磁気共鳴イメージング装置
【課題】PIとHFIとを併用する場合にデータ処理量またはデータ処理時間を低減させることが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、ｋ空間の高周波側の領域以外の領域における磁気共鳴データを複数のコイルを用いて被検体から収集するデータ収集手段と、前記複数のコイルに対応する磁気共鳴データから得られる折り返しのある複数の画像データに対して前記複数のコイルの感度データを用いた展開処理を実行することによって折り返しのない画像データを生成する展開処理手段と、前記折り返しのない画像データをフーリエ変換して得られる前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを用いてｋ空間におけるデータの複素対称性を利用したハーフフーリエ法によるデータの補填処理、位相補正処理および前記位相補正処理前後の前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データの重み付け加算処理を繰返し実行して表示用の画像データを生成するデータ処理手段とを備える。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、ｋ空間の高周波側の領域以外の領域における磁気共鳴データを複数のコイルを用いて被検体から収集するデータ収集手段と、前記複数のコイルに対応する磁気共鳴データから得られる折り返しのある複数の画像データに対して前記複数のコイルの感度データを用いた展開処理を実行することによって折り返しのない画像データを生成する展開処理手段と、前記折り返しのない画像データをフーリエ変換して得られる前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを用いてｋ空間におけるデータの複素対称性を利用したハーフフーリエ法によるデータの補填処理、位相補正処理および前記位相補正処理前後の前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データの重み付け加算処理を繰返し実行して表示用の画像データを生成するデータ処理手段とを備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR: nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に係り、特に、HFI (Half-Fourier Imaging)を行うことが可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
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ラーモア周波数のRF信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するMR信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、HFI法が知られている(例えば特許文献１参照)。HFI法は、k空間におけるデータの複素対称性を利用して、k空間上においてデータが収集されていない領域のデータを、収集されたk空間データに基づいて補填することによって画像化する方法である。
【０００４】
また、磁気共鳴イメージングの分野において、複数のコイル要素を用いてデータを受信する高速撮像技術としてPI (parallel imaging)が知られている(例えば特許文献２参照)。PIは、複数のコイル要素を用いてエコーデータを受信し、かつ位相エンコードをスキップさせることによって画像再構成に必要な位相エンコード数を減らす撮像法である。このため、PIによれば撮像時間の大幅な短縮が可能である。具体的には、PIを行う場合には、指定されたマトリクスサイズの半分程度のサイズに対応するデータを収集すれば良いことになる。このため、撮像時間を半分程度に短縮することができる。
【０００５】
PIによりエコーデータが収集される場合には、各コイル要素に対応するチャンネルごとの折り返しのある中間画像データが生成される。そして、中間画像データに対してPIの条件に基づいて折り返しを除去する展開(unfolding)処理を行うことにより、展開された最終画像データが生成される。展開処理には、各コイル要素のRF磁場(B1)感度分布データが用いられる。
【０００６】
さらに、従来、複数のコイル要素を用いたPIにおいて、HFIが行われている。
【０００７】
図１は、PIおよびHFIを併用する場合における従来のデータ処理の手順を示すフローチャートである。
【０００８】
図１のステップS1に示すように、PIによってチャンネルごとに収集されたｋ空間データに基づいてk空間上において収集されていないデータを補填するHFI処理が実行される。これにより、チャンネルごとの折り返しのある中間画像データが生成される。
【０００９】
HFI処理は、以下の手順で実行される。
【００１０】
まず、式(1-1)および式(1-2)に示すように、コイル要素i (i=1, 2, 3, …, Nch)により収集されたk空間データK(i)に対してHomodyneフィルタを用いたフィルタ処理fhおよび低周波フィルタ(LPF: low pass filter)flを用いたフィルタ処理がそれぞれ実行され、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)および低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)がそれぞれ生成される。
【００１１】
K(i)*fh→Kh(i) (1-1)
K(i)*fl→Kl(i) (1-2)
次に、式(2-1)および式(2-2)に示すように、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)および低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)をそれぞれ逆高速フーリエ変換(IFFT: inverse Fast Fourier Transform)することによって実空間(R空間)データとして折り返しのある中間画像データVh(i), Vl(i)が生成される。
【００１２】
IFFT(Kh(i))→Vh(i) (2-1)
IFFT(Kl(i))→Vl(i) (2-2)
次に、式(3)によって位相補正処理およびデータ補填処理が実行され、位相補正およびデータ補填後のコイル要素iごとの中間画像データV(i)が生成される。
【００１３】
V(i) = 2・Real part{Vh(i)*Vl(i)/|V1(i)|} (3)
さらに、式(4)に示すように中間画像データV(i)を高速フーリエ変換(FFT: Fast Fourier Transform)して得られるｋ空間データFFT(V(i))と中間画像データV(i)の計算に用いたk空間データK(i)とが重み付け係数αを用いて重み付け加算される。
【００１４】
K(i)=α*FFT(V(i))+(1-α)*K(i) (4)
そして、重み付け加算の結果が、再び中間画像データV(i)を計算するためのk空間データK(i)とされ、k空間での補填処理の精度を向上させるために式(1-1)、式(1-2)、式(2-1)、式(2-2)、式(3)および式(4)で示されるHFI処理が２〜４回程度繰返し実行される。すなわち、位相補正処理およびデータ補填処理、IFFT、重み付け加算処理が繰り返される。
【００１５】
次に、ステップS2において、式(2-1)および式(2-2)で得られたチャンネルごとの中間画像データVh(i), Vl(i)に対して展開処理が実行される。すなわち、式(5-1)および式(5-2)に示すように、Nch個の中間画像データVh(i), Vl(i)をそれぞれ要素とするベクトルとして表される観測信号強度yh, ylおよび各コイル要素iの位置Nptごとの感度を表すNch×Nptの感度行列Sから各位置Nptにおける折り返しのないMR画素値xh, xlがベクトルとして求められる。
【００１６】
xh=(SHS)-1SHyh (5-1)
xl=(SHS)-1SHyl (5-2)
ただし、
yh={Vh(1), Vh(2), …, Vh(Nch)}
yl={Vl(1), Vl(2), …, Vl(Nch)}
xh={Vh_unfold(1), Vh_unfold(2), …, Vh_unfold(Npt)
xl={Vl_unfold(1), Vl_unfold(2), …, Vl_unfold(Npt)}
SH：行列Sの転置共役行列
である。
【００１７】
そして、MR画素値ベクトルxh, xlの要素を加算合成することによって折り返しのない画像データVh_unfold, Vl_unfoldが生成される。
【００１８】
次に、ステップS3において、折り返しのない画像データVh, Vlに対して位相補正処理や歪み補正処理等の画像処理が施される。これにより、表示用の最終画像データが生成される。例えば、式(6)に示すように展開された画像データVh_unfold, Vl_unfoldの位相補正によって最終画像データVfinalが生成される。
【００１９】
Vfinal = 2・Real part{Vh_unfold*Vl_unfold/|V1_unfold|} (6)
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２０】
【特許文献１】特開平８−２９９２９７号公報
【特許文献２】特開２００４−３２９６１３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２１】
しかしながら、PIとHFIとを併用する場合には、k空間での補填処理の精度を向上させるためにチャンネルごとにHFI処理を繰返し実行することが必要となる。このため、HFI処理の回数がチャンネル数×繰返し回数となり、データ処理量およびデータ処理時間が増大するという問題がある。
【００２２】
