(57)【要約】【課題】プロペラＭＲＩ法に関して、１つのブロックで取得するエコー数を低減しても折り返しアーチファクトを生ずることなく撮影時間の短縮を図り、かつ、演算量を低減して高速演算を可能とすることにより、全体として高速イメージングを可能とする。【解決手段】静磁場中に置かれた被検体にＲＦパルスを照射するとともに、一連の傾斜磁場を印加し、誘導された核磁気共鳴信号（エコー信号）を少なくとも２個以上のＲＦ受信コイルからなるマルチプルＲＦ受信コイルを用いてエコー信号を受信する核磁気共鳴イメージング装置において、プロペラＭＲＩ法の１ブロックあたりのエコー数を減じて取得したエコー信号群に対してパラレルＭＲＩ法を適用し、折り返しアーチファクトを除去して得られた再構成画像を逆フーリエ変換して当該ブロックに対応する計測空間上のエコー信号群に戻した後、このエコー信号群を任意に定めた画像用の座標系に再配置して合成する処理を、全ブロックのエコー信号群に対して行い、画像用の座標系における合成後のエコー信号群を用いて最終画像を再構成する。【選択図】      図１
2004344183.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、前記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて画像再構成の演算を行う信号処理手段と、前記エコー信号を受信するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
（１−１）前記エコー信号受信手段は２以上の高周波受信コイルユニットを組み合わせて成るマルチプル高周波受信コイルを備え、
（１−２）前記信号処理手段は前記マルチプル高周波受信コイルで受信したエコー信号群に対して、前記高周波受信コイルユニットの感度分布データに基づいてパラレルイメージング法を適用して再構成画像上の折り返しアーチファクトを除去する手段を備え、
（１−３）前記パルスシーケンス制御手段は、ブロック間の回転角と１ブロックあたりのエコー数と前記エコー信号の取得間隔を可変にできるプロペラサンプリング法に基づくパルスシーケンスを実行する手段を備え、
（１−４）前記プロペラサンプリング法の１ブロックあたりのエコー数を減じて前記マルチプル高周波受信コイルで受信した前記エコー信号群に内在する前記再構成画像上の折り返しアーチファクトを前記パラレルイメージング法によって除去する手段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２】
請求項１に於いて、前記信号処理手段は、任意の計測空間上の前記エコー信号群のデータを別の計測空間上へ再配置する再配置手段を備え、（２−１）前記ブロック毎に、
（２−１−１）前記折り返しアーチファクトを除去して得られた前記再構成画像を逆フーリエ変換して当該ブロックに対応する計測空間上のエコー信号群に戻（２−１−２）（２−１−１）のエコー信号群を前記再配置手段により任意の同一計測空間の座標系に再配置し、
（２−２）全ブロックに関する（２−１−２）の同一計測空間の座標系に再配置されたエコー信号群を、この同一計測空間の座標系で合成し、
（２−３）（２−２）の合成後のエコー信号群を前記画像再構成用のデータとする手段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３】
請求項２に於いて、任意の前記ブロックにおいて前記感度分布データ用のエコー信号群を取得し、当該エコー信号群から当該ブロックの座標系における前記感度分布データを作成する手段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４】
請求項２に於いて、前記ブロック毎に、
（４−１）当該ブロックに対応する前記計測空間を少なくとも２以上の空間周波数領域に分割し、
（４−２）分割した空間周波数領域のうち、低空間周波数領域で取得するエコー信号群には、第１の位相エンコードステップを適用し、
（４−３）分割した空間周波数領域のうち、高空間周波数領域で取得するエコー信号群には、第１の位相エンコードステップよりも大きい、第２の位相エンコードステップを適用し、
（４−４）前記低空間周波数領域のエコー信号群を抽出して当該ブロックの座標系における前記感度分布データとし、
（４−５）当該ブロックの全エコー信号群の中から前記第２の位相エンコードステップに対応するエコー信号群を選択して前記画像再構成用のデータとする手段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５】
請求項３または請求項４に於いて、
（５−１）少なくとも１以上の前記ブロックにおける前記感度分布データ用のエコー信号群を取得し、当該感度分布データ用のエコー信号群のみを用いて当該ブロックおける前記感度分布データを作成し、
（５−２）他のブロックにおける前記感度分布データは、（５−１）のブロックにおいて求められた前記感度分布データを当該他のブロックの回転角に応じて座標系を再配置して作成する手段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６】
請求項３または請求項４において、
（６−１）前記ブロック毎に取得した前記感度分布データ用のエコー信号群を、任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（６−２）（６−１）の同一計測空間の座標系で合成したエコー信号群を前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻し、
（６−３）（６−２）の前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻されたエコー信号群を当該ブロック毎の前記感度分布データ用のエコー信号群とする手段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７】
請求項３または請求項４において、
（７−１）前記ブロック毎に取得した前記感度分布データ用のエコー信号群を、任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（７−２）（７−１）の同一計測空間の座標系で合成したエコー信号群を２次元フーリエ変換して前記感度分布データを求め、
（７−３）（７−２）の感度分布データを前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻すことによって当該ブロック毎の感度  分布データとする手段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８】
