(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体から発生する磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルと、
ｋ空間の位相エンコードステップを間引いて、前記ＲＦ受信コイル毎に間引かれたｋ空間データを取得する計測制御手段と、
前記ＲＦ受信コイル毎に取得された前記間引かれたｋ空間データと前記ＲＦ受信コイル毎の感度分布を用いて、折り返しの無い１枚の画像を再構成する信号処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記ＲＦ受信コイル毎に前記位相エンコードステップの間引き方の異なるｋ空間データを２以上取得し、
前記信号処理手段は、前記間引き方の異なるｋ空間データ毎に前記画像を合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記２以上の間引き方の異なるｋ空間データのうちの少なくとも２つを用いて、前記ＲＦ受信コイルの感度分布を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記ｋ空間データの低周波領域のデータを用いて、前記ＲＦ受信コイルの感度分布を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、互いに異なる位相エンコードステップを間引くことによって、前記２以上の間引き方の異なるｋ空間データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、奇数番目の位相エンコードステップを間引いたｋ空間データと、偶数番目の位相エンコードステップを間引いたｋ空間データとを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項１乃至４のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、高周波領域における位相エンコードステップの間隔を、低周波領域における位相エンコードステップの間隔よりも大きくして、前記２以上の間引き方の異なるｋ空間データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項１乃至６のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記２以上に間引き方の異なるｋ空間データを交互に繰り返し取得し、
前記信号処理手段は、前記間引き方の異なるｋ空間データが取得される度に、前記画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項１乃至６のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記被検体の心臓の拍動を検出する手段を備え、
前記計測制御手段は、前記拍動の一周期を複数の時相に分割して、前記時相ごとに前記間引き方の異なるｋ空間データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
被検体から発生する磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルと、
ｋ空間の位相エンコードステップを間引いて、前記ＲＦ受信コイル毎に間引かれたｋ空間データを取得する計測制御手段と、
前記ＲＦ受信コイル毎に取得された前記ｋ空間データを用いて折り返しのある画像を生成するとともに、前記ＲＦ受信コイル毎の感度分布を用いて前記折り返しを除去しつつ１枚の画像を合成する信号処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記ＲＦ受信コイル毎に前記位相エンコードステップの間引き方の異なるｋ空間データを２以上取得し、
前記信号処理手段は、前記2以上の間引き方の異なるｋ空間データのうちの少なくとも2つを用いて、前記ＲＦ受信コイル毎の感度分布を生成するとともに、前記間引き方の異なるｋ空間データ毎に前記画像を合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体中の水素や燐等から発生する磁気共鳴信号を測定し映像化する磁気共鳴イメージング装置に係り、特に、複数のＲＦ受信コイルを有する心臓等の高速撮影に好適な磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称する。）では、位相エンコード量を変えながらパルスシーケンス（以下、シーケンスと称する。）を繰り返し実行し、１枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。そのため、撮影時間はシーケンスの繰り返し回数が大きく影響する。高速撮影を行う場合、一般的には、１回のシーケンスの実行により複数のエコー信号を発生させるマルチエコータイプのシーケンスや、シーケンスの繰り返しの時間間隔を数〜数十ｍｓにまで短縮したシーケンスが用いられている。しかし、このようなシーケンスは、画像のコントラストが低下したり、画像の形態が歪む原因となることがある。