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、PIとHFIとを併用する場合にデータ処理量またはデータ処理時間を低減させることが可能な磁気共鳴イメージング装置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】
【００２３】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、ｋ空間の高周波側の領域以外の領域における磁気共鳴データを複数のコイルを用いて被検体から収集するデータ収集手段と、前記複数のコイルに対応する磁気共鳴データから得られる折り返しのある複数の画像データに対して前記複数のコイルの感度データを用いた展開処理を実行することによって折り返しのない画像データを生成する展開処理手段と、前記折り返しのない画像データをフーリエ変換して得られる前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを用いてｋ空間におけるデータの複素対称性を利用したハーフフーリエ法によるデータの補填処理、位相補正処理および前記位相補正処理前後の前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データの重み付け加算処理を繰返し実行して表示用の画像データを生成するデータ処理手段とを備えるものである。
【発明の効果】
【００２４】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、PIとHFIとを併用する場合にデータ処理量またはデータ処理時間を低減させることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】図１は、PIおよびHFIを併用する場合における従来のデータ処理の手順を示すフローチャート。
【図２】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。
【図３】図１に示すRFコイルの詳細構成の一例を示す図。
【図４】図３に示す被検体の体表側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。
【図５】図３に示す被検体の背面側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。
【図６】図３に示す被検体の体表側に設けられるコイル要素の別の配置例を示す図。
【図７】図３に示す被検体の背面側に設けられるコイル要素の別の配置例を示す図。
【図８】図２に示すコンピュータの機能ブロック図。
【図９】図２に示す磁気共鳴イメージング装置によりPIおよびHFIを併用して被検体の画像データを取得する際の流れを示すフローチャート。
【図１０】Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データを示す図。
【図１１】低周波フィルタをかけた後のｋ空間データを示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
【００２７】
（構成および機能）
図２は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。
【００２８】
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびRFコイル２４を備えている。
【００２９】
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
【００３０】
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
【００３１】
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
【００３２】
傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。
【００３３】
また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
【００３４】
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
【００３５】
RFコイル２４は、送信器２９および/または受信器３０と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。
【００３６】
図３は図１に示すRFコイル２４の詳細構成の一例を示す図であり、図４は図３に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図、図５は図３に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図である。
【００３７】
図３に示すようにRFコイル２４は、筒状の全身用(WB:whole-body)コイル２４ａとフェーズドアレイコイル２４ｂを備えている。フェーズドアレイコイル２４ｂは、複数のコイル要素２４ｃを備えており、被検体Ｐの体表側と背面側とにそれぞれ複数のコイル要素２４ｃが配置される。
【００３８】
例えば図４に示すように被検体の体表側には、広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。また、図５に示すように被検体の背面側にも同様に広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。背面側では、被検体Ｐの背骨の存在を考慮した感度向上の観点から、体軸付近に他のコイル要素２４ｃよりも小さいコイル要素２４ｃが配置される。
【００３９】
一方、受信器３０は、デュプレクサ３０ａ，アンプ３０ｂ、切換合成器３０ｃおよび受信系回路３０ｄを備えている。デュプレクサ３０ａは、送信器２９、WBコイル２４ａおよびWBコイル２４ａ用のアンプ３０ｂと接続される。アンプ３０ｂは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数だけ設けられ、それぞれ個別に各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａと接続される。切換合成器３０ｃは、単一または複数個設けられ、切換合成器３０ｃの入力側は、複数のアンプ３０ｂを介して複数のコイル要素２４またはWBコイル２４ａと接続される。受信系回路３０ｄは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数以下となるように所望の数だけ設けられ、切換合成器３０ｃの出力側に設けられる。
【００４０】
WBコイル２４ａは、RF信号の送信用のコイルとして用いることができる。また、NMR信号の受信用のコイルとして各コイル要素２４ｃを用いることができる。さらに、WBコイル２４ａを受信用のコイルとして用いることもできる。
【００４１】
このため、デュプレクサ３０ａは、送信器２９から出力された送信用のRF信号をWBコイル２４ａに与える一方、WBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を受信器３０内のアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに与えるように構成されている。また、各コイル要素２４ｃにおいて受信されたNMR信号もそれぞれ対応するアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに出力されるように構成されている。
【００４２】
切換合成器３０ｃは、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換を行って、対応する受信系回路３０ｄに出力するように構成されている。換言すれば、受信系回路３０ｄの数に合わせてコイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換が切換合成器３０ｃにおいて行われ、所望の複数のコイル要素２４ｃを用いて撮影部位に応じた感度分布を形成して様々な撮影部位からのNMR信号を受信できるように構成されている。
【００４３】
ただし、コイル要素２４ｃを設けずに、WBコイル２４ａのみでNMR信号を受信するようにしてもよい。また、切換合成器３０ｃを設けずに、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を直接受信系回路３０ｄに出力するようにしてもよい。さらに、より多くのコイル要素２４ｃを広範囲に亘って配置することもできる。
【００４４】
図６は、図３に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの別の配置例を示す図、図７は図３に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４ｃの別の配置例を示す図である。
【００４５】
図６および図７に示すようにさらに多くのコイル要素２４ｃを被検体Ｐの周囲に配置することができる。図６に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に４列の１６要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイルユニット２４ｄがｚ方向に３つ配置されているため合計４８要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの体表側に設けられることとなる。また、図７に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に８列の３２要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイルユニット２４ｅが背骨側に、図示しない２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイルユニット２４ｆが顎付近に、図示しない１２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイルユニット２４ｇが頭部にそれぞれは位置されるため、合計４６要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの背面側に設けられることとなる。そして、図６およびう図７に示すように被検体Ｐの体表側および背面側に表面個オイル２４ｃを配置すれば、合計９４要素のコイル要素２４ｃが被検体の周囲に配置されることとなる。各コイル要素２４ｃは、図示しないコイルポートを経由してそれぞれ専用のアンプ３０ｂと接続される。