請求項３または請求項４において、
（８−１）前記ブロック毎に取得したエコー信号群のうち前記低空間周波数領域のエコー信号群を任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（８−２）（８−１）の同一計測空間の座標系で合成したエコー信号群を、前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻し、
（８−３）（８−２）の前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻されたエコー信号群を当該ブロック毎の前記感度分布データ用のエコー信号群とする手段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９】
請求項３または請求項４において、
（９−１）前記ブロック毎に取得したエコー信号群のうち前記低空間周波数領域のエコー信号群を任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（９−２）（９−１）の同一計測空間の座標系で合成されたエコー信号群を、２次元フーリエ変換して前記感度分布データを求め、
（９−３）（９−２）の感度分布データを前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻すことによって当該ブロック毎の感度分布データとする手段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１０】
請求項２に於いて、任意の前記ブロックに関する過去に取得したエコー信号群を、当該ブロックで新たに取得したエコー信号群で置き換えた後に画像再構成することにより、同一断面の時間的に連続な撮影を行う手段を備えた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】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ装置」という）に関し、特にプロペラサンプリング法と複数の高周波受信コイルを用いたパラレルイメージング法とを組み合わせて、撮影時間と画像再構成時間を短縮する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置では、撮影中に被検体が動いた場合、その影響は画像全体に及び、位相エンコード方向に画像が流れた様なアーチファクト  （以下、「体動アーチファクト」と呼ぶ）  が生じる。これは、一般的に計測空間（いわゆる「ｋ−空間」といわれる空間）上の各格子点のエコー信号をサンプリングするに際し、周波数エンコード方向に平行なサンプリングを位相エンコード方向に繰り返す（以下、「直交系（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ）サンプリング法」という）為である。
【０００３】
この直交系（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ）サンプリング法に対して、非直交系（Ｎｏｎ−ｃａｒｔｅｓｉａｎ）サンプリングと呼ばれる手法があり、ラディアルサンプリング法（非特許文献１）、プロペラサンプリング法（非特許文献２）がその一例である。これらは高速に撮影を行うことができるため、体動アーチファクトを低減することができ、リアルタイムイメージングや高速に拍動する心臓撮影に適用されつつある。
【０００４】
ラディアルサンプリング法は、計測空間の略一点を回転中心として回転角を変えながら放射状にサンプリングを行い、一枚の画像再構成に必要なエコー信号を得る技術である。ラディアルサンプリング法を用いて撮影を行った場合、放射状にサンプリングを行うことから、体動アーチファクトが画像の周辺に散らばる（つまり、注目すべき視野の外側へ出る）ため、他の一般的サンプリング法の撮影と比較して体動アーチファクトが目立たなくなり、体動に対してロバストといわれている。
【０００５】
プロペラサンプリング法は、ラディアルサンプリング法に位相エンコードの概念を適用した手法である。このプロペラサンプリング法では、全計測を複数のブロックに分割し、各ブロックを異なる計測空間の回転角で計測する。各ブロック内では、１つの回転角に対して、通常計測の場合と同様に位相エンコードパルスを付加して複数のエコー信号を取得し、これを回転角毎に繰り返して一枚の画像再構成に必要な全てのエコー信号を取得する。このようにプロペラサンプリング法では、計測空間の低空間周波数領域を重複して計測するため、体動による信号の変動を抽出でき体動補正が可能となるとの報告（非特許文献２）もある。
【０００６】
また、ＭＲＩ装置における撮影時間短縮の手法として、パラレルイメージング法が公知（非特許文献３）である。パラレルイメージング法では、局所的で不均一な感度分布を有する複数の高周波受信コイルを組み合わせて成るマルチプル高周波受信コイルを用いて、再構成画像上に生じた折り返しアーチファクトを除去する手法であり、一枚の画像再構成に必要なエコー数を低減できることから、パルスシーケンスの繰り返し回数を減らせ、撮影時間を短縮することが可能である。
【０００７】
さらなる高速化を実現するために、非直交系サンプリング法の一種であるスパイラルサンプリング法とパラレルイメージング法を融合する例も公知（非特許文献４）である。スパイラルサンプリング法では、計測空間の略一点を中心として螺旋状にサンプリングを行い、一枚の画像再構成に必要なエコー信号を得る。
【０００８】
【非特許文献１】
Ｇ．Ｈ．Ｇｌｏｖｅｒ  ｅｔ．ａｌ．，Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  ｆｏｒ  Ｒｅｄｕｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｍｏｔｉｏｎ  Ｅｆｆｅｃｔｓ  ｉｎ  ＭＲＩ，Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ２８：２７５−２８９  （１９９２）
【０００９】
【非特許文献２】
Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ４２：９６３−９６９，１９９９，  Ｊａｍｅｓ  Ｇ．Ｐｉｐｅ，Ｍｏｔｉｏｎ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  Ｗｉｔｈ  ＰＲＯＰＥＬＬＥＲ  ＭＲＩ：Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  ｔｏ  Ｈｅａｄ  Ｍｏｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｆｒｅｅ−Ｂｒｅａｔｈｉｎｇ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｉｍａｇｉｎｇ
【００１０】
【非特許文献３】
Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ３０：１４２−１４５，１９９３，Ｊ．Ｂ．Ｒａ，Ｃ．Ｙ．Ｒｉｍ，Ｆａｓｔ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｕｓｉｎｇ  Ｓｕｂｅｎｃｏｄｉｎｇ  Ｄａｔａ  Ｓｅｔｓ  ｆｒｏｍ  Ｍｕｌｔｉｐｌｅ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ
【００１１】
【非特許文献４】
Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ４６：６３８−６５１，２００１，Ｋｌａａｓ  Ｐ．Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ，  Ｍａｒｋｕｓ  Ｗｅｉｇｅｒ，Ｐｅｔｅｒ  Ｂｏ¨ｒｎｅｒｔ，ａｎｄ  Ｐｅｔｅｒ  Ｂｏｅｓｉｇｅｒ，Ａｄｖａｎｃｅｓ  ｉｎ  Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  Ｗｉｔｈ  Ａｒｂｉｔｒａｒｙ  ｋ−Ｓｐａｃｅ  Ｔｒａｊｅｃｔｏｒｉｅｓ
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
以上のような非直交サンプリング法にパラレルイメージング法を適用する場合、一般化した折り返しの展開アルゴリズムによる折り返しアーチファクトの除去が必要であり、そのため演算時間が非常に長くなる。
【００１３】
さらに、非直交系サンプリング法で取得されたエコー信号データには、グリッディングと呼ばれる非直交系サンプリングデータを直交系サンプリングデータに変換する補間処理を実施した後、２次元／３次元高速フーリエ変換して画像を再構成する必要がある。このため、グリッディング処理にも多くの時間が必要である。
【００１４】
以上のことから、非直交サンプリング法に一般化したパラレルイメージングを適用すると、計測は早くなるが演算が遅くなり、結果としてリアルタイム撮影が実現できない。あるいは、演算速度を上げようとすると、非常に高性能なコンピュータを導入する必要があるため、コストパフォーマンスが低下する。
【００１５】
また、プロペラサンプリング法では、ラディアルサンプリング法と比較して、１つの回転角すなわち各ブロックで異なる位相エンコード量を印加して複数のエコー信号を取得するため、１枚の画像再構成に必要な全てのエコー信号を取得するための時間が延長する。この時間延長により、画像に被検体の動きによる体動アーチファクトが混入したり、リアルタイム性が低下する。
【００１６】
そこで、本発明は、プロペラサンプリング法に関して、１つのブロックで取得するエコー数を低減しても折り返しアーチファクトを生ずることなく撮影時間の短縮を図り、かつ、演算量を低減して高速演算を可能とすることにより、全体として高速イメージングを可能とすることを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決するために、本発明は次の様に構成される。
（１）被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、前記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて画像再構成の演算を行う信号処理手段と、前記エコー信号を受信するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
（１−１）前記エコー信号受信手段は２以上の高周波受信コイルユニットを組み合わせて成るマルチプル高周波受信コイルを備え、
（１−２）前記信号処理手段は前記マルチプル高周波受信コイルで受信したエコー信号群に対して、前記高周波受信コイルユニットの感度分布データに基づいてパラレルイメージング法を適用して再構成画像上の折り返しアーチファクトを除去する手段を備え、
（１−３）前記パルスシーケンス制御手段は、ブロック間の回転角と１ブロックあたりのエコー数と前記エコー信号の取得間隔を可変にできるプロペラサンプリング法に基づくパルスシーケンスを実行する手段を備え、
（１−４）前記プロペラサンプリング法の１ブロックあたりのエコー数を減じて前記マルチプル高周波受信コイルで受信した前記エコー信号群に内在する前記再構成画像上の折り返しアーチファクトを前記パラレルイメージング法によって除去する手段を備える。
【００１８】
（２）好ましくは、（１）に於いて、前記信号処理手段は、任意の計測空間上の前記エコー信号群のデータを別の計測空間上へ再配置する再配置手段を備え、
（２−１）前記ブロック毎に、
（２−１−１）前記折り返しアーチファクトを除去して得られた前記再構成画像を逆フーリエ変換して当該ブロックに対応する計測空間上のエコー信号群に戻し、
（２−１−２）（２−１−１）のエコー信号群を前記再配置手段により任意の同一計測空間の座標系に再配置し、
（２−２）    全ブロックに関する（２−１−２）の同一計測空間の座標系に再配置されたエコー信号群を、この同一計測空間の座標系で合成し、
（２−３）    （２−２）の合成後のエコー信号群を前記画像再構成用のデータとする手段を備える。
【００１９】
（３）また好ましくは、（２）に於いて、任意の前記ブロックにおいて前記感度分布データ用のエコー信号群を取得し、当該エコー信号群から当該ブロックの座標系における前記感度分布データを作成する手段を備える。
【００２０】
（４）また好ましくは、（２）に於いて、ブロック毎に、
（４−１）当該ブロックに対応する前記計測空間を少なくとも２以上の空間周波数領域に分割し、
（４−２）分割した空間周波数領域のうち、低空間周波数領域で取得するエコー信号群には、第１の位相エンコードステップを適用し、
（４−３）分割した空間周波数領域のうち、高空間周波数領域で取得するエコー信号群には、第１の位相エンコードステップよりも大きい、第２の位相エンコードステップを適用し、
（４−４）前記低空間周波数領域のエコー信号群を抽出して当該ブロックの座標系における前記感度分布データとし、
