと、複数の磁気共鳴信号のうちの偶数番目に得られた第２磁気共鳴信号群をフーリエ変換し、スライス面を表わす第２画像を生成するステップと、第１画像および第２画像を用いて、第１磁気共鳴信号群と第２磁気共鳴信号群との間の位相差を示す位相差画像を生成するステップと、位相差画像の各画素値に基づいて、位相差を補正するための関数を推定するステップと、第１磁気共鳴信号群および第２磁気共鳴信号群の少なくとも一方を関数で補正するとともに、補正後の第１磁気共鳴信号群および第２磁気共鳴信号群に基づいて、スライス面の出力画像を生成するステップとを備える。推定するステップは、関数の推定時において、位相差画像の各画素のうち、位相差に起因するノイズが表れていない領域の画素を用いて関数を推定するステップを含む。
【発明の効果】
【００１５】
ある局面において、ＭＲＩの画像生成時に生じるゴーストアーチファクトを従来よりも精度よく抑制することができる。
【００１６】
本発明の上記および他の目的、特徴、局面および利点は、添付の図面と関連して理解される本発明に関する次の詳細な説明から明らかとなるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】ＭＲＩシステムの主要な構成を示した図である。
【図２】スライス選択用の傾斜磁場と、被検体の各スライス面における磁気共鳴周波数との関係を示した図である。
【図３】ＥＰＩ法における傾斜磁場の印加タイミングを示す図である。
【図４】ＭＲＩシステムが実行する処理を概略的に示した概念図である。
【図５】ＭＲＩシステムが取得するスライス画像を時系列に示した図である。
【図６】被検体のスライス画像を生成するための条件を示した図である。
【図７】第２プレスキャン時におけるＭＲＩシステムの機能構成の一例を示すブロック図である。
【図８】画像生成部の機能構成の一例を示すブロック図である。
【図９】位相補正関数を推定するための処理を概略的に示した概念図である。
【図１０】本スキャン時におけるＭＲＩシステムの機能構成の一例を示すブロック図である。
【図１１】ＭＲＩシステムが実行する処理を表わすフローチャートである。
【図１２】計算機システムの主要なハードウェア構成を示すブロック図である。
【図１３】ゴーストアーチファクトが生じている画像と、ゴーストアーチファクトが生じていない画像とを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
以下、図面を参照しつつ、本発明に従う各実施の形態について説明する。以下の説明では、同一の部品および構成要素には同一の符号を付してある。それらの名称および機能も同じである。したがって、これらについての詳細な説明は繰り返さない。また、以下で説明する各実施の形態または変形例は、適宜選択的に組み合わされてもよい。
【００１９】
［ＭＲＩシステム１００］
図１を参照して、本実施の形態に従うＭＲＩシステム１００の装置構成の概要について説明する。図１は、ＭＲＩシステム１００の主要な構成を示した図である。
【００２０】
図１に示されるように、ＭＲＩシステム１００は、静磁場磁石１と、傾斜磁場コイル２と、送信部３と、送信コイル４と、受信コイル５と、受信部６と、電源１０と、寝台１５と、天板１６と、計算機システム２００とを備える。計算機システム２００は、シーケンス制御部１３と、画像再構成部１４とを含む。
【００２１】
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。静磁場磁石１としては、たとえば、永久磁石、超伝導磁石等が用いられる。
【００２２】
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軸にそれぞれ対応する３つのコイルが組み合わされて形成されている。これら３つのコイルは、電源１０から個別に電流供給を受けて、ｘ，ｙ，ｚ軸のそれぞれに沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。
【００２３】
傾斜磁場コイル２によって発生するｘ，ｙ，ｚ軸の各々の傾斜磁場は、たとえば、スライス選択用の傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐ、およびリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。スライス選択用の傾斜磁場Ｇｓは、被検体Ｓの撮像スライス面を任意に決めるために利用される。位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐは、磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用の傾斜磁場Ｇｒは、磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。
【００２４】
送信部３は、シーケンス制御部１３による制御に基づいて、ラーモア周波数に対応する高周波信号を送信コイル４に送信する。送信コイル４は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部３から出力されるラジオ波を被検体Ｓに照射する。
【００２５】
受信コイル５は、複数のチャンネルの磁気共鳴信号を受信することが可能なものが用いられる。受信コイル５で検出された磁気共鳴信号は、受信部６に伝送される。
【００２６】
受信部６は、シーケンス制御部１３による制御に基づいて、受信コイル５から出力される磁気共鳴信号をＡ／Ｄ（Analog-to-Digital）変換する。スライス選択用の傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐ、およびリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒが印加されながら、磁気共鳴信号が収集されることで、受信部６によって収集される信号データに信号源の位置情報がエンコードされる。