【０００３】
一方、冠状動脈撮影などの心臓領域を撮影する場合、より高速に画像を撮影する必要があることから、パラレルイメージング法と呼ばれる高速撮影法が提案されている。パラレルイメージング法は、複数のＲＦ受信コイルを用いて、位相エンコードステップを等間隔に間引いたシーケンスを実行し、シーケンスの操り返し回数を低減して撮影時間を短縮する方法である。通常、位相エンコードステップを等間隔に間引いて計測を行うと、画像には折り返しが発生する。そこで、予め算出した各ＲＦ受信コイルの感度分布をもとに行列演算を行って、画像の折り返しを除去する。一般的に、パラレルイメージング法では、撮影に用いるＲＦ受信コイルの数の分だけ撮影時間を短縮できる。つまり、原理的には行列演算に用いるＲＦ受信コイルの数の分だけ、位相エンコードマトリクス数を間引くことができる。その結果、例えば、ＲＦ受信コイルがＮ個であれば、撮影時間を１／Ｎ倍に短縮することができる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、パラレルイメージング法では、画像の折り返しを除去するために各ＲＦ受信コイルの感度分布が必要となる。このＲＦ受信コイルの感度分布を得るためには、位相エンコードステップを等間隔に間引いたシーケンスとは別の感度分布取得用のシーケンスを実行しなければならず、この感度分布取得用のシーケンスを実行する分、総撮影時間が長くなってしまうという問題がある。
【０００５】
本発明の課題は、ＭＲＩ装置の撮影時間を短縮することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記課題を解決するため、被検体から発生する磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルと、ｋ空間の位相エンコードステップを間引いて、前記ＲＦ受信コイル毎に間引かれたｋ空間データを取得する計測制御手段と、前記ＲＦ受信コイル毎に取得された前記間引かれたｋ空間データと前記ＲＦ受信コイル毎の感度分布を用いて、折り返しの無い１枚の画像を再構成する信号処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置を対象とする。
【０００７】
特に、計測制御手段は、ＲＦ受信コイル毎に位相エンコードステップの間引き方の異なるｋ空間データを２以上取得し、信号処理手段は、間引き方の異なるｋ空間データ毎に画像を再構成することを特徴とする。この場合において、信号処理手段は、２以上の間引き方の異なるｋ空間データのうちの少なくとも２つを用いて、ＲＦ受信コイルの感度分布を生成することができる。又は、信号処理手段は、ｋ空間データの低周波領域のデータを用いて、ＲＦ受信コイルの感度分布を生成することができる。さらに、計測制御手段は、互いに異なる位相エンコードステップを間引くことによって、２以上の間引き方の異なるｋ空間データを取得することができる。
【０００９】
また、本発明のＭＲＩ装置は、互いに異なる位相エンコードステップを間引いた複数のシーケンスを実行して取得された複数の計測データのうち、少なくともｋ空間の中央領域の計測データを用いて、ｋ空間の中央領域を計測データで埋めて感度画像を生成し、この感度画像に基づいてＲＦ受信コイルの感度分布データを生成することができる。このように、感度分布データを生成することにより、感度分布データを取得する前計測シーケンスの繰り返し回数を低減してシーケンスの実行時間を短くし、ＭＲＩ装置の撮影時間を短縮することができる。
【００１０】
また、信号処理手段は、画像の折り返しを除去するにあたり、互いに異なる位相エンコードステップを間引いて取得される複数の計測データを合成し、少なくとも計測空間の中央領域の計測データを補完し、この補完された計測データの少なくとも中央領域を抜き出し、この抜き出された計測データに基づいてＲＦ受信コイルの感度分布データを生成して折り返しを除去する構成とする。
【００１１】
このように、互いに異なる位相エンコードステップを間引いて取得される複数の計測データを合成することにより、間引かれた位相エンコードラインを補完しｋ空間を計測データで埋めることができる。この計測データで埋められたｋ空間の中央領域を抜き出して、ＲＦ受信コイルの感度画像を生成しＲＦ受信コイルの感度分布データを生成する。このため、感度分布データを取得する前計測シーケンスの繰り返し回数を少なくして、シーケンスの実行時間を短くし、ＭＲＩ装置の撮影時間を短縮することができる。
【００１２】
また、本発明のＭＲＩ装置の制御手段は、被検体の心臓の拍動を検出する手段により検出された拍動周期を表す信号を取り込み、この拍動周期を複数の区間に分割してなる時相を設定し、この時相に対応させて複数のシーケンスを複数の拍動周期に渡って実行し、隣り合う時相で互いに異なる位相エンコードステップを間引いたシーケンスを実行して計測データを取得する構成とする。
【００１３】