【００４６】
そして、コイル要素２４ｃを多数被検体Ｐの周囲に配置することによって、コイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能な全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを形成することが可能となる。WBコイル２４ａもコイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能であるが、全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを受信用のコイルとして用いれば、より撮影部位に適した感度およびより良好なSNR (signal to noise ratio)でデータを受信することが可能となる。
【００４７】
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびRF信号を発生させる機能を有する。
【００４８】
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波およびA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。
【００４９】
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。
【００５０】
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。
【００５１】
図８は、図２に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
【００５２】
コンピュータ３２は、プログラムにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、ｋ空間データベース４２、HFI処理部４３、再構成処理部４４、展開処理部４５および画像処理部４６として機能する。
【００５３】
撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてPIおよびHFI用の撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。PI用の撮像条件としては、データの収集に用いるコイル要素２４ｃの数や各コイル要素２４ｃと撮像部位を関連付けた情報などがある。HFI用のパルスシーケンスとしてはFASE (fast asymmetric spin echo又はfast advanced spin echo)シーケンスなどがある。
【００５４】
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からのスキャン開始指示情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮像条件を与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けてｋ空間データベース４２に形成されたk空間に配置する機能を有する。
【００５５】
HFI処理部４３は、ｋ空間データベース４２から取得したｋ空間データ並びに展開処理部４５および再構成処理部４４から取得した画像データを用いてHFIにおいて最終画像データを生成するために必要となる処理（HFI処理）を実行する機能を有する。HFI処理には、ｋ空間データに対するフィルタ処理、データのないｋ空間領域にデータを補填する処理、画像データに対する位相補正処理、ｋ空間データの重み付け加算処理などがある。このため、HFI処理部４３には、展開処理部４５および再構成処理部４４から取得した画像データにFFT処理またはフーリエ変換(FT: Fourier Transform)処理を行ってk空間データに変換する機能も備えられる。
【００５６】
再構成処理部４４は、HFI処理部４３から取得したｋ空間データにIFFT処理または逆フーリエ変換(IFT: inverse Fourier Transform)処理を行って実空間データである画像データを再構成する機能を有する。
【００５７】
展開処理部４５は、再構成処理部４４から取得した折り返しのある中間画像データに対して展開処理を施すことによって折り返しのない画像データを生成する機能を有する。そのために、展開処理部４５には、展開処理に必要な各コイル要素２４ｃの感度分布データが保存される。
【００５８】
画像処理部４６は、HFI処理部４３から取得した展開処理およびHFI処理後の画像データに歪み補正処理等の必要な画像処理を施して表示装置３４に表示させる機能を有する。
【００５９】
（動作および作用）
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
【００６０】
図９は、図２に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりPIおよびHFIを併用して被検体Ｐの画像データを取得する際の流れを示すフローチャートである。
【００６１】
まずステップS10において、撮像条件設定部４０において、PIおよびHFI用の撮像条件が設定される。
【００６２】
次にステップS11において、設定された撮像条件に従ってデータ収集が行われる。
【００６３】
すなわち、予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。
【００６４】
そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にスキャン開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮像条件設定部４０から取得したパルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４１から受けたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。
【００６５】
このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより、デジタルデータのNMR信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１はｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。
【００６６】
尚、NMR信号は、複数のコイル要素２４ｃによって受信される。このため、ｋ空間データはコイル要素２４ｃに対応するチャンネルごとに得られる。
【００６７】
次にステップS12において、チャンネルごとにHFI処理の一部であるフィルタ処理が１回実行される。すなわち、HFI処理部４３は、ｋ空間データベース４２からチャンネルごとのｋ空間データを取得してチャンネルごとにフィルタ処理を実行する。
【００６８】
具体的には、HFI処理部４３は、式(7-1)、式(7-2)、式(7-3)に示すように、各コイル要素２４ｃに対応するチャンネルi (i=1, 2, 3, …, Nch)ごとのｋ空間データK(i)に対してHomodyneフィルタを用いたフィルタ処理fh、低周波フィルタを用いたフィルタ処理flおよび０詰めフィルタを用いたフィルタ処理fzをそれぞれ実行し、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)、低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)および０詰めフィルタをかけた後のｋ空間データKz(i)を取得する。
【００６９】
K(i)*fh→Kh(i) (7-1)
K(i)*fl→Kl(i) (7-2)
K(i)*fz→Kz(i) (7-3)
図１０は、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)を示す図であり、図１１は、低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)を示す図である。
【００７０】
図１０(A)および図１１において、縦軸はｋ空間の位相エンコード方向Kpを示し、横軸はｋ空間のリードアウト方向Krを示す。
【００７１】
ｋ空間データK(i)に対してHomodyneフィルタfhを掛けると、図１０(A)に示すように、一方の極側、例えば負側の高周波領域のデータがないｋ空間データKh(i)が得られる。Homodyneフィルタ処理後のｋ空間データKh(i)の信号強度Sのプロファイルは、図１０(B)に示すようにデータの境界部分において滑らかに変化するカーブとなる。一方、ｋ空間データK(i)に対して低周波フィルタflを掛けると、図１１に示すように、低周波領域におけるｋ空間データKl(i)が抽出される。尚、０詰めフィルタfzは、ノイズ領域や無信号領域のように所定の閾値以下の信号値を０とするフィルタである。
【００７２】
次にステップS13において、再構成処理部４４は、式(8-1)、式(8-2)、式(8-3)に示すように、チャンネルiごとの各フィルタ処理後におけるｋ空間データKh(i), Kl(i), Kz(i)にIFFT処理を施す。これにより、折返しのある中間画像データVh(i), Vl(i), Vz(i)が実空間データとして得られる。
【００７３】
IFFT(Kh(i))→Vh(i) (8-1)
IFFT(Kl(i))→Vl(i) (8-2)
IFFT(Kz(i))→Vz(i) (8-3)