（４−５）当該ブロックの全エコー信号群の中から前記第２の位相エンコードステップに対応するエコー信号群を選択して前記画像再構成用のデータとする手段を備える。
【００２１】
（５）また好ましくは、（３）または（４）に於いて、
（５−１）少なくとも１以上の前記ブロックにおける前記感度分布データ用のエコー信号群を取得し、当該感度分布データ用のエコー信号群のみを用いて当該ブロックおける前記感度分布データを作成し、
（５−２）他のブロックにおける前記感度分布データは、（５−１）のブロックにおいて求められた前記感度分布データを当該他のブロックの回転角に応じて座標系を再配置して作成する手段を備える。
【００２２】
（６）また好ましくは、（３）または（４）に於いて、
（６−１）前記ブロック毎に取得した前記感度分布データ用のエコー信号群を、任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（６−２）（６−１）の同一計測空間の座標系で合成したエコー信号群を前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻し、
（６−３）（６−２）の前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻されたエコー信号群を当該ブロック毎の前記感度分布データ用のエコー信号群とする手段を備える。
【００２３】
（７）また好ましくは、（３）または（４）に於いて、
（７−１）前記ブロック毎に取得した前記感度分布データ用のエコー信号群を、任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（７−２）（７−１）の同一計測空間の座標系で合成したエコー信号群を２次元フーリエ変換して前記感度分布データを求め、
（７−３）（７−２）の感度分布データを前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻すことによって当該ブロック毎の感度分布データとする手段を備える。
【００２４】
（８）また好ましくは、（３）または（４）に於いて、
（８−１）前記ブロック毎に取得したエコー信号群のうち前記低空間周波数領域のエコー信号群を任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（８−２）（８−１）の同一計測空間の座標系で合成したエコー信号群を、前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻し、
（８−３）（８−２）の前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻されたエコー信号群を当該ブロック毎の前記感度分布データ用のエコー信号群とする手段を備える。
【００２５】
（９）また好ましくは、（３）または（４）に於いて、
（９−１）前記ブロック毎に取得したエコー信号群のうち前記低空間周波数領域のエコー信号群を任意の同一計測空間の座標系に再配置して合成し、
（９−２）（９−１）の同一計測空間の座標系で合成されたエコー信号群を、２次元フーリエ変換して前記感度分布データを求め、
（９−３）（９−２）の感度分布データを前記ブロック毎の座標系に応じて再度配置して戻すことによって当該ブロック毎の感度分布データとする手段を備える。
【００２６】
（１０）また好ましくは、（２）に於いて、任意の前記ブロックに関する過去に取得したエコー信号群を、当該ブロックで新たに取得したエコー信号群で置き換えた後に前記最終画像を再構成することにより、同一断面の時間的に連続な撮影を行う手段を備える。
【００２７】
以上の手段を備えることにより、プロペラサンプリング法にパラレルイメージング法を適用して、１つのブロックで取得するエコー数を低減し、撮影時間の短縮を図り、かつ、高速演算が可能になる。
【００２８】
【発明の実施の形態】
図４は本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図４に示すように、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて構成される。
【００２９】
静磁場発生系２は、被検体１の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
【００３０】
傾斜磁場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｒを被検体１に印加する。より具体的には、Ｘ，Ｙ，Ｚのいずれかの１方向にスライス傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体９に対するスライス面を設定し、残り２つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｒ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
【００３１】
シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。
【００３２】
送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにＲＦパルスを照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成る。高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波（ＲＦパルス）が被検体１に照射される。
【００３３】
受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起される被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。
【００３４】
信号処理系７は、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを有し、受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。
なお、図４において、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ，１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生系２の静磁場空間内に設置されている。
【００３５】
上記の様なＭＲＩ装置の撮影対象スピン種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮影する。