このとき、信号処理手段は、複数の拍動周期に渡って取得された計測データを各時相にそれぞれ対応する複数の計測空間に配置し、この複数の計測空間に配置された計測データに基づいて時相にそれぞれ対応する複数の画像を生成し、複数の計測空間に配置される複数の計測データのうち、複数の計測空間の少なくとも中央領域の計測データを合成してＲＦ受信コイルの感度分布データを生成し、画像の折り返しを除去する構成とする。
【００１４】
このように、取得された計測データを異なる時相の画像を作成するために用いることをマルチフェーズ計測という。複数の拍動周期に渡って取得された計測データは、各時相に対応して設けられた計測空間に位相エンコードステップが間引かれた状態で配置され、各時相に対応する画像となる。この各時相に対応する画像の折り返しを感度分布データに基づいて除去し、時間的に連続にシネ表示することにより、心臓の動きを動画として観察することができる。しかし、撮影中に呼吸などにより被検体が動くと、取得した画像に影響がでるため、撮影の間、被検体は呼吸を止めていなければならず、撮影時間が限られる。
【００１５】
これに対し、本発明のＭＲＩ装置は、位相エンコードステップを間引いて取得される複数の計測データを合成して感度分布データを生成するので、感度分布データ取得用のシーケンスを行う必要がなく、撮影時間を短縮することができる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
（第１の実施形態）
以下、本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第１の実施形態について図１乃至図７を参照して説明する。図１は、本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第１の実施形態の制御部におけるデータ取得および信号処理部におけるデータ合成を説明する図である。図２は、ＭＲＩ装置の第１の実施形態の概略構成図である。図３は、ＭＲＩ装置の第１の実施形態に係るＲＦ受信コイルを説明する図である。図４は、ＭＲＩ装置の第１の実施形態に係るマルチプルＲＦ受信コイルおよび受信部の概略構成図である。図５は、ＭＲＩ装置のパルスシーケンスを説明する図である。図６は、ＭＲＩ装置におけるパラレルイメージング法の画像の折り返しを説明する図である。図７は、ＭＲＩ装置の第１の実施形態に係る信号処理部の信号処理の手順を示す図である。
【００１７】
現在、臨床で普及しているＭＲＩ装置の撮影対象は、被検体の主たる構成物質、プロトンであり、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、機能を二次元もしくは三次元的に描出する。
【００１８】
本実施形態のＭＲＩ装置は、図２に示すように、被検体４０１を含む空間に静磁場を発生する磁石４０２と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル４０３と、この空間に高周波磁場を発生するとともに被検体４０１が発生する磁気共鳴信号（以下、ＭＲ信号と称する。）を検出する送受信兼用コイル４０４と、被検体４０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプロープ４０５とを備えている。傾斜磁場コイル４０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場を発生する複数のコイルで構成され、傾斜磁場電源４０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。送受信兼用コイル４０４は、ＲＦ送信部４１０から出力される信号に応じて高周波磁場を発生する。送受信兼用コイル４０４およびＲＦプローブ４０５により受信される信号は、信号検出部４０６で検出され、信号処理部４０７で信号処理されるとともに、演算処理されて画像信号に変換される。画像は表示部４０８で表示される。傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号処理部４０７および表示部４０８は、制御部４１１で制御される。制御のタイムチャートは、一般にパルスシーケンスと呼ばれている。ベッド４１２は被検体が横たわるためのものである。
【００１９】
本実施形態のＭＲＩ装置のＲＦプローブ４０５は、図３に示すように、４つの８の字型のＲＦ受信コイル４０５１〜４０５４を含んで構成されている。４つのうち２つのＲＦ受信コイル４０５１、４０５２は、Ｘ−Ｙ平面にほぼ平行な面上にＺ方向に一定距離をおいて対向して配置され、他の２つのＲＦ受信コイル４０５３、４０５４は、Ｚ−Ｙ平面にほぼ平行な面上にＸ方向に一定距離をおいて対向して配置されている。この４つのＲＦ受信コイル４０５１〜４０５４に囲まれた空間内に置かれた被検体４０１からのＭＲ信号を受信するようになっている。
【００２０】