【００２７】
シーケンス制御部１３は、計算機システム２００で生成されるシーケンス実行データにしたがって送信部３、受信部６、および電源１０を駆動することで、被検体Ｓのスライス画像を生成するためのデータを収集する。シーケンス実行データとは、被検体Ｓから生データを収集するためのパルスシーケンスを定義する情報である。より具体的には、シーケンス実行データは、電源１０によって傾斜磁場コイル２に供給される電源の強さや電力を供給するタイミング、送信部３が送信コイル４に送信する高周波信号のレベルや高周波信号を送信するタイミング、受信部６が磁気共鳴信号を検出するタイミング等、データ収集を行うための手順を定義した情報である。
【００２８】
画像再構成部１４は、受信部６が受信したｋ空間の磁気共鳴信号に対してフーリエ変換等の再構成処理を実行し、被検体Ｓのスライス画像を生成する。
【００２９】
寝台１５には、被検体Ｓが載置される天板１６が取り付けられている。天板１６は、被検体Ｓが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入される。通常、この寝台１５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。
【００３０】
計算機システム２００は、ＭＲＩシステム１００の全体制御を行う。たとえば、計算機システム２００は、上述した各部を駆動することで、データ収集や画像再構成等を行う。
【００３１】
［傾斜磁場Ｇｓ］
図２を参照して、被検体Ｓの特定のスライス面をイメージングするための原理について説明する。図２は、スライス選択用の傾斜磁場Ｇｓと、被検体Ｓの各スライス面における磁気共鳴周波数との関係を示した図である。
【００３２】
上述したように、ＭＲＩシステム１００は、プロトンの共鳴周波数が磁場強度に比例することを利用して、被検体の特定のスライス面を非侵襲的にイメージングする。
【００３３】
たとえば、ＭＲＩシステム１００は、被検体Ｓのスライス面７１から磁気共鳴信号を受信するためには、傾斜磁場Ｇｓを被検体に印加するとともに、周波数帯域ｆ１のラジオ波を被検体Ｓに照射する。これにより、被検体Ｓのスライス面７１から磁気共鳴信号が検出され、ＭＲＩシステム１００は、当該磁気共鳴信号に基づいて、スライス面７１をイメージングすることができる。
【００３４】
ＭＲＩシステム１００は、被検体Ｓのスライス面７２の磁気共鳴信号を受信するためには、傾斜磁場Ｇｓを被検体に印加するとともに、周波数帯域ｆ２のラジオ波を被検体Ｓに照射する。これにより、被検体Ｓのスライス面７２から磁気共鳴信号が検出され、ＭＲＩシステム１００は、当該磁気共鳴信号に基づいて、スライス面７２をイメージングすることができる。
【００３５】
このように、本実施の形態に従うＭＲＩシステム１００は、照射するラジオ波の周波数を変えることで、被検体Ｓの特定のスライス面をイメージングすることもできる。ＭＲＩシステム１００は、ラジオ波の周波数を調整することによりスライス面の位置を調整し、傾斜磁場Ｇｓの強度（傾き）によりスライスの厚さを調整する。
【００３６】
［シーケンス］
図３を参照して、ＭＲＩシステム１００のイメージング方法の一例であるＥＰＩ法について説明する。図３は、ＥＰＩ法における傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｒの印加タイミングを示す図である。より詳細には、図３の例（Ａ）には、ラジオ波の照射タイミングと、傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｒの印加タイミングと、エコーとが示されている。図３の例（Ｂ）には、傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｒの印加によるｋ空間４６上での軌跡が示されている。
【００３７】
以下では、傾斜磁場Ｇｓを印加してスライス面の位置を決定する方向をｚ方向とする。傾斜磁場Ｇｐを印加する位相エンコード方向をｙ方向とする。傾斜磁場Ｇｒを印加するリードアウト方向をｘ方向とする。
【００３８】
図３に示されるように、ＭＲＩシステム１００は、スライス選択用の傾斜磁場４５を被検体に印加するとともに、特定のスライス面を共鳴させるためのラジオ波４１を被検体に照射する。これにより、被検体内の特定のスライス面におけるプロトンが励起され、当該スライス面からエコーが出力される。
【００３９】
その後、ＭＲＩシステム１００は、位相エンコード用の傾斜磁場ｐ０〜ｐｎ−１，ｐｅと、リードアウト用の傾斜磁場ｒ０〜ｒｎ、ｒｅとを印加する。位相エンコード用の傾斜磁場ｐ０〜ｐｎ−１，ｐｅは、所謂ブリップと呼ばれる。ＭＲＩシステム１００は、極性を反転させながら傾斜磁場ｒ１〜ｒｎを連続的に印加する。傾斜磁場ｐ０〜ｐｎ−１の各々は、傾斜磁場ｒ１〜ｒｎの極性の反転時に印加される。傾斜磁場ｐ０〜ｐｎ−１，ｐｅと、傾斜磁場ｒ０〜ｒｎ、ｒｅとが印加されることで、ｋ空間４６に示される軌跡に沿って信号が収集される。
【００４０】
リードアウト用の傾斜磁場ｒ１〜ｒｎの印加によって、ｋ空間の信号ｓ１〜ｓｎが得られる。上述の奇数エコーは、信号ｓ１〜ｓｎのうちの奇数番目に得られた信号に対応する。すなわち、奇数エコーは、信号ｓ２ｉ−１（ｉ：正数）に対応する。上述の偶数エコーは、信号ｓ１〜ｎのうちの偶数番目に得られた信号に対応する。すなわち、偶数エコーは、信号ｓ２ｉ（ｉ：正数）に対応する。
【００４１】
［ＭＲＩシステム１００の概要］
図４を参照して、ＭＲＩシステム１００の処理概要について説明する。図４は、本実施の形態に従うＭＲＩシステム１００が実行する処理を概略的に示した概念図である。
【００４２】