次にステップS14において、展開処理部４５は、チャンネルiごとの各フィルタ処理に対応する中間画像データVh(i), Vl(i), Vz(i)を用いて展開処理を実行する。すなわち、式(9-1)、式(9-2)、式(9-3)に示すように、Nch個の中間画像データVh(i), Vl(i), Vz(i)をそれぞれ要素とするベクトルとして表される観測信号強度yh, yl, yzおよび各コイル要素iの位置Nptごとの感度を表すNch×Nptの感度行列Sから各位置Nptにおける折り返しのないMR画素値xh, xl, xzがベクトルとして求められる。
【００７４】
xh=(SHS)-1SHyh (9-1)
xl=(SHS)-1SHyl (9-2)
xz=(SHS)-1SHyz (9-2)
ただし、
yh={Vh(1), Vh(2), …, Vh(Nch)}
yl={Vl(1), Vl(2), …, Vl(Nch)}
yz={Vz(1), Vz(2), …, Vz(Nch)}
xh={Vh_unfold(1), Vh_unfold(2), …, Vh_unfold(Npt)
xl={Vl_unfold(1), Vl_unfold(2), …, Vl_unfold(Npt)}
xz={Vz_unfold(1), Vz_unfold(2), …, Vz_unfold(Npt)}
SH：行列Sの転置共役行列
である。
【００７５】
つまり、HFI処理のフィルタ処理を１回行った後に、折り返しのある中間画像データを再構成し、チャンネルiごとの中間画像データの展開処理が実行される。
【００７６】
さらに、展開処理部４５は、展開処理されたMR画素値ベクトルxh, xlの要素である各位置における画素値を加算合成することによって折り返しのない画像データVh_unfold, Vl_unfold, Vz_unfoldを生成する。
【００７７】
次にステップS15において、FFT処理およびIFFT処理を含むHFI処理が繰返し実行される。すなわち、HFI処理部４３は、展開された画像データVh_unfold, Vl_unfoldを用いて式(10)により位相補正処理およびデータ補填処理を行う。これにより位相補正およびデータ補填後の画像データV_unfoldが得られる。
【００７８】
V_unfold = 2・Real part{Vh_unfold*Vl_unfold/|V1_unfold|} (10)
さらに、ｋ空間におけるデータ補填処理の精度を向上させるために、ｋ空間データのフィルタ処理、フィルタ処理後のｋ空間データのIFFT処理、画像データに基づく位相補正およびデータ補填処理並びにｋ空間データの重み付け加算処理を含むHFI処理が繰返し実行される。そのために、式(11-1)または式(11-2)により、展開された画像データV_unfoldまたは０詰めフィルタfzに対応する展開された画像データVz_unfoldからHFI処理用のｋ空間データK_unfoldが作成される。
【００７９】
K_unfold = FFT(V_unfold) (11-1)
K_unfold = FFT(Vz_unfold) (11-2)
つまり、HFI処理部４３は、展開された画像データV_unfoldまたは０詰めフィルタfzに対応する展開された画像データVz_unfoldをFFTしてｋ空間データに戻す。そして、式(12-1)〜式(12-6)で示すようなHFI処理が１〜４回程度繰り返される。
【００８０】
K_unfold*fh→Kh_unfold (12-1)
K_unfold*fl→Kl_unfold (12-2)
IFFT(Kh_unfold)→Vh_unfold (12-3)
IFFT(Kl_unfold)→Vl_unfold (12-4)
V_unfold = 2・Real part{Vh_unfold*Vl_unfold/|V1_unfold|} (12-5)
K_unfold=α*FFT(V_unfold)+(1-α)*K_unfold (0<α<1) (12-6)
すなわち、HFI処理部４３は、ｋ空間データK_unfoldのフィルタ処理を行い、再構成処理部４４は、フィルタ処理後のｋ空間データKh_unfold, Kl_unfoldをIFFTして画像データVh_unfold, Vl_unfoldを再構成する。次に、HFI処理部４３は、画像データVh_unfold, Vl_unfoldを用いて位相補正処理およびデータ補填処理を実行する。これにより、位相補正およびデータ補填後の画像データV_unfoldが得られる。次に、HFI処理部４３は、画像データV_unfoldをFFTして得られるｋ空間データと画像データV_unfoldの元データとなったｋ空間データK_unfoldとを重み付け加算し、重み付け加算後のｋ空間データを次のHFI処理用のｋ空間データK_unfoldとする。
【００８１】
尚、重み付け加算に用いられる重み係数αは、例えば0.5など必要な精度に応じた値に設定される。重み係数αは、例えば試験またはシミュレーションによって予め適切な値に決定することができる。或いは、HFIの繰返し回数とともに重み係数αをデータ処理条件として入力装置３３の操作によって可変設定できるようにすることもできる。
【００８２】
そして、所望の回数のHFI処理が行われると、式(13)に示すように位相補正およびデータ補填後の画像データV_unfoldが最終画像データVfinalとされる。
【００８３】
Vfinal = V_unfold (13)
次にステップS16において、画像処理部４６は、HFI処理部４３から取得した展開処理およびHFI処理後の最終画像データVfinalに歪み補正処理等の必要な画像処理を施して表示装置３４に表示させる。これによりユーザは、表示装置３４に表示された最終画像データを介して診断を行うことが可能となる。
【００８４】
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、PIとHFIを併用するイメージングにおいて、HFI処理の一部をPIの展開処理後に行うことによって、データ処理量およびデータ処理時間を低減させるようにしたものである。
【００８５】
（効果）
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、最初のフィルタ処理を除くHFI処理の回数をｋ空間におけるデータ補填処理の精度を向上させるための繰返し回数にすることができる。これに対して、従来は、HFI処理の回数がチャンネル数×繰返し回数であった。従って、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、HFI処理の回数を減らすことにより、データ処理量およびデータ処理時間を低減させることができる。または、データ処理量およびデータ処理時間を同程度にしつつ、HFI処理の繰返し回数を増やしてデータ補填精度を向上させることができる。
【００８６】
（変形例）
上述した例では、位相補正処理およびデータ補填処理を画像データに対して行う場合について説明したが、ｋ空間データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行ってもよい。ｋ空間データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行えば、処理が簡易となる。一方、画像データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行えば、精度を向上させることができる。
【００８７】
ｋ空間データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行う場合には、以下の流れでデータ処理が実行される。すなわち、各コイル要素２４ｃに対応するチャンネルiごとに収集された高周波領域を除く部分のｋ空間データk0part(i)が収集される。次にk空間におけるデータの複素対称性を利用した従来のハーフフーリエ法で、ｋ空間データ収集されなかった領域におけるｋ空間データが補填される。これによりｋ空間全体のｋ空間データk0(i)が得られる。
【００８８】
次に、ｋ空間データk0(i)の位相補正処理が実行され、位相補正後のｋ空間データk0(i)_corのIFFTにより折り返しのある中間画像データV0(i)が再構成される。そして、中間画像データV0(i)の展開処理および加算合成処理によって折り返しのない画像データV0_unfoldが作成される。
【００８９】
次に展開後の画像データV0_unfoldをFFTして抽出した高周波領域を除く部分のｋ空間データk0part_unfoldを初期データとして、データ補填処理、位相補正処理、位相補正処理後の高周波領域を除く部分のｋ空間データとデータ補填前のｋ空間データとの重み付け加算処理を含むHFI処理を繰返すことにより、データ補填精度を向上させることができる。
【符号の説明】
【００９０】
２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２４ａ WBコイル
２４ｂ フェーズドアレイコイル
２４ｃ コイル要素
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
４０ 撮像条件設定部
４１ シーケンスコントローラ制御部
４２ ｋ空間データベース
４３ HFI処理部
４４ 再構成処理部
４５ 展開処理部
４６ 画像処理部
Ｐ 被検体
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR: nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に係り、特に、HFI (Half-Fourier Imaging)を行うことが可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
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ラーモア周波数のRF信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するMR信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、HFI法が知られている(例えば特許文献１参照)。HFI法は、k空間におけるデータの複素対称性を利用して、k空間上においてデータが収集されていない領域のデータを、収集されたk空間データに基づいて補填することによって画像化する方法である。