【００３６】
次に、撮影方法を説明する。図５は直交系サンプリング法のグラディエントエコーパルスシーケンスである。図５のＲＦ，Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｒ，Ａ／Ｄ，ｅｃｈｏはそれぞれ、ＲＦパルス，スライス傾斜磁場，位相エンコード傾斜磁場，周波数エンコード傾斜磁場，ＡＤ変換，エコー信号を表し、５０１は高周波パルス，５０２はスライス傾斜磁場パルス、５０３は位相エンコード傾斜磁場パルス、５０４は周波数エンコード傾斜磁場パルス、５０５はサンプリングウインド、５０６はエコー信号、５０７は繰り返し時間（５０１の間隔）である。
【００３７】
ＭＲＩでは、繰り返し５０７毎に位相エンコード傾斜磁場パルス５０３の量（＝傾斜磁場パルス波形と時間軸との囲む面積）を変えて異なる位相エンコード量を与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号５０６を検出する。この操作を位相エンコードの数だけ繰り返し、画像取得時間５０８で１枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。位相エンコードの数は通常１枚の画像あたり６４，１２８，２５６，５１２等の値が選ばれる。各エコー信号は通常１２８，２５６，５１２，１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを２次元フーリエ変換して１枚のＭＲ画像を作成する。
【００３８】
図５のパルスシーケンスを用いてサンプリングしたエコーを計測空間に配置した結果を図８（ａ）に示す。図８（ａ）では、５０７を１２回繰り返し、それぞれ５０６−１〜５０６−ｃのエコー信号を取得した場合であり、エコー信号の沿え字の順序は、エコー信号を取得した時間（繰り返し５０７の回数）の順序と対応する。すなわち、沿え字の番号の小さいものは、エコー信号を取得した時間が早く、番号の大きなものは、エコー信号を取得した時間が遅い（以下、本文中の記述は全て同様である）。図８（ａ）では、エコー信号群５０６−１〜５０６−ｃは、計測空間８０１のＫｙ方向に上から順番に配置されるようにパルスシーケンスを実行して取得した場合である。
【００３９】
次に、ラディアルサンプリング法（以下、「ラディアルＭＲＩ法」という）を用いたグラディエントパルスシーケンスを図６に示す。図５で示した直交系サンプリング法との違いは、位相エンコード傾斜磁場の軸Ｇｐにも周波数エンコード傾斜磁場と同様の傾斜磁場６０１を印加することと、パルスシーケンスの各繰り返し５０７でＧｐ，Ｇｒ軸に印加する傾斜磁場６０１，６０２の振幅を変えることである。パルスシーケンスの各繰り返し５０７で異なる量の６０１，６０２の振幅を用いることで、計測空間の略一点を中心として放射状に回転したデータを取得できる。
【００４０】
通常、ラディアルＭＲＩ法で取得したデータは、計測空間の規則正しい格子座標にはのらない。そこで、サンプリングしたデータから補間処理を用いて、規則正しい格子座標上のデータを作成するグリッディング処理が必要である。図６のパルスシーケンスを用いてサンプリングしたエコー信号を計測空間に配置した結果を図８（ｂ）に示す。図８（ｂ）は、５０７を１２回繰り返し、それぞれ６０３−１〜６０３−ｃのエコー信号を取得した場合である。この場合、計測空間を均等に埋めるために必要な回転Δθ（８０２）は、
Δθ＝π／１２                                                                    （１）
であり、このようなサンプリングを行うため、Ｇｐ，Ｇｒ軸の傾斜磁場出力ＧＰ，ＧＲは、直交系サンプリング法で用いる周波数エンコード傾斜磁場の出力をＧ、繰り返し番号をｎ（１≦ｎ≦１２）とした時、
ＧＰ＝Ｇ×ｓｉｎ（Δθ×（ｎ−１））                                            （２）
ＧＲ＝Ｇ×ｃｏｓ（Δθ×（ｎ−１））                                            （３）
である。ラディアルＭＲＩ法のメリットは、直交系サンプリング法の場合と比較して、少ないエコー数でも分解能が良いことと、ゴーストアーチファクトが発生しにくいことである。また、撮影時の回転角を調整することで、被検体の体動による画質への影響を少なくできる。
【００４１】
ここで、計測空間８０１へのデータの配置について述べる。図８（ｃ）は、非直交系サンプリング法で取得したデータを、グリッディング処理して計測空間に配置した場合の模式図である。計測空間８０１は、図８（ｃ）の黒丸で示すように規則正しい格子点の座標を有する。しかし、非直交系サンプリングで取得したデータは８０３−１〜８０３−３の様に計測空間に対して異なる軌跡（座標）を通るので、白丸で示すサンプリングされたデータは計測空間の格子点座標（図８（ｃ）中の黒丸）と一致しない。グリッディング処理では、これらサンプリングされたデータ（図８（ｃ）中の白丸）を用いて、補間処理により規則正しい格子点座標（図８（ｃ）中の黒丸）にデータを再配置することをいう。なお、グリッディング処理は、例えばＳｉｎｃ関数やＫａｉｓｅｒ−Ｂｅｓｓｅｌ関数の補間用関数を用いて行う（非特許文献５）。
【非特許文献５】
Ｊ．Ｉ  Ｊａｃｋｓｏｎ  ｅｔ．ａｌ．，Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ａ  Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  Ｆｏｕｒｉｅｒ  Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  Ｕｓｉｎｇ  Ｇｒｉｄｄｉｎｇ，ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．Ｍｅｄ．Ｉｍａｇｉｎｇ，ｖｏｌ．１０，ｐｐ．４７３−４７８，１９９１
【００４２】
さらに、ラディアルＭＲＩ法に位相エンコードを付加した、プロペラサンプリング法（以下、「プロペラＭＲＩ法」という）を用いたグラディエントエコーパルスシーケンスを図７に示す。図７では、計測を４つのブロック７０１〜７０４に分割し、それぞれのブロック内で５個のエコー信号を取得した場合である。図６の場合との違いは、ブロック７０１〜７０４毎に異なる計測空間上の回転角となるように、傾斜磁場出力を設定し、それぞれのブロック７０１〜７０４内では、位相エンコードパルスを付加していることである。図７では、回転角度に応じて出力が変化する傾斜磁場ブロック７０７と、７０７の出力前に更に位相エンコード量を付加して出力するブロック７０６とで構成される。