ＭＲＩシステム１００は、極性を反転させながらリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加し、エコー１７を発生させる。ＭＲＩシステム１００は、エコー１７のうちの、奇数番目に得られた奇数エコー１８Ａをフーリエ変換し、スライス画像２２Ａを生成する。また、ＭＲＩシステム１００は、エコー１７のうちの、偶数番目に得られた奇数エコー１８Ａをフーリエ変換し、スライス画像２２Ｂを生成する。
【００４３】
ＭＲＩシステム１００によって得られる生データはｋ空間に保持されるが、ｋ空間のデータは複素数からなる。そのため、当該データに対する２次元フーリエ変換により得られる再構成画像も、複素数からなる。すなわち、スライス画像２２Ａ，２２Ｂは、複素数からなる。スライス画像２２Ａ，２２Ｂの各画素は、実数部と虚数部を合わせた複素数の情報を有する。以下では、このような複素数の画素データからなる画像を「複素画像」ともいう。
【００４４】
ＭＲＩシステム１００は、複素画像であるスライス画像２２Ａ，２２Ｂを用いて、奇数エコー１８Ａと偶数エコー１８Ｂとの間の位相差を示す位相差画像２８を生成する。位相差画像２８の各画素値は位相差を示す。位相がラジアンで表記されるならば、図４の例では、各画素の上限値は、＋πである。各画素の下限値は、−πである。
【００４５】
ＭＲＩシステム１００は、位相差画像２８の各画素値に基づいて、位相差を補正するための関数（以下、「位相補正関数」ともいう。）を推定する。このとき、ＭＲＩシステム１００は、位相差画像２８の各画素のうち、奇数エコー１８Ａと偶数エコー１８Ｂとの間の位相差に起因するノイズ（たとえば、ゴーストアーチファクト）が表れていない領域２８Ａ（以下、「目的領域」ともいう。）の位相差情報を用いて位相補正関数を推定する。すなわち、ＭＲＩシステム１００は、位相補正関数の誤差の要因となるゴースト領域の位相差情報を除外した上で位相補正関数を推定する。
【００４６】
より具体的には、ＭＲＩシステム１００は、位相差画像２８のｘ軸とグラフ８０のｘ軸とを対応させて、領域２８Ａの画素値をグラフ８０にプロットする。グラフ８０の縦軸は、位相差（すなわち、画素値）を示す。ＭＲＩシステム１００は、プロットした各画素値に対してフィッティング処理を行い、位相補正関数８１を推定する。フィッティング処理には、たとえば、線形回帰が用いられる。
【００４７】
位相補正関数８１から離れるほどゴースト領域の位相差情報を含む可能性が高い。そのため、ＭＲＩシステム１００は、ゴースト領域の位相差情報を除去した上で再び位相補正関数８１を推定する。より具体的には、ＭＲＩシステム１００は、位相補正関数８１を基準として上限８１Ａおよび下限８１Ｂを設定する。ＭＲＩシステム１００は、上限８１Ａおよび下限８１Ｂに含まれる画素を用いて、位相補正関数８１を再び推定する。すなわち、上限８１Ａおよび下限８１Ｂに含まれない画素は、再推定時には除外される。ＭＲＩシステム１００は、画素の除外と、位相補正関数８１の推定とを位相補正関数８１が収束するまで繰り返す。ＭＲＩシステム１００は、有効な画素を選択しながら位相補正関数８１の推定を繰り返すことで、精度の高い位相補正関数８１を頑健に推定することができる。
【００４８】
ＭＲＩシステム１００は、奇数エコー１８Ａおよび偶数エコー１８Ｂの少なくとも一方を位相補正関数８１で補正するとともに、補正後の奇数エコー１８Ａおよび偶数エコー１８Ｂに基づいて、被検体のスライス画像を生成する。これにより、奇数エコー１８Ａと偶数エコー１８Ｂと位相差に起因するゴーストアーチファクトが抑制される。
【００４９】
［ＭＲＩシステム１００のスキャン処理］
図５〜図８を参照して、ＭＲＩシステム１００のスキャン処理について説明する。図５は、ＭＲＩシステム１００が取得するスライス画像を時系列に示した図である。図６は、被検体のスライス画像を生成するための条件を示した図である。図７は、第２プレスキャン時におけるＭＲＩシステム１００の機能構成の一例を示すブロック図である。図８は、図７に示されるマスク画像生成部２７０の機能構成の一例を示すブロック図である。図９は、位相補正関数を推定するための処理を概略的に示した概念図である。図１０は、本スキャン時におけるＭＲＩシステム１００の機能構成の一例を示すブロック図である。
【００５０】
図５および図６に示されるように、ＭＲＩシステム１００においては、第１プレスキャン処理と、第２プレスキャン処理と、本スキャン処理とが順に実行され、画像２１〜２４が順に生成される。
【００５１】
第１プレスキャン処理において、ＭＲＩシステム１００は、奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差を大まかに推定する。第２プレスキャン処理において、ＭＲＩシステム１００は、第１プレスキャン処理で推定された位相差を用いて、当該位相差をさらに詳細に推定する。本スキャン処理において、ＭＲＩシステム１００は、第２プレスキャン処理で推定された位相差を反映した上で、当該位相差をさらに詳細に推定するとともに、推定された位相差を補正した上でゴーストアーチファクトを抑制したスライス画像を生成する。
【００５２】
以下では、第１プレスキャン処理、第２プレスキャン処理、および本スキャン処理について順に説明する。
【００５３】
（第１プレスキャン処理）
まず、第１プレスキャン処理について説明する。第１プレスキャン処理では、ＭＲＩシステム１００は、奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差の概算値を推定する。
【００５４】
より具体的には、ＭＲＩシステム１００は、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐを印加せずに、極性を反転させながらリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加する。すなわち、第１プレスキャン処理時においては、傾斜磁場ｐ０〜ｐｎ−１（図３参照）が印加されない。
【００５５】