【０００４】
また、磁気共鳴イメージングの分野において、複数のコイル要素を用いてデータを受信する高速撮像技術としてPI (parallel imaging)が知られている(例えば特許文献２参照)。PIは、複数のコイル要素を用いてエコーデータを受信し、かつ位相エンコードをスキップさせることによって画像再構成に必要な位相エンコード数を減らす撮像法である。このため、PIによれば撮像時間の大幅な短縮が可能である。具体的には、PIを行う場合には、指定されたマトリクスサイズの半分程度のサイズに対応するデータを収集すれば良いことになる。このため、撮像時間を半分程度に短縮することができる。
【０００５】
PIによりエコーデータが収集される場合には、各コイル要素に対応するチャンネルごとの折り返しのある中間画像データが生成される。そして、中間画像データに対してPIの条件に基づいて折り返しを除去する展開(unfolding)処理を行うことにより、展開された最終画像データが生成される。展開処理には、各コイル要素のRF磁場(B1)感度分布データが用いられる。
【０００６】
さらに、従来、複数のコイル要素を用いたPIにおいて、HFIが行われている。
【０００７】
図１は、PIおよびHFIを併用する場合における従来のデータ処理の手順を示すフローチャートである。
【０００８】
図１のステップS1に示すように、PIによってチャンネルごとに収集されたｋ空間データに基づいてk空間上において収集されていないデータを補填するHFI処理が実行される。これにより、チャンネルごとの折り返しのある中間画像データが生成される。
【０００９】
HFI処理は、以下の手順で実行される。
【００１０】
まず、式(1-1)および式(1-2)に示すように、コイル要素i (i=1, 2, 3, …, Nch)により収集されたk空間データK(i)に対してHomodyneフィルタを用いたフィルタ処理fhおよび低周波フィルタ(LPF: low pass filter)flを用いたフィルタ処理がそれぞれ実行され、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)および低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)がそれぞれ生成される。
【００１１】
K(i)*fh→Kh(i) (1-1)
K(i)*fl→Kl(i) (1-2)
次に、式(2-1)および式(2-2)に示すように、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)および低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)をそれぞれ逆高速フーリエ変換(IFFT: inverse Fast Fourier Transform)することによって実空間(R空間)データとして折り返しのある中間画像データVh(i), Vl(i)が生成される。
【００１２】
IFFT(Kh(i))→Vh(i) (2-1)
IFFT(Kl(i))→Vl(i) (2-2)
次に、式(3)によって位相補正処理およびデータ補填処理が実行され、位相補正およびデータ補填後のコイル要素iごとの中間画像データV(i)が生成される。
【００１３】
V(i) = 2・Real part{Vh(i)*Vl(i)/|V1(i)|} (3)
さらに、式(4)に示すように中間画像データV(i)を高速フーリエ変換(FFT: Fast Fourier Transform)して得られるｋ空間データFFT(V(i))と中間画像データV(i)の計算に用いたk空間データK(i)とが重み付け係数αを用いて重み付け加算される。
【００１４】
K(i)=α*FFT(V(i))+(1-α)*K(i) (4)
そして、重み付け加算の結果が、再び中間画像データV(i)を計算するためのk空間データK(i)とされ、k空間での補填処理の精度を向上させるために式(1-1)、式(1-2)、式(2-1)、式(2-2)、式(3)および式(4)で示されるHFI処理が２〜４回程度繰返し実行される。すなわち、位相補正処理およびデータ補填処理、IFFT、重み付け加算処理が繰り返される。
【００１５】
次に、ステップS2において、式(2-1)および式(2-2)で得られたチャンネルごとの中間画像データVh(i), Vl(i)に対して展開処理が実行される。すなわち、式(5-1)および式(5-2)に示すように、Nch個の中間画像データVh(i), Vl(i)をそれぞれ要素とするベクトルとして表される観測信号強度yh, ylおよび各コイル要素iの位置Nptごとの感度を表すNch×Nptの感度行列Sから各位置Nptにおける折り返しのないMR画素値xh, xlがベクトルとして求められる。
【００１６】
xh=(SHS)-1SHyh (5-1)
xl=(SHS)-1SHyl (5-2)
ただし、
yh={Vh(1), Vh(2), …, Vh(Nch)}
yl={Vl(1), Vl(2), …, Vl(Nch)}
xh={Vh_unfold(1), Vh_unfold(2), …, Vh_unfold(Npt)
xl={Vl_unfold(1), Vl_unfold(2), …, Vl_unfold(Npt)}
SH：行列Sの転置共役行列
である。
【００１７】
そして、MR画素値ベクトルxh, xlの要素を加算合成することによって折り返しのない画像データVh_unfold, Vl_unfoldが生成される。
【００１８】
次に、ステップS3において、折り返しのない画像データVh, Vlに対して位相補正処理や歪み補正処理等の画像処理が施される。これにより、表示用の最終画像データが生成される。例えば、式(6)に示すように展開された画像データVh_unfold, Vl_unfoldの位相補正によって最終画像データVfinalが生成される。
【００１９】
Vfinal = 2・Real part{Vh_unfold*Vl_unfold/|V1_unfold|} (6)
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２０】
【特許文献１】特開平８−２９９２９７号公報
【特許文献２】特開２００４−３２９６１３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２１】
しかしながら、PIとHFIとを併用する場合には、k空間での補填処理の精度を向上させるためにチャンネルごとにHFI処理を繰返し実行することが必要となる。このため、HFI処理の回数がチャンネル数×繰返し回数となり、データ処理量およびデータ処理時間が増大するという問題がある。
【００２２】
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、PIとHFIとを併用する場合にデータ処理量またはデータ処理時間を低減させることが可能な磁気共鳴イメージング装置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】
【００２３】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、ｋ空間の高周波側の領域以外の領域における磁気共鳴データを複数のコイルを用いて被検体から収集するデータ収集手段と、前記複数のコイルに対応する磁気共鳴データから得られる折り返しのある複数の画像データに対して前記複数のコイルの感度データを用いた展開処理を実行することによって折り返しのない画像データを生成する展開処理手段と、前記折り返しのない画像データをフーリエ変換して得られる前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを用いてｋ空間におけるデータの複素対称性を利用したハーフフーリエ法によるデータの補填処理、位相補正処理および前記位相補正処理前後の前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データの重み付け加算処理を繰返し実行して表示用の画像データを生成するデータ処理手段とを備えるものである。
【発明の効果】
【００２４】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、PIとHFIとを併用する場合にデータ処理量またはデータ処理時間を低減させることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】図１は、PIおよびHFIを併用する場合における従来のデータ処理の手順を示すフローチャート。
【図２】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。
【図３】図１に示すRFコイルの詳細構成の一例を示す図。
【図４】図３に示す被検体の体表側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。
【図５】図３に示す被検体の背面側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。
【図６】図３に示す被検体の体表側に設けられるコイル要素の別の配置例を示す図。
【図７】図３に示す被検体の背面側に設けられるコイル要素の別の配置例を示す図。
【図８】図２に示すコンピュータの機能ブロック図。
【図９】図２に示す磁気共鳴イメージング装置によりPIおよびHFIを併用して被検体の画像データを取得する際の流れを示すフローチャート。
【図１０】Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データを示す図。
【図１１】低周波フィルタをかけた後のｋ空間データを示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
【００２７】
（構成および機能）
図２は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。
【００２８】