【００４３】
このようにして取得したエコー信号を、計測空間に配置した結果を、図８（ｄ）に示す。この場合では、各ブロック７０１〜７０４毎に、角度８０４で回転し、それぞれのブロック内では位相エンコード量が異なる５個のエコー信号を取得している。
【００４４】
次に、取得するエコー信号と、画像の折り返しを説明する。図２（ａ）は、図５のパルスシーケンスを実行して取得したエコー信号を計測空間２０１に配置したものであり、２０１をフーリエ変換した画像が２０２である。これに対し、付加する位相エンコードパルス５０３を２倍のステップで実行し、エコー信号を半分だけ取得したのが図２（ｂ）である。この場合、計測空間２０４は１ラインおきに配置される（２０４内の実線が計測したエコー信号、点線が計測しなかったエコー信号をそれぞれ表す）。この場合、取得したエコー信号が１ラインおきであることから、計測したエコー信号のラインのみを有効とし、計測空間を半分の大きさに減少したのが２０５であり、この減少した計測空間２０５をフーリエ変換した画像が２０６となる。
【００４５】
この場合、撮影時の空間分解能が同じまま、再構成マトリクスが半分になったことから、画像２０６には折り返しのアーチファクトが発生する。この折り返しアーチファクトは、図２（ａ）の全てのエコー信号を取得した場合の画像２０２のうち、点線で区切られた領域の上側部分２０３−１と、下側部分２０３−２を重ね合わせたものと同様であると考えることができる。このように、ＭＲＩ装置では、取得するエコー数を間引いて計測を行った場合、画像にはその間引きステップに応じた折り返しアーチファクトが発生することが知られている。以下、折り返しアーチファクトの発生した画像を折り返し画像と呼ぶ。
【００４６】
この折り返し画像を、高周波受信コイルユニット（以下、「ＲＦ受信コイル」という）の感度分布データを用いて展開する手法がパラレルイメージング法（以下、「パラレルＭＲＩ法」という）である。図２（ｃ）は２個のＲＦ受信コイルを用いた場合のパラレルＭＲＩ法の信号処理である。パラレルＭＲＩ法では、各ＲＦ受信コイルで折り返し画像２０６−１，２０６−２を取得し、各ＲＦ受信コイルの感度分布データ２０７−１，２０７−２を用いて、行列演算２０８を行い、折り返しアーチファクトの無い画像２０９を得る。ここで、感度分布データ２０７と折り返し画像２０６の沿え字はＲＦ受信コイルの番号を表す。パラレルＭＲＩ法を安定に行うためには、使用する各ＲＦ受信コイルの感度分布は、折り返しの発生した方向（位相エンコード方向）に異なっている必要がある（図２ではｙ方向）。
【００４７】
一般的に、各ＲＦ受信コイルの感度分布データ２０７−１，２０７−２は、画像取得のためのパルスシーケンスに先立ち、専用のパルスシーケンスを実行して作成する。或いは、画像取得のためのパルスシーケンスを利用し、計測空間の低空間周波数領域を計測する時点の位相エンコードステップを密にし、この低空間周波数領域のエコー信号を用いて作成しても良い（プロペラＭＲＩ法に適用した場合は後述する）。一般的にコイルの感度分布は空間的に穏やかに変動するので、低空間周波数領域のエコー信号データのみで十分であり、逆にその方が高空間周波数領域のデータまで考慮することによるノイズの混入を防止でき、感度分布データのＳ／Ｎ比を向上できるので好都合である。ただし、この場合は、専用パルスシーケンスを用いた場合と比較して、画像取得のためのパルスシーケンスで取得するエコー数が増加するため、撮影時間は延長する。
【００４８】
以上の、プロペラＭＲＩ法とパラレルＭＲＩ法の原理を踏まえて、本発明の第１の実施例を図１，図３を用いて説明する。
本実施例では、４つのブロックで計測を行うプロペラＭＲＩ法の場合を説明する。図３（ａ）は、４つのブロック７０１〜７０４内で、それぞれ１０個のエコー信号を取得する、通常のプロペラＭＲＩ法の場合である。これに対し図３（ｂ）は、それぞれのブロック内で付加する位相エンコード傾斜磁場強度を図３（ａ）の２倍に設定し、エコー信号数を半分（５個）だけ取得した場合である。図の実線は計測したエコー信号、点線は計測しないエコー信号の位置に対応する。
【００４９】
このように計測を行った場合、画像には折り返しアーチファクトが発生するが、プロペラＭＲＩ法ではブロック毎に計測空間の角度が異なるため、折り返しアーチファクトは図２（ｂ）のように単純な形状とはならない。そこで、本発明ではそれぞれのブロック７０１〜７０４を別々に取り出し計測空間を図３（ｃ）〜（ｆ）の様に分割して考える。通常、プロペラＭＲＩ法で取得したデータは、画像再構成のため最終的な座標系である任意の計測空間（図３の場合では３０１である。以下、この様な座標系を「画像用の座標系」という）にグリッディング処理される。
【００５０】
本発明では、グリッディング処理を行わず、それぞれ異なる座標系３０１〜３０４のままフーリエ変換を行う（図３の３０１と３０３，３０２と３０４は９０°ずれている）。これにより、それぞれの座標系で作成された折り返し画像３０５〜３０８ができる。これら画像は、最終的な画像の座標系（図３の場合は３０５）に対して計測空間３０１〜３０４の関係と同様に回転した形状となる。このように、ブロック毎のデータを別々の座標系を用いて再構成することで、グリッディング処理を行うことなく各ブロックの折り返し画像３０５〜３０８を得る。
【００５１】
次に、分割した折り返し画像３０５〜３０８の再構成処理を図１に示す。図１では、図２（ｃ）と同様に、２個のＲＦ受信コイルを用いて撮影を行った場合の処理であり、ＲＦ受信コイルの感度分布データ１０１〜１０４及び折り返し画像３０５〜３０８の沿え字は、ＲＦ受信コイルの番号を表す。このとき、１番目のブロック７０１の回転角に応じて取得した第１の座標系での各ＲＦ受信コイルの感度分布データ１０１−１，１０１−２を用いて、７０１で取得した折り返し画像３０５−１，３０５−２を行列演算処理２０８−１し、折り返しの無い画像１０５を得る。次いで、逆フーリエ変換１０９−１によってパラレルＭＲＩ法の再構成を行った、第１の座標系での計測空間データ１１０を得る。
【００５２】
同様に、他のブロック７０２〜７０４で取得した折り返し画像３０６〜３０８についても、それぞれのブロックの座標系に対応したＲＦ受信コイルの感度分布データ１０２〜１０４を用いて行列演算処理２０８を行って折り返しの無い画像１０６〜１０８を得た後、逆フーリエ変換１０９−２〜１０９−４を行い、それぞれのブロックの座標系での計測空間データ１１１〜１１３を作成する。
【００５３】
これらの計測空間データ１１０〜１１３は、当然であるが座標系３０１〜３０４にそれぞれ対応しており、１１０〜１１３は互いに異なる座標系である。