ＭＲＩシステム１００は、１番目と３番目に得られたエコーの平均を奇数エコーの代表データとし、２番目に得られたエコーを偶数エコーの代表データとする。ＭＲＩシステム１００は、奇数エコーの代表データにおける信号強度のピーク位置と、偶数エコーの代表データにおける信号強度のピーク位置とのそれぞれについて、エコー信号の収集窓の中心位置からのシフト量を算出する。ＭＲＩシステム１００は、このシフト量を、各スライス面のチャンネルデータごとに算出する。ＭＲＩシステム１００は、算出されたシフト量の平均値を、奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差として算出する。以下では、奇数エコーのシフト量を位相差Δｋｘ１とする。偶数エコーのシフト量を位相差Δｋｘ２とする。
【００５６】
（第２プレスキャン処理）
図５〜図７を参照して、第２プレスキャン処理について説明する。図７に示されるように、ＭＲＩシステム１００は、第２プレスキャン処理における機能構成として、分割部２５０と、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）部２５２，２５４と、除去部２５６，２５８と、合成部２６０と、絶対値画像生成部２６２と、位相差画像生成部２６４と、マスク画像生成部２７０と、推定部２８０とを含む。
【００５７】
第２プレスキャン処理時においては、ＭＲＩシステム１００は、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐを本スキャン処理時の半分の強度で印加し、極性を反転させながらリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加する。すなわち、第２プレスキャン処理時における傾斜磁場ｐ０〜ｐｎ−１，ｐｅ（図３参照）の各高さ（各面積）は、本スキャン処理時における傾斜磁場ｐ０〜ｐｎ−１，ｐｅ（図３参照）の各高さ（各面積）の半分である。これにより、後述するスライス画像２２Ａ，２２Ｂに示されるように、目的領域２２Ａ１，２２Ｂ１と、ゴースト領域２２Ａ２，２２Ｂ２とが画像内において互いに重ならない。ＭＲＩシステム１００は、極性を反転させながら傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加することでエコー１７を検出する。
【００５８】
分割部２５０は、エコー１７を奇数エコー１８Ａと偶数エコー１８Ｂとに分割する。奇数エコー１８Ａは、エコー１７の奇数行に相当する。偶数エコー１８Ｂは、エコー１７の偶数行に相当する。分割部２５０は、奇数エコー１８Ａおよび偶数エコー１８Ｂを別々に新たなｋ空間にコピーする。このとき、奇数エコー１８Ａにおける偶数行はゼロ埋めされる。同様に、偶数エコー１８Ｂにおける奇数行はゼロ埋めされる。
【００５９】
ＦＦＴ部２５２は、上述の第１プレスキャン処理で推定された、窓中心からのピーク位置のズレ幅Δｋｘ１を無くすように奇数エコー１８Ａをライン方向にシフトした上で、２次元フーリエ変換を実行する。これにより、スライス画像２２Ａが生成される。スライス画像２２Ａは、複素画像である。
【００６０】
ＦＦＴ部２５４は、上述の第１プレスキャン処理で推定された、窓中心からのピーク位置のズレ幅Δｋｘ２を無くすように偶数エコー１８Ｂをライン方向にシフトした上で、２次元フーリエ変換を実行する。これにより、スライス画像２２Ｂが生成される。スライス画像２２Ｂは、複素画像である。
【００６１】
除去部２５６は、スライス画像２２Ａから、ゴースト領域２２Ａ２を除去する。一例として、除去部２５６は、スライス画像２２Ａの位相エンコーディング方向（ｙ方向）の中心から半分（５０％）のみを残し，他の部分（上下２５％）をゴースト領域２２Ａ２としてゼロ埋めする。これにより、除去部２５６は、目的領域２２Ａ１のみを残して、ゴースト領域２２Ａ２を除去することができる。目的領域２２Ａ１とゴースト領域２２Ａ２とは互いに重なっていないため、これらは、容易に分離され得る。除去部２５６は、ゴースト領域２２Ａ２の除去後の画像２６Ａを合成部２６０に出力する。
【００６２】
除去部２５８は、スライス画像２２Ｂから、ゴースト領域２２Ｂ２を除去する。一例として、除去部２５８は、スライス画像２２Ｂの位相エンコーディング方向（ｙ方向）の中心から半分（５０％）のみを残し，他の部分（上下２５％）をゴースト領域２２Ｂ２としてゼロ埋めする。これにより、除去部２５８は、目的領域２２Ｂ１のみを残して、ゴースト領域２２Ｂ２を除去することができる。除去部２５８は、ゴースト領域２２Ｂ２の除去後の画像２６Ｂを合成部２６０に出力する。
【００６３】
合成部２６０は、画像２６Ｂの各画素に対して共役複素数を算出し、算出結果を画像Ｇ＊として出力する。合成部２６０は、画像Ｆ（画像２６Ａ）と画像Ｇ＊とを画素ごとに掛け合わせて画像Ｆ・Ｇ＊を生成し、画像Ｆ・Ｇ＊を絶対値画像生成部２６２および位相差画像生成部２６４に出力する。
【００６４】
絶対値画像生成部２６２は、各受信コイルのチャンネルごとに合成部２６０から出力される複素画像（Ｆ・Ｇ＊）に基づいて、全チャンネル分を合成した複素画像を生成し、さらにその複素画像から絶対値画像２７を生成する。
【００６５】
位相差画像生成部２６４は、合成部２６０から出力される結果である複素画像（Ｆ・Ｇ＊）において、画素ごとに位相を計算した位相差画像２８を生成する。位相差画像２８は、複素画像である画像２６Ａと画像２６Ｂとの間の位相差画像である。位相差画像２８は、スライス面ごと、および受信コイルのチャンネルごとに生成される。
【００６６】
マスク画像生成部２７０は、第２プレスキャン処理の位相補正関数の推定処理に用いられる二値化画像２９と、本スキャン処理時の位相補正関数の推定処理に用いられるマスク画像３３を生成する。マスク画像生成部２７０の詳細については後述する。
【００６７】