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびRFコイル２４を備えている。
【００２９】
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
【００３０】
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
【００３１】
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
【００３２】
傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。
【００３３】
また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
【００３４】
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
【００３５】
RFコイル２４は、送信器２９および/または受信器３０と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。
【００３６】
図３は図１に示すRFコイル２４の詳細構成の一例を示す図であり、図４は図３に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図、図５は図３に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図である。
【００３７】
図３に示すようにRFコイル２４は、筒状の全身用(WB:whole-body)コイル２４ａとフェーズドアレイコイル２４ｂを備えている。フェーズドアレイコイル２４ｂは、複数のコイル要素２４ｃを備えており、被検体Ｐの体表側と背面側とにそれぞれ複数のコイル要素２４ｃが配置される。
【００３８】
例えば図４に示すように被検体の体表側には、広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。また、図５に示すように被検体の背面側にも同様に広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。背面側では、被検体Ｐの背骨の存在を考慮した感度向上の観点から、体軸付近に他のコイル要素２４ｃよりも小さいコイル要素２４ｃが配置される。
【００３９】
一方、受信器３０は、デュプレクサ３０ａ，アンプ３０ｂ、切換合成器３０ｃおよび受信系回路３０ｄを備えている。デュプレクサ３０ａは、送信器２９、WBコイル２４ａおよびWBコイル２４ａ用のアンプ３０ｂと接続される。アンプ３０ｂは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数だけ設けられ、それぞれ個別に各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａと接続される。切換合成器３０ｃは、単一または複数個設けられ、切換合成器３０ｃの入力側は、複数のアンプ３０ｂを介して複数のコイル要素２４またはWBコイル２４ａと接続される。受信系回路３０ｄは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数以下となるように所望の数だけ設けられ、切換合成器３０ｃの出力側に設けられる。
【００４０】
WBコイル２４ａは、RF信号の送信用のコイルとして用いることができる。また、NMR信号の受信用のコイルとして各コイル要素２４ｃを用いることができる。さらに、WBコイル２４ａを受信用のコイルとして用いることもできる。
【００４１】
このため、デュプレクサ３０ａは、送信器２９から出力された送信用のRF信号をWBコイル２４ａに与える一方、WBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を受信器３０内のアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに与えるように構成されている。また、各コイル要素２４ｃにおいて受信されたNMR信号もそれぞれ対応するアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに出力されるように構成されている。
【００４２】
切換合成器３０ｃは、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換を行って、対応する受信系回路３０ｄに出力するように構成されている。換言すれば、受信系回路３０ｄの数に合わせてコイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換が切換合成器３０ｃにおいて行われ、所望の複数のコイル要素２４ｃを用いて撮影部位に応じた感度分布を形成して様々な撮影部位からのNMR信号を受信できるように構成されている。
【００４３】
ただし、コイル要素２４ｃを設けずに、WBコイル２４ａのみでNMR信号を受信するようにしてもよい。また、切換合成器３０ｃを設けずに、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を直接受信系回路３０ｄに出力するようにしてもよい。さらに、より多くのコイル要素２４ｃを広範囲に亘って配置することもできる。
【００４４】
図６は、図３に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの別の配置例を示す図、図７は図３に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４ｃの別の配置例を示す図である。
【００４５】
図６および図７に示すようにさらに多くのコイル要素２４ｃを被検体Ｐの周囲に配置することができる。図６に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に４列の１６要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイルユニット２４ｄがｚ方向に３つ配置されているため合計４８要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの体表側に設けられることとなる。また、図７に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に８列の３２要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイルユニット２４ｅが背骨側に、図示しない２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイルユニット２４ｆが顎付近に、図示しない１２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイルユニット２４ｇが頭部にそれぞれは位置されるため、合計４６要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの背面側に設けられることとなる。そして、図６およびう図７に示すように被検体Ｐの体表側および背面側に表面個オイル２４ｃを配置すれば、合計９４要素のコイル要素２４ｃが被検体の周囲に配置されることとなる。各コイル要素２４ｃは、図示しないコイルポートを経由してそれぞれ専用のアンプ３０ｂと接続される。
【００４６】
そして、コイル要素２４ｃを多数被検体Ｐの周囲に配置することによって、コイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能な全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを形成することが可能となる。WBコイル２４ａもコイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能であるが、全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを受信用のコイルとして用いれば、より撮影部位に適した感度およびより良好なSNR (signal to noise ratio)でデータを受信することが可能となる。
【００４７】
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびRF信号を発生させる機能を有する。
【００４８】
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波およびA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。
【００４９】
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。
【００５０】
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。
【００５１】
図８は、図２に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
【００５２】
コンピュータ３２は、プログラムにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、ｋ空間データベース４２、HFI処理部４３、再構成処理部４４、展開処理部４５および画像処理部４６として機能する。
【００５３】
撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてPIおよびHFI用の撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。PI用の撮像条件としては、データの収集に用いるコイル要素２４ｃの数や各コイル要素２４ｃと撮像部位を関連付けた情報などがある。HFI用のパルスシーケンスとしてはFASE (fast asymmetric spin echo又はfast advanced spin echo)シーケンスなどがある。
【００５４】