【００５４】
このようにして作成したそれぞれの座標系での計測空間データ１１０〜１１３は、グリッディング処理１１４−１〜１１４−４を行い、最終的な画像用の座標系（図１では、第１の座標系３０１と同じであるが、必ずしも同じである必要は無い）に配置され、信号結合処理１１５によって画像用の座標系１１６上で合成（加算または加算平均等の処理）される。最終画像１１８は、この画像用の座標系１１６をフーリエ変換１１７して得る。
【００５５】
本実施例の説明では、ブロック７０１〜７０４の回転角に応じた各計測空間上で、グリッディング処理せずに、パラレルＭＲＩ法による画像再構成を行っている。これは、グリッディング処理後の計測空間に対して一般的化アルゴリズムを使って折り返しの除去を行う従来の方法と比較して、グリッディング処理前の計測空間でそれぞれ折り返しの除去を行うので一般化アルゴリズムが不要となり、かつ、パラレルＭＲＩ法の再構成に補間が必要無いこととあわせて、計算量が大幅に低減される。
【００５６】
本発明を処理の観点から説明すると、図１０の様になる。図１０（ａ）は従来技術のプロペラＭＲＩ法とパラレルＭＲＩ法の融合の例である。この場合、エコー信号計測１２１〜１２４を行って各ブロック７０１〜７０４で取得したそれぞれの座標系のエコー信号データを、画像用の座標系にグリッディング処理１２５した後にフーリエ変換１２６して折り返し画像を得て、一般化パラレルＭＲＩ法の折り返し展開処理１２７を行う。
【００５７】
これに対し、図１０（ｂ）の本発明では、それぞれのブロック７０１〜７０４で取得したエコー信号データを、それぞれの座標系でフーリエ変換１２８−１〜１２８−４して折り返し画像を作成した後、それぞれの座標系でパラレルＭＲＩ法の折り返し除去２０８−１〜２０８−４を行って折り返しの無い画像を得て、それらを逆フーリエ変換１０９−１〜１０９−４してそれぞれの座標系での計測空間データとする。最終画像は、それぞれの座標系で作成した計測空間データを、画像用の座標系にグリッディング処理１１４−１〜１１４−４した後、信号結合処理１１５によって画像用の座標系での最終的な計測空間データを作成して、それをフーリエ変換１２６する。
【００５８】
さらに、本発明の方法では、ブロック７０１〜７０４毎にパラレルＭＲＩ法の再構成処理が独立であるため、ブロック内のエコー信号データを取得した時点で、そのブロックの画像再構成処理を開始できるので、リアルタイム再構成が可能である。図１１は、プロペラＭＲＩ法を用いた連続撮影に本発明を適用した場合である。図１１の例では、４つのブロック７０１〜７０４から成るプロペラＭＲＩ法を、連続的に実行する場合であり、横方向が時間経過を表す。図１１（ａ）は従来法に基づいた手順であり、図１１（ｂ）が本発明に基づいた手順である。
【００５９】
図１１（ａ）の従来法では、パルスシーケンスは時間間隔１３０−１にて、１枚目の画像用のデータを取得し、次いで時間間隔１３０−２で２枚目の画像用のデータを取得、以降、連続的に複数枚の画像を取得する。このとき、計測は第１のブロックから始まり、第４のブロックまで取得した後に、第１のブロック（但し、２枚目の画像用）に戻りこれを繰り返す。この従来法では、４つのブロック全てのデータ７０１〜７０４を取得した後にグリッディング処理１２５を行い、一般化パラレル展開１３１（内部の処理は、１２６と１２７を行う）しているため、時間間隔１３０毎に画像が作成される。
【００６０】
これに対し、本発明では、図１１（ｂ）のように各ブロック７０１〜７０４毎に処理を行うため、パラレル展開処理１３５（内部の処理は１２８，２０８，１０９を行う）及びグリッディング処理１１４は、各ブロック７０１〜７０４の計測終了と同時にそれぞれ開始することができる。プロペラＭＲＩ法では、ブロック番号が同じデータは、計測空間の回転角度が同じ、もしくはほぼ同じとなるように計測するので、グリッディング処理１１４で作成した計測空間を取捨選択して画像作成１３７（内部の処理は、１１５と１２６）することで、画像更新間隔１３０の中間の時相の画像を作成可能である。
【００６１】
例えば、ブロック７０１−１，７０２−１，７０３−１，７０４−１のデータを選択して画像作成１３７−１を行い画像１４０−１を得、次いで第１ブロックのデータのみ更新した、７０２−１，７０３−１，７０４−１，７０１−２のデータを用いて画像作成１３８−１を行い、画像１４０−１に対してブロック７０１−２の計測の分だけ時相が遅れた画像１４１−１を得ることができる。このようにして、画像の更新時間間隔を短くできる。
【００６２】
次に、本発明の第２の実施例をブロック数が４のプロペラＭＲＩ法を例に説明する。本実施例では、エコー信号は図９（ａ）のように取得する（実線が計測するエコー信号、点線が計測しないエコー信号の位置に対応する）。図３（ｂ）との違いは、各ブロック内で取得するエコー信号の数及び計測空間上の間隔である。すなわち、各ブロック７０１〜７０４内の計測空間を低空間周波数領域９０４〜９０７と、その外側の高空間周波数領域に分け、高空間周波数領域でエコー信号を取得する際の位相エンコードステップを低空間周波数領域で位相エンコードステップより大きくする。図９（ａ）は２倍に設定して、高空間周波数領域でのエコー信号の取得間隔を低空間周波数領域のエコー信号の取得間隔より２倍疎にして計測を行う例である。
【００６３】
図９（ａ）のエコー信号群に対し、説明のために２つの群にエコーを分割する。
▲１▼低空間周波数領域９０４〜９０７内で取得したエコー信号群のみを選択したのが図９（ｂ）
▲２▼ブロック内のエコー信号群のうち、１ラインおきのステップで取得したエコー信号群を選択したのが図９（ｃ）
である。図９（ｂ）は、低空間周波数領域のデータであるので、各ブロック７０１〜７０４でパラレルＭＲＩ法の再構成に必要なコイルの感度分布データ１０１〜１０４を算出することが可能である。また、図９（ｃ）は、図３（ｃ）と等価なデータであるので、各ブロック７０１〜７０４毎の折り返し画像３０５〜３０８を作成できる。このようにして作成したブロック毎の感度分布データ１０１〜１０４と折り返し画像３０５〜３０８を用いて図１と同様の処理を行い、最終画像を得ることができる。
【００６４】
本発明のメリットは、パラレルＭＲＩ法で必要なＲＦ受信コイルの感度分布データを、画像取得のための撮影（本計測）と同時に取得できることであり、専用パルスシーケンスで感度分布データを取得する場合と比較して、撮影中に被検体の位置が変化しても、感度分布データと本計測データ間で誤差が少なくて済み、安定して折り返しの展開が行えることである。心臓領域やその他被検体の動きの大きな部位を撮影する場合や、リアルタイムに撮影断面を変更しながら撮影を行う手法（インタラクティブスキャン法）等へ応用できる。