また、ＲＦプローブ４０５は、４つのＲＦ受信コイル４０５１〜４０５４を用いた「マルチプルＲＦ受信コイル」もしくは「フェーズドアレイコイル」と呼ばれる技術を用いている。マルチプルＲＦ受信コイル３０１は、ＲＦプローブ４０５に設けられ、図４に示すように、４個のＲＦ受信コイル４０５１〜４０５４が、それぞれプリアンプ３０２１〜３０２４に接続されて構成されている。このようなマルチプルＲＦ受信コイル３０１により受信される計測信号の受信部は、信号検出部４０６および信号処理部４０７を含んで構成されている。信号検出部４０６には、４個のＡＤ変換・直交検波回路３０３１〜３０３４が並列に設けられ、それぞれにプリアンプ３０２１〜３０２４の出力が入力されるようになっている。信号処理部４０７は、ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５４で受信された各信号をフーリエ変換、バックプロジェクション法、ウェーブレット変換などによりＭＲ画像にするもので、これら画像信号を合成処理する信号合成処理部３０４を備えている。なお、図中において、上３桁が同じである４桁の数字で示された要素および処理は、同一の要素および処理を示し、その下１桁の数字は、複数ある同一要素および処理を区別するために付したもので、以下、本明細書において同じである。
【００２１】
このように構成される本実施形態のＭＲＩ装置における撮影方法について、４つのうち３つのＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３を用いた場合について説明する。撮影方法として、例えば、グラディエントエコーシーケンスを採用する場合、図５に示すように、高周波パルス６０１１およびスライス選択傾斜磁場パルス６０２１を印加した後、位相エンコード傾斜磁場パルス６０３１および読み出し傾斜磁場パルス６０４１を印加し、サンプリングウインド６０５１内で、計測データであるエコー信号６０６１を計測する。このようなシーケンスを繰り返し時間６０７で繰り返す。繰り返し時間６０７１は、例えば、高周波パルス６０１１と高周波パルス６０１２の間隔である。本実施形態のＭＲＩ装置では、各繰り返し時間６０７毎に位相エンコード傾斜磁場６０３の量を変えることにより、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量を与えられたエコー信号を検出する。これを位相エンコード数だけ繰り返して、画像取得時間６０８で１枚の画像を再構成するのに必要なエコー信号のセットを得る。
【００２２】
このシーケンスの繰り返し時間６０７を数ｍｓと短くすると、画像取得時間６０８を１秒以下にすることができる。フルオロスコピーシーケンスでは、繰り返し時間６０７の短いシーケンスを連続して実行することで、高い時間分解能、つまり、画像更新の時間間隔が短い複数の画像を取得する。この複数の画像を順次モニタに表示し、被検体の動きや被検体内に挿入された生検針、カテーテル等のデバイスを観察する。通常の撮影方法では、画像１枚あたりのエコー信号数は、位相エンコード方向に対する視野と空間分解能を考慮して６４、１２８、２５６、５１２等の値が選ばれ、また、各エコー信号は、リードアウト方向に対する視野と空間分解能を考慮して通常１２８、２５６、５１２、１０２４個等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画像が作成される。
【００２３】
これに対し、本実施形態のＭＲＩ装置は、３個のＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３を用いてＭＲ信号を受信し、さらにｋ空間における位相エンコードステップを間引いた本計測シーケンスを繰り返し実行して間引きデータを取得し、この間引きデータに基づいて時間的に連続な時系列画像を生成する。この時系列画像は、間引きデータから生成しているため折り返しが発生するが、この折り返しは、３つのＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の感度分布データを用いて除去する。
【００２４】
本計測では、位相エンコードステップを一定の割合で間引いてシーケンスの繰り返し実行回数を減らす。この間引き率を一般的に倍速数と呼ぶ。例えば、位相エンコードステップを２倍に間引くと倍速数は２となる。位相エンコード数が６４の場合、通常は１〜６４までの位相エンコードのデータを全て計測するのに対し、倍速数が２のパラレルイメージング法では、例えば、１つおきに位相エンコード１、３、５、…、６３のデータを計測する。このとき、間引き率は１／２となる。
【００２５】
ここで、パラレルイメージング法における折り返し画像について図６を参照して説明する。図６（ａ）は、位相エンコードステップを間引かずに通常の位相エンコードステップで撮影した場合を示し、各位相エンコード量で取得した信号２０２１、…、２０２７をｋ空間に配置することにより、画像１枚分の間引きのない計測データ２０１となる。これをフーリエ変換すると、図６（ｃ）に示すような、折り返しのない画像２０７を得ることができる。これに対し、パラレルイメージング法では、図６（ｂ）に示すように、通常の撮影と同じ視野について位相エンコードステップの間隔を、例えば２倍にし、位相エンコードステップを間引いた計測を行うことにより間引きデータ２０３が取得される。この場合、１ラインおきにデータ２０４１、…、２０４３を計測し、２０５１、…、２０５４の位置に相当するデータは計測しない。これにより、計測するデータの量は半分になるので、マトリクスを半分にして画像を作成すると、図６（ｄ）に示すように、折り返しの発生した画像２０８を得る。図６では、ｙ方向を位相エンコード方向としていることから、画像２０８に位相エンコード方向の折り返しが発生していることを示している。つまり、図６（ｃ）に示すような、画像２０７内の上側領域２０７１内のファントム２０６の被検体画像２０６１と、下側領域２０７２内の被検体画像２０６２が重なり、結果として、図６（ｄ）に示すような折り返しが発生した画像２０８となる。