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からのスキャン開始指示情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮像条件を与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けてｋ空間データベース４２に形成されたk空間に配置する機能を有する。
【００５５】
HFI処理部４３は、ｋ空間データベース４２から取得したｋ空間データ並びに展開処理部４５および再構成処理部４４から取得した画像データを用いてHFIにおいて最終画像データを生成するために必要となる処理（HFI処理）を実行する機能を有する。HFI処理には、ｋ空間データに対するフィルタ処理、データのないｋ空間領域にデータを補填する処理、画像データに対する位相補正処理、ｋ空間データの重み付け加算処理などがある。このため、HFI処理部４３には、展開処理部４５および再構成処理部４４から取得した画像データにFFT処理またはフーリエ変換(FT: Fourier Transform)処理を行ってk空間データに変換する機能も備えられる。
【００５６】
再構成処理部４４は、HFI処理部４３から取得したｋ空間データにIFFT処理または逆フーリエ変換(IFT: inverse Fourier Transform)処理を行って実空間データである画像データを再構成する機能を有する。
【００５７】
展開処理部４５は、再構成処理部４４から取得した折り返しのある中間画像データに対して展開処理を施すことによって折り返しのない画像データを生成する機能を有する。そのために、展開処理部４５には、展開処理に必要な各コイル要素２４ｃの感度分布データが保存される。
【００５８】
画像処理部４６は、HFI処理部４３から取得した展開処理およびHFI処理後の画像データに歪み補正処理等の必要な画像処理を施して表示装置３４に表示させる機能を有する。
【００５９】
（動作および作用）
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
【００６０】
図９は、図２に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりPIおよびHFIを併用して被検体Ｐの画像データを取得する際の流れを示すフローチャートである。
【００６１】
まずステップS10において、撮像条件設定部４０において、PIおよびHFI用の撮像条件が設定される。
【００６２】
次にステップS11において、設定された撮像条件に従ってデータ収集が行われる。
【００６３】
すなわち、予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。
【００６４】
そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にスキャン開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮像条件設定部４０から取得したパルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４１から受けたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。
【００６５】
このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより、デジタルデータのNMR信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１はｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。
【００６６】
尚、NMR信号は、複数のコイル要素２４ｃによって受信される。このため、ｋ空間データはコイル要素２４ｃに対応するチャンネルごとに得られる。
【００６７】
次にステップS12において、チャンネルごとにHFI処理の一部であるフィルタ処理が１回実行される。すなわち、HFI処理部４３は、ｋ空間データベース４２からチャンネルごとのｋ空間データを取得してチャンネルごとにフィルタ処理を実行する。
【００６８】
具体的には、HFI処理部４３は、式(7-1)、式(7-2)、式(7-3)に示すように、各コイル要素２４ｃに対応するチャンネルi (i=1, 2, 3, …, Nch)ごとのｋ空間データK(i)に対してHomodyneフィルタを用いたフィルタ処理fh、低周波フィルタを用いたフィルタ処理flおよび０詰めフィルタを用いたフィルタ処理fzをそれぞれ実行し、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)、低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)および０詰めフィルタをかけた後のｋ空間データKz(i)を取得する。
【００６９】
K(i)*fh→Kh(i) (7-1)
K(i)*fl→Kl(i) (7-2)
K(i)*fz→Kz(i) (7-3)
図１０は、Homodyneフィルタをかけた後のｋ空間データKh(i)を示す図であり、図１１は、低周波フィルタをかけた後のｋ空間データKl(i)を示す図である。
【００７０】
図１０(A)および図１１において、縦軸はｋ空間の位相エンコード方向Kpを示し、横軸はｋ空間のリードアウト方向Krを示す。
【００７１】
ｋ空間データK(i)に対してHomodyneフィルタfhを掛けると、図１０(A)に示すように、一方の極側、例えば負側の高周波領域のデータがないｋ空間データKh(i)が得られる。Homodyneフィルタ処理後のｋ空間データKh(i)の信号強度Sのプロファイルは、図１０(B)に示すようにデータの境界部分において滑らかに変化するカーブとなる。一方、ｋ空間データK(i)に対して低周波フィルタflを掛けると、図１１に示すように、低周波領域におけるｋ空間データKl(i)が抽出される。尚、０詰めフィルタfzは、ノイズ領域や無信号領域のように所定の閾値以下の信号値を０とするフィルタである。
【００７２】
次にステップS13において、再構成処理部４４は、式(8-1)、式(8-2)、式(8-3)に示すように、チャンネルiごとの各フィルタ処理後におけるｋ空間データKh(i), Kl(i), Kz(i)にIFFT処理を施す。これにより、折返しのある中間画像データVh(i), Vl(i), Vz(i)が実空間データとして得られる。
【００７３】
IFFT(Kh(i))→Vh(i) (8-1)
IFFT(Kl(i))→Vl(i) (8-2)
IFFT(Kz(i))→Vz(i) (8-3)
次にステップS14において、展開処理部４５は、チャンネルiごとの各フィルタ処理に対応する中間画像データVh(i), Vl(i), Vz(i)を用いて展開処理を実行する。すなわち、式(9-1)、式(9-2)、式(9-3)に示すように、Nch個の中間画像データVh(i), Vl(i), Vz(i)をそれぞれ要素とするベクトルとして表される観測信号強度yh, yl, yzおよび各コイル要素iの位置Nptごとの感度を表すNch×Nptの感度行列Sから各位置Nptにおける折り返しのないMR画素値xh, xl, xzがベクトルとして求められる。
【００７４】
xh=(SHS)-1SHyh (9-1)
xl=(SHS)-1SHyl (9-2)
xz=(SHS)-1SHyz (9-2)
ただし、
yh={Vh(1), Vh(2), …, Vh(Nch)}
yl={Vl(1), Vl(2), …, Vl(Nch)}
yz={Vz(1), Vz(2), …, Vz(Nch)}
xh={Vh_unfold(1), Vh_unfold(2), …, Vh_unfold(Npt)
xl={Vl_unfold(1), Vl_unfold(2), …, Vl_unfold(Npt)}
xz={Vz_unfold(1), Vz_unfold(2), …, Vz_unfold(Npt)}
SH：行列Sの転置共役行列
である。
【００７５】
つまり、HFI処理のフィルタ処理を１回行った後に、折り返しのある中間画像データを再構成し、チャンネルiごとの中間画像データの展開処理が実行される。
【００７６】
さらに、展開処理部４５は、展開処理されたMR画素値ベクトルxh, xlの要素である各位置における画素値を加算合成することによって折り返しのない画像データVh_unfold, Vl_unfold, Vz_unfoldを生成する。
【００７７】
次にステップS15において、FFT処理およびIFFT処理を含むHFI処理が繰返し実行される。すなわち、HFI処理部４３は、展開された画像データVh_unfold, Vl_unfoldを用いて式(10)により位相補正処理およびデータ補填処理を行う。これにより位相補正およびデータ補填後の画像データV_unfoldが得られる。
【００７８】
V_unfold = 2・Real part{Vh_unfold*Vl_unfold/|V1_unfold|} (10)
さらに、ｋ空間におけるデータ補填処理の精度を向上させるために、ｋ空間データのフィルタ処理、フィルタ処理後のｋ空間データのIFFT処理、画像データに基づく位相補正およびデータ補填処理並びにｋ空間データの重み付け加算処理を含むHFI処理が繰返し実行される。そのために、式(11-1)または式(11-2)により、展開された画像データV_unfoldまたは０詰めフィルタfzに対応する展開された画像データVz_unfoldからHFI処理用のｋ空間データK_unfoldが作成される。
【００７９】
K_unfold = FFT(V_unfold) (11-1)
K_unfold = FFT(Vz_unfold) (11-2)
つまり、HFI処理部４３は、展開された画像データV_unfoldまたは０詰めフィルタfzに対応する展開された画像データVz_unfoldをFFTしてｋ空間データに戻す。そして、式(12-1)〜式(12-6)で示すようなHFI処理が１〜４回程度繰り返される。
【００８０】
K_unfold*fh→Kh_unfold (12-1)
K_unfold*fl→Kl_unfold (12-2)
IFFT(Kh_unfold)→Vh_unfold (12-3)