推定部２８０は、二値化画像２９を参照して、位相差画像２８の各画素のうちから位相補正関数の推定に用いる画素を選択し、選択した各画素の画素値に応じて位相補正関数８１＿１を推定する。推定部２８０の詳細については後述する。
【００６８】
（ａ）マスク画像生成部２７０
図８を参照して、マスク画像生成部２７０について説明する。図８に示されるように、マスク画像生成部２７０は、二値化部２７２と、拡大部２７３と、シフト部２７４と、合成部２７５と、抽出部２７６とを含む。
【００６９】
二値化部２７２は、絶対値画像２７を用いて、当該絶対値画像２７を二値化するための閾値をスライス面ごとに計算する。より具体的には、二値化部２７２は、絶対値画像生成部２６２から得られたスライス面ごとの絶対値画像において、当該スライス面全体の画素値の平均値を算出し、当該平均値を元に各スライス面におけるマスク画像生成のための閾値Ｔｈを算出する。閾値Ｔｈには、予め定められた一定の比率が乗じられる。当該比率が調整されることで、二値化の程度が調整される。
【００７０】
二値化部２７２は、絶対値画像２７の各画素を閾値Ｔｈで二値化し、推定部２８０の入力画像となる二値化画像２９を生成する。より具体的には、二値化部２７２は、絶対値画像２７の各画素値が閾値Ｔｈ未満の場合には画素値「０」を、当該画素値が閾値Ｔｈ以上の場合には画素値「１」を出力することで二値化画像２９を生成する。二値化部２７２は、二値化画像２９を拡大部２７３および推定部２８０に出力する。
【００７１】
拡大部２７３は、二値化画像２９を位相エンコーディング方向（ｙ方向）に２倍に拡大する。一例として、拡大部２７３は、隣接する画素値で内挿補間することで二値化画像２９をｙ方向に拡大する。拡大部２７３は、拡大後の二値化画像３０をシフト部２７４および合成部２７５に出力する。
【００７２】
シフト部２７４は、位相エンコーディング方向に二値化画像３０を位相πだけシフトさせた二値化画像３１を生成する。当該位相πは、ＦＯＶの半分の距離に相当する。これにより、二値化画像３０の画素値「１」の領域が上下に二分される。
【００７３】
合成部２７５は、二値化画像３０の各画素と、二値化画像３１の各画素とをそれぞれ足し合わせて、マスク画像３２Ａを生成する。マスク画像３２Ａの画素値は、「０」、「１」、「２」のいずれかである。画素値が「２」の領域は、目的領域とゴースト領域とが重なっている部分であると推定される。合成部２７５は、モルフォロジ処理の一つである膨張処理を、マスク画像３２Ａの画素値が「２」である領域に対して行う。
【００７４】
合成部２７５は、二値化画像３０の各画素から、二値化画像３１の各画素をそれぞれ引いて、マスク画像３２Ｂを生成する。マスク画像３２Ｂの画素値は、「−１」、「０」、「１」のいずれかである。画素値が「１」の領域は、目的領域であると推定される。画素値が「−１」の領域は、ゴースト領域であると推定される。合成部２７５は、モルフォロジ処理の一つである縮小処理を、マスク画像３２Ｂの画素値が「１」である領域に対して行う。
【００７５】
抽出部２７６は、マスク画像３２Ｂからマスク画像３２Ａをマスクアウトし、最終的なマスク画像３３を生成する。すなわち、抽出部２７６は、マスク画像３２Ｂの画素値が「１」である領域を抽出し、抽出された領域からマスク画像３２Ａの画素値が「２」である領域を除外する。これにより、抽出部２７６は、目的領域のみを抽出したマスク画像３３を生成することができる。
【００７６】
なお、マスク画像３３は、上述の方法とは異なる方法で生成されてもよい。たとえば、二値化部２７２は、第１閾値で絶対値画像２７を二値化し、得られた二値化画像に基づいてマスク画像３２Ａを生成する。同様に、第１閾値よりも大きい第２閾値で絶対値画像２７を二値化し、得られた二値化画像に基づいてマスク画像３２Ｂを生成する。抽出部２７６は、マスク画像３２Ａの画素値が「２」である領域のみを残した画像から、マスク画像３２Ｂの画素値が「１」である領域のみを残した画像をマスクアウトして、マスク画像３３を生成する。
【００７７】
（ｂ）推定部２８０の詳細
図９を参照して、推定部２８０について説明する。上述したように、推定部２８０は、奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差を補正するための関数（すなわち、位相補正関数８１）を位相差画像２８から推定する。
【００７８】
より具体的には、推定部２８０は、マスク画像生成部２７０によって生成された二値化画像２９を位相差画像２８に対して適用し、二値化画像２９によって示される画素をグラフ８０にプロットする。このとき、推定部２８０は、位相差画像２８のｘ軸とグラフ８０のｘ軸とを対応させて各画素をプロットする。グラフ８０の縦軸は、位相差を示し、位相差画像２８の画素値に対応する。ＭＲＩシステム１００は、プロットした各画素値に対してフィッティング処理を行い、位相補正関数８１＿１を推定する。
【００７９】
以下では、説明を明確にするために、第２プレスキャン処理時において推定される位相補正関数８１を「位相補正関数８１＿１」ともいい、本スキャン処理時において推定される位相補正関数８１を「位相補正関数８１＿２」ともいう。また、位相補正関数８１＿１，８１＿２を総称して位相補正関数８１ともいう。
【００８０】
推定部２８０は、フィッティング処理の準備として，位相値に対して所謂アンラップ処理を行う。位相は、ラジアンで表記される場合、０以上２π未満の値となるが、アンラップ処理により、本来連続している２πから０の箇所でプロットされた各画素が上下に分断されることが防止される。
【００８１】
一例として、推定部２８０は、プロットされた各画素に対してフィッティング処理を行い、フィッティング処理の結果を位相補正関数８１＿１として推定する。フィッティング処理としては、たとえば、線形回帰が挙げられる。位相補正関数８１＿１としては、たとえば、一次式（Δφ＝ａ・ｘ＋ｂ）が挙げられる。線形回帰により、一次式におけるパラメータａ、ｂが推定される。
【００８２】