【００２６】
このようにして発生した画像２０８の折り返しは、例えば、ＳＥＮＳＥ:Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｆｏｒ  Ｆａｓｔ  ＭＲＩ(Ｋｌａｓｓ  Ｐ．Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎｅｔ．ａｌ)，  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ４２:９５２−９６２(１９９９)や、Ｆａｓｔ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｕｓｉｎｇ  Ｓｕｂｅｎｃｏｄｉｎｇ  Ｄａｔａ  Ｓｅｔｓ  ｆｒｏｍ  Ｍｕｌｔｉｐｌｅ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ（Ｊ．Ｂ．Ｒａ，Ｃ．Ｙ．Ｒｉｍ），Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ３０：１４２−１４５（１９９３）等の信号処理法で除去することができる。
【００２７】
ここで、画像の折り返し除去の演算方法について説明する。ｘ、ｙ方向の画像マトリクスをそれぞれＸ、Ｙとした場合、画像内の座標（ｘ，ｙ）（但し、１≦ｘ≦Ｘ、１≦ｙ≦Ｙ）における画素値をｓｉ（ｘ，ｙ）とする。ここで、添え字ｉは、ＲＦ受信コイルの番号であり、２≦ｉ≦Ｎである。図６（ｄ）の場合、位相エンコードステップを２倍に間引いているので、間引き後における画像の位相エンコード方向のマトリクスは、Ｙ’＝Ｙ／２となる。図６（ｄ）の画像の座標を（ｘ，ｙ’）(但し、１≦ｙ’≦Ｙ’)としたとき、その画素値ｓｉ’（ｘ，ｙ’）は、本来の画像２０７の２領域２０７１、２０７２が重なって、式（１）で表される。ただし、ａは定数である。
【００２８】
【数１】
0003911605.tif 000002
次に、ＲＦ受信コイルの感度分布と画像について述べる。ｉ番目のＲＦ受信コイルの２次元的な感度分布を、ｃｉ（ｘ，ｙ）とすると、受信した信号ｓｉ（ｘ，ｙ）は、ＲＦ受信コイルの感度分布ｃｉ（ｘ，ｙ）と被検体のプロトン密度分布ｐ（ｘ，ｙ）との積であるから、式（２）で表せる。
【００２９】
【数２】
ｓｉ（ｘ，ｙ）＝ｃｉ（ｘ，ｙ）×ｐ（ｘ，ｙ）            （２）
ここで、式（２）を用いると、式（１）は式（３）で表せる。
【００３０】
【数３】
0003911605.tif 000003
ここで、簡単のため、
【００３１】
【数４】
Ｓｉ＝ｓ’ｉ（ｘ，ｙ’）
Ｃｉｊ＝ｃｉ（ｘ，ｙ’＋（ｊ−１）×Ｙ’）                  （４）
Ｐｊ＝ｐ（ｘ，ｙ’＋（ｊ−１）×Ｙ’）
とおくと、式（３）は、式（５）となる。
【００３２】
【数５】
0003911605.tif 000004
式（５）は、Ｎ行２列の行列として、式（６）のように表すことができる。
【００３３】
【数６】
0003911605.tif 000005
式（６）から、ＲＦ受信コイルの感度分布Ｃｉｊが分かれば、逆行列を計算することで、披検体の測定対象の核、例えば、プロトンの密度分布Ｐｊが求められる。
【００３４】
同様に、Ｎ個のコイルを用いて、Ｍ倍速で撮影を行った場合の一般式は、Ｙ’≡Ｙ／Ｍ、１≦ｙ’≦Ｙ’として、式（７）で表せる。ここで、ｂは定数である。
【００３５】
【数７】
0003911605.tif 000006
このようにして、ＲＦ受信コイルの感度分布Ｃｉｊを用い、計測データｓ’ｉ（ｘ，ｙ’）について式（７）の行列演算をすることにより、折り返しが除去された画像データとして測定対象内の核スピンの密度分布Ｐｊが求められる。なお、パラレルイメージング法のＲＦ受信コイル数（Ｎ）と倍速数（Ｍ）との関係は、数学的にＮ≧Ｍである。
【００３６】
本実施形態のＭＲＩ装置におけるパラレルイメージング法では、図７に示すように、本計測シーケンスを実行して取得したマルチプルＲＦ受信コイル３０１の各ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の折り返し画像７０３１〜７０３３の折り返しの除去は、信号処理部４０７において行われる。信号処理部４０７は、送受信兼用コイル４０４の感度画像７０１および各ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の感度画像７０２１〜７０２３を用いて、感度分布算出処理７０４１〜７０４３を行い、各ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の感度分布データ７０５１〜７０５３を得る。感度分布算出処理７０４としては、送受信兼用コイル４０４の画像データｓｃ（ｘ，ｙ）を基準に、例えば、式（８）により相対化して、各ＲＦ受信コイル４０５ｉの画像データｓｉ（ｘ，ｙ）により感度分布ｃｉ（ｘ，ｙ）を求める。