IFFT(Kl_unfold)→Vl_unfold (12-4)
V_unfold = 2・Real part{Vh_unfold*Vl_unfold/|V1_unfold|} (12-5)
K_unfold=α*FFT(V_unfold)+(1-α)*K_unfold (0<α<1) (12-6)
すなわち、HFI処理部４３は、ｋ空間データK_unfoldのフィルタ処理を行い、再構成処理部４４は、フィルタ処理後のｋ空間データKh_unfold, Kl_unfoldをIFFTして画像データVh_unfold, Vl_unfoldを再構成する。次に、HFI処理部４３は、画像データVh_unfold, Vl_unfoldを用いて位相補正処理およびデータ補填処理を実行する。これにより、位相補正およびデータ補填後の画像データV_unfoldが得られる。次に、HFI処理部４３は、画像データV_unfoldをFFTして得られるｋ空間データと画像データV_unfoldの元データとなったｋ空間データK_unfoldとを重み付け加算し、重み付け加算後のｋ空間データを次のHFI処理用のｋ空間データK_unfoldとする。
【００８１】
尚、重み付け加算に用いられる重み係数αは、例えば0.5など必要な精度に応じた値に設定される。重み係数αは、例えば試験またはシミュレーションによって予め適切な値に決定することができる。或いは、HFIの繰返し回数とともに重み係数αをデータ処理条件として入力装置３３の操作によって可変設定できるようにすることもできる。
【００８２】
そして、所望の回数のHFI処理が行われると、式(13)に示すように位相補正およびデータ補填後の画像データV_unfoldが最終画像データVfinalとされる。
【００８３】
Vfinal = V_unfold (13)
次にステップS16において、画像処理部４６は、HFI処理部４３から取得した展開処理およびHFI処理後の最終画像データVfinalに歪み補正処理等の必要な画像処理を施して表示装置３４に表示させる。これによりユーザは、表示装置３４に表示された最終画像データを介して診断を行うことが可能となる。
【００８４】
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、PIとHFIを併用するイメージングにおいて、HFI処理の一部をPIの展開処理後に行うことによって、データ処理量およびデータ処理時間を低減させるようにしたものである。
【００８５】
（効果）
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、最初のフィルタ処理を除くHFI処理の回数をｋ空間におけるデータ補填処理の精度を向上させるための繰返し回数にすることができる。これに対して、従来は、HFI処理の回数がチャンネル数×繰返し回数であった。従って、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、HFI処理の回数を減らすことにより、データ処理量およびデータ処理時間を低減させることができる。または、データ処理量およびデータ処理時間を同程度にしつつ、HFI処理の繰返し回数を増やしてデータ補填精度を向上させることができる。
【００８６】
（変形例）
上述した例では、位相補正処理およびデータ補填処理を画像データに対して行う場合について説明したが、ｋ空間データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行ってもよい。ｋ空間データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行えば、処理が簡易となる。一方、画像データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行えば、精度を向上させることができる。
【００８７】
ｋ空間データに対して位相補正処理およびデータ補填処理を行う場合には、以下の流れでデータ処理が実行される。すなわち、各コイル要素２４ｃに対応するチャンネルiごとに収集された高周波領域を除く部分のｋ空間データk0part(i)が収集される。次にk空間におけるデータの複素対称性を利用した従来のハーフフーリエ法で、ｋ空間データ収集されなかった領域におけるｋ空間データが補填される。これによりｋ空間全体のｋ空間データk0(i)が得られる。
【００８８】
次に、ｋ空間データk0(i)の位相補正処理が実行され、位相補正後のｋ空間データk0(i)_corのIFFTにより折り返しのある中間画像データV0(i)が再構成される。そして、中間画像データV0(i)の展開処理および加算合成処理によって折り返しのない画像データV0_unfoldが作成される。
【００８９】
次に展開後の画像データV0_unfoldをFFTして抽出した高周波領域を除く部分のｋ空間データk0part_unfoldを初期データとして、データ補填処理、位相補正処理、位相補正処理後の高周波領域を除く部分のｋ空間データとデータ補填前のｋ空間データとの重み付け加算処理を含むHFI処理を繰返すことにより、データ補填精度を向上させることができる。
【符号の説明】
【００９０】
２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２４ａ WBコイル
２４ｂ フェーズドアレイコイル
２４ｃ コイル要素
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
４０ 撮像条件設定部
４１ シーケンスコントローラ制御部
４２ ｋ空間データベース
４３ HFI処理部
４４ 再構成処理部
４５ 展開処理部
４６ 画像処理部
Ｐ 被検体
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ｋ空間の高周波側の領域以外の領域における磁気共鳴データを複数のコイルを用いて被検体から収集するデータ収集手段と、
前記複数のコイルに対応する磁気共鳴データから得られる折り返しのある複数の画像データに対して前記複数のコイルの感度データを用いた展開処理を実行することによって折り返しのない画像データを生成する展開処理手段と、
前記折り返しのない画像データをフーリエ変換して得られる前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを用いてｋ空間におけるデータの複素対称性を利用したハーフフーリエ法によるデータの補填処理、位相補正処理および前記位相補正処理前後の前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データの重み付け加算処理を繰返し実行して表示用の画像データを生成するデータ処理手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記データ処理手段は、前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを逆フーリエ変換して得られる画像データに対して前記データの補填処理および前記位相補正処理を実行するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記データ処理手段は、前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データに対して前記データの補填処理および前記位相補正処理を実行するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
ｋ空間の高周波側の領域以外の領域における磁気共鳴データを複数のコイルを用いて被検体から収集するデータ収集手段と、
前記複数のコイルに対応する磁気共鳴データから得られる折り返しのある複数の画像データに対して前記複数のコイルの感度データを用いた展開処理を実行することによって折り返しのない画像データを生成する展開処理手段と、
前記折り返しのない画像データをフーリエ変換して得られる前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを用いてｋ空間におけるデータの複素対称性を利用したハーフフーリエ法によるデータの補填処理、位相補正処理および前記位相補正処理前後の前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データの重み付け加算処理を繰返し実行して表示用の画像データを生成するデータ処理手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記データ処理手段は、前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データを逆フーリエ変換して得られる画像データに対して前記データの補填処理および前記位相補正処理を実行するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記データ処理手段は、前記高周波側の領域以外の領域におけるｋ空間データに対して前記データの補填処理および前記位相補正処理を実行するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【公開番号】特開２０１１−８７７８３（Ｐ２０１１−８７７８３Ａ）
【公開日】平成２３年５月６日（２０１１．５．６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−２４４１４８（Ｐ２００９−２４４１４８）
【出願日】平成２１年１０月２３日（２００９．１０．２３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年５月６日（２０１１．５．６）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年１０月２３日（２００９．１０．２３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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