第２プレスキャン処理時においては、位相補正関数８１＿１の推定を一回だけ行う。後述する本スキャン処理時においては、位相補正関数８１＿２の推定を複数回繰り返す。
【００８３】
なお、上述では、座標位置ｘの一次関数である位相補正関数８１を推定する例について説明を行ったが、位相補正関数８１は、座標位置ｘの一次式に限定されない。たとえば、位相補正関数８１は、座標位置ｘ，ｙの任意の関数Δφ＝ｆ（ｘ，ｙ）であってもよい。
【００８４】
（本スキャン処理）
図１０を参照して、本スキャン処理について説明する。図１０に示されるように、ＭＲＩシステム１００は、本スキャン処理における機能構成として、分割部３１０と、ＦＦＴ部３１２，３１４と、合成部３１６と、位相差画像生成部３１８と、推定部３２０と、補正部３２２と、出力部３２４とを含む。
【００８５】
本スキャン処理においては、ＭＲＩシステム１００は、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐを本来の強度（第２プレスキャン時の倍の強度）で印加し、極性を反転させながらリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加する。ＭＲＩシステム１００は、極性を反転させながら傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加することでエコー４０を検出する。
【００８６】
分割部３１０は、エコー４０を奇数エコー４１Ａと偶数エコー４１Ｂとに分割する。奇数エコー４１Ａは、エコー４０の奇数行に相当する。偶数エコー４１Ｂは、エコー４０の偶数行に相当する。分割部３１０は、奇数エコー４１Ａおよび偶数エコー４１Ｂを別々に新たなｋ空間にコピーする。奇数エコー４１Ａにおける偶数行はゼロ埋めされる。同様に、偶数エコー４１Ｂにおける奇数行はゼロ埋めされる。
【００８７】
ＦＦＴ部３１２は、上述の第１プレスキャン処理で推定された位相差Δｋｘ１を打ち消すように奇数エコー４１Ａをライン方向にシフトした上で、２次元フーリエ変換を実行する。これにより、スライス画像４２Ａが得られる。スライス画像４２Ａは、複素画像である。
【００８８】
ＦＦＴ部３１４は、上述の第１プレスキャン処理で推定された位相差Δｋｘ２を打ち消すように偶数エコー４１Ｂをライン方向にシフトした上で、２次元フーリエ変換を実行する。これにより、スライス画像４２Ｂが得られる。スライス画像４２Ｂは、複素画像である。
【００８９】
合成部３１６は、複素画像である画像Ｆと画像Ｇ＊の同じ位置にある画素同士を画素ごとに複素数の乗算処理を行う。その画像積算の結果得られる複素画像（Ｆ・Ｇ＊）を位相差画像生成部３１８に出力する。
【００９０】
位相差画像生成部３１８は、画像Ｆの各画素と画像Ｇ＊の各画素とを掛け合わせた結果に基づいて、各画素の位相差を計算し、位相差画像４３を生成する。位相差画像４３は、スライス面ごと、および、受信コイルのチャンネルごとに生成される。
【００９１】
推定部３２０は、奇数エコー４１Ａと偶数エコー４１Ｂとの間の位相差を補正するための位相補正関数８１＿２を推定する。推定部３２０は、上述の第２プレスキャン処理で推定された位相補正関数８１＿１を基準とした所定範囲（たとえば、±π／２）を有効範囲８３（図９参照）として設定する。目的領域とゴースト領域とでは、位相差画像４３の同一の画素であれば、位相がπずれている。この点に着目して、推定部３２０は、有効範囲８３外の画素を除去する。これにより、ゴースト領域の位相差情報が除去される。推定部３２０は、位相補正関数８１＿２の推定と、その推定結果に基づく有効範囲８３外の画素の除外処理とを位相補正関数８１＿２が収束するまで繰り返す。
【００９２】
このように、推定部３２０は、第２プレスキャン処理で推定された位相補正関数８１＿１を本スキャン処理における推定処理の初期値として用いることで、位相補正関数８１＿２の収束を早めることができる。これにより、位相補正関数８１の初期推定は頑健となる。
【００９３】
補正部３２２は、奇数エコー４１Ａおよび偶数エコー４１Ｂの少なくとも一方を位相補正関数８１で補正する。たとえば、位相補正関数８１が一次式（Δφ＝ａ・ｘ＋ｂ）であるとする。この場合、補正部３２２は、奇数エコー４１Ａおよび偶数エコー４１Ｂのそれぞれに対して、一次元フーリエ変換を行う。奇数エコー４１Ａのフーリエ変換の結果をＥ１（ｘ、ｋｙ）、奇数エコー４１Ａのフーリエ変換の結果をＥ２（ｘ、ｋｙ）とする。補正部３２２は、式（１）に示されるように、Ｅ１（ｘ、ｋｙ）に対しては位相補正を行わない。補正部３２２は、式（２）に示されるように、Ｅ２（ｘ、ｋｙ）に対しては位相補正関数８１を適用する。
【００９４】
Ｅｃ（ｘ、ｋｙ）＝Ｅ１（ｘ、ｋｙ）・・・（１）
Ｅｃ（ｘ、ｋｙ）＝Ｅ２（ｘ、ｋｙ）＊ｅｘｐ（＋ｉ・Δφ）・・・（２）
式（１）に示される変数ｋｙは奇数である。式（２）に示される変数ｋｙは偶数である。式（２）に示されるΔφは、一次式「ａ・ｘ＋ｂ」である。
【００９５】
出力部３２４は、上記Ｅｃ（ｘ、ｋｙ）に対して、ｋｙについての一次元フーリエ変換を行い、得られた複素画像を位相補正後の画像４４として出力する。
【００９６】
［ＭＲＩシステム１００の制御構造］
図１１を参照して、ＭＲＩシステム１００の制御構造について説明する。図１１は、ＭＲＩシステム１００が実行する処理を表わすフローチャートである。より詳細には、図１１のフローチャート（Ａ）は、第２プレスキャン処理を表わすフローチャートである。図１１のフローチャート（Ｂ）は、本スキャン処理を表わすフローチャートである。図１１の処理は、ＭＲＩシステム１００のＣＰＵ（Central Processing Unit）２０２（図１２参照）がプログラムを実行することにより実現される。他の局面において、処理の一部または全部が、回路素子その他のハードウェアによって実行されてもよい。以下では、第２プレスキャン処理および本スキャン処理の制御フローについて順に説明する。
【００９７】
（第２プレスキャン処理）