【００６５】
プロペラＭＲＩ法では、ブロック毎に計測空間の回転角が異なるが、前述したとおり計測空間の回転と画像空間（画像データを表現する空間、計測空間をフーリエ変換によって写像した空間）の回転は対応する。そこで、あるブロックで取得した感度分布データを補間処理により画像空間上で回転することで座標系を変換し、他のブロックの座標系での再構成に使用することも可能である。図１を例にして説明すると、例えば、ブロック７０１に対する第１の座標系の感度分布データ１０１のみを計測しておき、残りのブロック７０２〜７０４については、感度分布データ取得のための計測は行わず、第１の感度分布データ１０１を用いて補間による回転処理を行い、それぞれのブロックの感度分布データ１０２〜１０４を作成する。このように処理することで、感度分布データ取得のための計測に必要なブロック数が低減し、撮影全体の時間を短縮することができる。
【００６６】
あるいは、全てのブロックで感度分布データ用のエコー信号群を取得した場合、取得した感度分布データ用のエコー信号群をグリッディング処理によって一旦画像用の座標系に変換し、信号結合した後にフーリエ変換して感度分布データを作成し、回転処理により各ブロックに応じた座標系に再度変換し、パラレルＭＲＩ法の折り返しの展開に用いることもできる。この場合、感度分布データ用のエコー信号群が加算されるので、感度分布データのＳ／Ｎ比が向上する。パラレルＭＲＩ法では、折り返し展開に用いた感度分布データのＳ／Ｎ比は、結果の画像のＳ／Ｎ比に大きく影響することが知られており、感度分布のＳ／Ｎ比の向上は有用と考えられる。
【００６７】
さらに、プロペラＭＲＩ法では、ブロック毎に計測空間の低空間周波数領域を取得しており、また、各ブロックの回転角度が異なることから、図９（ｃ）のように間引いて計測を行っても、計測空間の低空間周波数領域は密に取得できる。このため、各ブロックで取得したエコー信号群をグリッディング処理によって一旦画像用の座標系に変換し、その低空間周波数領域を用いて感度分布データを作成することができる。この場合、感度分布データ取得用の専用パルスシーケンスを用いずに、画像取得のためのパルスシーケンスのみでパラレルＭＲＩ法の再構成を行うことができる。
【００６８】
以上までが、本発明の各請求項を具体的に説明する実施例である。
しかし、本発明は、以上の実施例で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。本実施例ではグラディエントエコーパルスシーケンスについて記載したが、プロペラＭＲＩ法はパルスシーケンスの種類には依存せず、ＳＥパルスシーケンス，ＦＳＥパルスシーケンス，ＥＰＩパルスシーケンスなどに適用できる。
【００６９】
また、プロペラＭＲＩ法の実施例として、二次元面内のＧｒ軸，Ｇｐ軸で計測空間の回転を行う場合について説明したが、Ｇｒ軸，Ｇｐ軸は撮影空間のＸ，Ｙ，Ｚの任意の軸と対応させることが可能であり、オブリーク撮影やオフセンター撮影も実行できる。更に、三次元球内での回転を行うこともできる。
【００７０】
また、ブロック数が４のプロペラＭＲＩ法の場合を説明したが、実際の撮影では、ブロック数とブロック内のエコー数は任意に設定することができ、この場合も同様の処理を行う。
【００７１】
また、パラレルイメージングとして、ＲＦ受信コイルの数が２、位相エンコード間隔が２倍の場合を説明したが、ＲＦ受信コイルの数及び位相エンコード間隔の倍率は任意に設定できる（但し、ＲＦ受信コイルの数≧位相エンコード間隔の倍率）。また撮影する断面に併せてＲＦ受信コイルで取得した信号を選択したり、合成して使用することもできる。
【００７２】
また、本実施例では画像空間で折り返しの除去を行うパラレルＭＲＩ法について説明したが、計測空間で間引いた分のエコー信号を作成するパラレルＭＲＩ法にも適用可能である。
【００７３】
【発明の効果】
本発明は、プロペラＭＲＩ法にパラレルＭＲＩ法を適用することにより、１つのブロックで取得するエコー数を低減しても折り返しアーチファクトを生ずることなく撮影時間を短縮化でき、かつ、パラレルＭＲＩ法を適用する際に必要な折り返しアーチファクト除去のための一般化アルゴリズムの適用や、プロペラＭＲＩ法に必要なグリッディング処理を行う必要が無くなるため、演算量を低減して高速演算が可能になり、全体として高速イメージングを行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の信号処理を説明する図。
【図２】パラレルＭＲＩ法を説明する図。
【図３】本発明に使用するデータを説明する図。
【図４】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示す図。
【図５】一般的なグラディエントエコーのパルスシーケンスを説明する図。
【図６】ラディアルＭＲＩ法のグラディエントエコーのパルスシーケンスを説明する図。
【図７】本発明が適用されるプロペラＭＲＩ法のパルスシーケンスを説明する図。
【図８】サンプリング方法と計測空間を説明する図。
【図９】本発明に使用するデータを説明する図。
【図１０】本発明の信号処理を説明する図。
【図１１】本発明の連続撮影を行う際の信号処理を説明する図。
【符号の説明】
１  被検体、２  静磁場発生系、３  傾斜磁場発生系、４  シーケンサ、５  送信系、６  受信系、７  信号処理系、８  中央演算装置（ＣＰＵ）、９  傾斜磁場コイル、１０  傾斜磁場電源、１１  高周波発信器、１２  変調器、１３  高周波増幅器、１４ａ  高周波照射コイル、１４ｂ  高周波受信コイル、１５  増幅器、１６  直交位相検波器、１７  Ａ／Ｄ変換器、１８  磁気ディスク、１９  光ディスク、２０  ディスプレイ、５０１  高周波パルス、５０２  スライス選択傾斜磁場、５０３  位相エンコード傾斜磁場パルス、５０４  周波数エンコード傾斜磁場パルス、５０５  データサンプルウインド、５０６  エコー信号、５０７繰り返し時間間隔、５０８  画像取得時間、４０１  被検体、４０２  磁石、４０３  傾斜磁場コイル、４０４  ＲＦコイル、４０５  ＲＦプローブ、４０６  信号検出部、４０７  信号処理部、４０８  表示部、４０９  傾斜磁場電源、４１０  ＲＦ送信部、４１１  制御部、４１２  ベッド
【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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