ステップＳ１０において、ＣＰＵ２０２は、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐを本スキャン処理時の半分の強度で印加し、極性を反転させながらリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加する。
【００９８】
ステップＳ１２において、ＣＰＵ２０２は、分割部２５０（図７参照）として、被検体から順次検出されるエコーを、奇数番目に得られた奇数エコーと偶数番目に得られた偶数エコーとに分割する。
【００９９】
ステップＳ１４において、ＣＰＵ２０２は、ＦＦＴ部２５２（図７参照）として、奇数エコーに対して２次元フーリエ変換を実行し、スライス画像２２Ａ（図７参照）を生成する。同様に、ＣＰＵ２０２は、ＦＦＴ部２５４（図７参照）として、偶数エコーに対して２次元フーリエ変換を実行し、スライス画像２２Ｂ（図７参照）を生成する。
【０１００】
ステップＳ１６において、ＣＰＵ２０２は、除去部２５６（図７参照）として、スライス画像２２Ａから、ゴースト領域を除去する。同様に、ＣＰＵ２０２は、除去部２５８（図７参照）として、スライス画像２２Ｂから、ゴースト領域を除去する。
【０１０１】
ステップＳ１８において、ＣＰＵ２０２は、スライス画像２２Ａ，２２Ｂから絶対値画像２７（図７参照）を生成する。その後、ＣＰＵ２０２は、マスク画像生成部２７０（図７参照）として、絶対値画像２７に基づいて、二値化画像２９（図８参照）とマスク画像３３（図８参照）とを生成する。マスク画像３３の生成方法は上述の通りであるので説明を繰り返さない。
【０１０２】
ステップＳ２０において、ＣＰＵ２０２は、スライス画像２２Ａ，２２Ｂから位相差画像２８（図７参照）を生成する。その後、ＣＰＵ２０２は、推定部２８０（図７参照）として、二値化画像２９を参照して、位相差画像２８の各画素のうちから位相補正関数の推定に用いる画素を選択する。ＣＰＵ２０２は、選択した各画素の画素値（位相差）に対してフィッティング処理を実行し、位相補正関数を推定する。位相補正関数の推定方法は上述の通りであるので説明を繰り返さない。
【０１０３】
（本スキャン処理）
引き続き図１１を参照して、本スキャン処理の制御フローについて説明する。
【０１０４】
ステップＳ２０において、ＣＰＵ２０２は、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐを本来の強度（第２プレスキャン処理時の倍）の強度で印加し、極性を反転させながらリードアウト用の傾斜磁場Ｇｒを連続的に印加する。
【０１０５】
ステップＳ２２において、ＣＰＵ２０２は、分割部３１０（図１０参照）として、被検体から順次検出されるエコーを、奇数番目に得られた奇数エコーと偶数番目に得られた偶数エコーとに分割する。
【０１０６】
ステップＳ２４において、ＣＰＵ２０２は、ＦＦＴ部３１２とし（図１０参照）、奇数エコーに対して２次元フーリエ変換を実行し、スライス画像４２Ａ（図１０参照）を生成する。同様に、ＣＰＵ２０２は、ＦＦＴ部３１４（図１０参照）として、偶数エコーに対して２次元フーリエ変換を実行し、スライス画像４２Ｂ（図１０参照）を生成する。
【０１０７】
ステップＳ２６において、ＣＰＵ２０２は、推定部３２０（図１０参照）として、位相補正関数を推定する。より具体的には、ＣＰＵ２０２は、スライス画像４２Ａ，４２Ｂから位相差画像４３（図１０参照）を生成する。ＣＰＵ２０２は、上述の第２プレスキャンで推定された位相補正関数を初期値として設定し、当該位相補正関数を基準とした所定範囲を有効範囲として設定する。ＣＰＵ２０２は、位相差画像４３の各画素の中から、有効範囲に含まれる画素を選択し、選択した各画素に基づいて位相補正関数を再度推定する。ＣＰＵ２０２は、位相補正関数の推定と、その推定に基づく有効範囲外の画素の除外処理とを位相補正関数が収束するまで繰り返す。
【０１０８】
ステップＳ２８において、ＣＰＵ２０２は、補正部３２２（図１０参照）として、奇数エコーおよび偶数エコーの少なくとも一方を位相補正関数で補正する。これにより、奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差が補正される。
【０１０９】
ステップＳ３０において、ＣＰＵ２０２は、出力部３２４（図１０参照）として、位相差が補正された奇数エコーおよび偶数エコーを一つのｋ空間に統合する。ＣＰＵ２０２は、その統合結果に対してフーリエ変換を実行し、被検体のスライス画像を出力画像として生成する。
【０１１０】
［変形例］
上述の説明では、シングルショットのＥＰＩ法を前提にして説明を行ったが、ＭＲＩシステム１００に適用されるイメージング処理は、シングルショットＥＰＩ法に限定されない。たとえば、ＭＲＩシステム１００には、マルチショットのＥＰＩ法も適用され得る。すなわち、ＭＲＩシステム１００のショット数は、任意である。ショット数とは、１つのスライス画像を生成するときのスライス面の励起数に相当する。たとえば、ショット数が１回の場合、すなわちシングルショットの場合、ＭＲＩシステム１００は、１度の励起で１つのスライス面の情報を収集することができる。ショット数がｎ回以上（ｎ≧２）の場合、すなわちマルチショットの場合、ＭＲＩシステム１００は、同一のスライス面をｎ回励起させる。ＭＲＩシステム１００は、互いに異なるｎ通りのスライス内の情報を取得し、ｎ通りの情報を一つに統合した上で１つのスライス画像を生成する。
【０１１１】
［計算機システム２００のハードウェア構成］
図１２を参照して、ＭＲＩシステム１００を構成する計算機システム２００（図１参照）のハードウェア構成の一例について説明する。図１２は、計算機システム２００の主要なハードウェア構成を示すブロック図である。図１２に示されるように、計算機システム２００は、ＲＯＭ（Read  Only  Memory）２０１と、ＣＰＵ２０２と、ＲＡＭ（Random  Access  Memory）２０３と、ネットワークＩ／Ｆ（インタフェース）２０４と、表示部２０５と、記憶装置２１０とを含む。
【０１１２】
ＲＯＭ２０１は、オペレーティングシステム、ＭＲＩシステム１００で実行される制御プログラム等を格納する。ＣＰＵ２０２は、オペレーティングシステムやＭＲＩシステム１００の制御プログラム等の各種プログラムを実行することで、ＭＲＩシステム１００の動作を制御する。ＲＡＭ２０３は、ワーキングメモリとして機能し、プログラムの実行に必要な各種データを一時的に格納する。
【０１１３】
ネットワークＩ／Ｆ２０４は、アンテナ（図示しない）を介して、他の通信機器との間でデータを送受信する。他の通信機器は、たとえば、サーバ、その他の通信機能を有する装置等を含む。ＭＲＩシステム１００は、アンテナを介して、本実施の形態に従う各種の処理を実現するためのイメージングプログラム２１２をダウンロードできるように構成されてもよい。
【０１１４】
表示部２０５は、たとえば、液晶ディスプレイ、有機ＥＬ（Electro  Luminescence）ディスプレイ、またはその他の表示機器等を含む。表示部２０５は、タッチセンサ（図示しない）と組み合わされてタッチパネルとして構成されてもよい。
【０１１５】
記憶装置２１０は、たとえば、ハードディスクや外付けの記憶装置等の記憶媒体である。一例として、記憶装置２１０は、本実施の形態に従う各種の処理を実現するためのイメージングプログラム２１２とを保持する。
【０１１６】
イメージングプログラム２１２は、単体のプログラムとしてではなく、任意のプログラムの一部に組み込まれて提供されてもよい。この場合、任意のプログラムと協働して本実施の形態に従うイメージングが実現される。このような一部のモジュールを含まないプログラムであっても、本実施の形態に従うＭＲＩシステム１００の趣旨を逸脱するものではない。さらに、本実施の形態に従うイメージングプログラム２１２によって提供される機能の一部または全部は、専用のハードウェアによって実現されてもよい。さらに、ＭＲＩシステム１００とサーバとが協働して、本実施の形態に従うイメージングを実現するようにしてもよい。さらに、少なくとも１つのサーバが本実施の形態に従うイメージングを実現する、所謂クラウドサービスの形態でＭＲＩシステム１００が構成されてもよい。
【０１１７】
［まとめ］
以上のようにして、ＭＲＩシステム１００は、ゴーストアーチファクトが生じていない領域を特定し、当該領域における位相差情報に基づいて、位相補正関数を推定する。その結果、奇数エコーと偶数エコーとの間の位相差の補正精度を改善でき、ＥＰＩ法において生じるゴーストアーチファクトを抑制することができる。
【０１１８】
今回開示された実施の形態は全ての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内での全ての変更が含まれることが意図される。
【符号の説明】
【０１１９】
１  静磁場磁石、２  傾斜磁場コイル、３  送信部、４  送信コイル、５  受信コイル、６  受信部、１０  電源、１３  シーケンス制御部、１４  画像再構成部、１５  寝台、１６  天板、１７，４０  エコー、１８Ａ，４１Ａ  奇数エコー、１８Ｂ，４１Ｂ  偶数エコー、２１，２４，２６Ａ，２６Ｂ，４４  画像、２２Ａ，２２Ｂ，４２Ａ，４２Ｂ，６０Ａ，６０Ｂ  スライス画像、２２Ａ１，２２Ｂ１  目的領域、２２Ａ２，２２Ｂ２  ゴースト領域、２７  絶対値画像、２８，４３  位相差画像、２８Ａ  領域、２９〜３１  二値化画像、３２Ａ，３２Ｂ，３３  マスク画像、４１  ラジオ波、４５  傾斜磁場、４６  ｋ空間、６１，６２  ゴーストアーチファクト、７１，７２  スライス面、８０  グラフ、８１  位相補正関数、８１Ａ  上限、８１Ｂ  下限、８３  有効範囲、１００  ＭＲＩシステム、２００  計算機システム、２０１  ＲＯＭ、２０２  ＣＰＵ、２０３  ＲＡＭ、２０４  ネットワークＩ／Ｆ、２０５  表示部、２１０  記憶装置、２１２  イメージングプログラム、２５０，３１０  分割部、２５２，２５４，３１２，３１４  ＦＦＴ部、２５６，２５８  除去部、２６０，２７５，３１６  合成部、２６２  絶対値画像生成部、２６４，３１８  位相差画像生成部、２７０  マスク画像生成部、２７２  二値化部、２７３  拡大部、２７４  シフト部、２７６  抽出部、２８０，３２０  推定部、３２２  補正部、３２４  出力部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図５】
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【図６】
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【図８】
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【図１０】
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【図１２】
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【図４】
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【図７】
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【図９】
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【図１１】
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【図１３】
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