【００３７】
【数８】
ｃｉ（ｘ，ｙ）＝ｓｉ（ｘ，ｙ）／ｓｃ（ｘ，ｙ）                （８）
このようにして算出した感度分布データ７０５１〜７０５３と、各ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の折り返し画像７０３１〜７０３３とを用いて、行列作成処理７０６により式（７）の行列式を作成後、逆行列計算処理７０７によって折り返しのない結果画像７０８を得る。
【００３８】
ここで、本実施形態のＭＲＩ装置の制御部におけるデータ取得および信号処理部におけるデータ合成について図１を参照して説明する。本実施形態のＭＲＩ装置の撮影シーケンスは、図１（ａ）に示すように、前計測シーケンス１０１とフルオロスコピーシーケンス１０３とから成り、パラレルイメージング法の折り返し画像７０３を取得する本計測シーケンスとして、フルオロスコピーシーケンス１０３が用いられ、パラレルイメージング法とフルオロスコピー法を組み合わされている。図１（ｂ）の低周波領域データ１０２および間引きデータ１０５、１０６は、図１（ａ）の前計測シーケンスおよびフルオロスコピーシーケンス１０３を実行することにより取得したデータのｋ空間での配置を模式的に示したものであり、図６と同様に、白いラインはデータを取得した部分、黒いラインはデータを取得していない部分を示している。
【００３９】
本実施形態のＭＲＩ装置において、フルオロスコピーシーケンス１０３は、時間間隔１０４１、１０４３、…内で１枚の画像を再構成するのに必要な間引きデータ１０５を取得する第１のシーケンスと、時間間隔１０４２、１０４４、…内で１枚の画像を再構成するのに必要な間引きデータ１０６を取得する第２のシーケンスとにより構成されている。本実施形態のＭＲＩ装置は、第１のシーケンスと第２のシーケンスを時間間隔１０４で交互に繰り返し実行することにより、間引きデータ１０５１、１０６１、１０５２、…を時系列に順次取得する。第１のシーケンスは、例えば、位相エンコード数が６４の場合、１つおきに位相エンコード１、３、５、…、６３のデータを計測する。このため、間引きデータ１０５は、奇数の位相エンコードラインのデータにより構成される。このとき、第２のシーケンスは、１つおきに位相エンコード２、４、６、…、６４のデータを計測する。このため、間引きデータ１０６は、偶数の位相エンコードラインのデータにより構成される。
【００４０】
このように、第１のシーケンスと第２のシーケンスで、それぞれ異なる位相エンコードラインを間引いて間引きデータ１０５、１０６を取得すると、これら間引きデータ１０５、１０６を合成することで、ｋ空間全てを計測データで埋めて補完することができる。そこで、本実施形態では、データ合成処理１０７により、隣り合う２つの間引きデータ１０５と間引きデータ１０６とを合成し、この合成された計測データの中央領域を抜き出すことで、感度分布データ取得用の低周波領域データ１１０２、１１０３、…を生成している。
【００４１】
具体的には、前計測シーケンス１０１が実行されて、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域データ１０２がそれぞれ取得され、第１のシーケンスが時間間隔１０４１内で実行されて、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０５１がそれぞれ取得される。前計測シーケンス１０１では、位相エンコードステップの間隔を間引かずに通常の位相エンコードステップと同等にし、位相エンコード数を通常の数分の１にしてシーケンスの繰り返し回数を減らしている。例えば、ｋ空間の位相エンコード数が６４の場合、通常は１〜６４までの位相エンコードの計測データを全て計測するのに対し、前計測シーケンス１０１では、位相エンコードステップを同じにして、例えば、低周波領域の位相エンコード２５〜４０のデータを計測する。この場合、位相エンコード数は、１／４となる。
【００４２】
信号処理部４０７は、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域データ１０２と各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０５１とをそれぞれデータ合成処理１０７１することにより、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域データ１１０１を得る。このデータ合成処理１０７１では、低周波領域データ１０２の位相エンコードラインのデータが、低周波領域データ１０２の位相エンコードラインと対応する間引きデータ１０５１の位相エンコードラインのデータと差し換えられ、低周波領域データ１１０１が生成される。つまり、低周波領域データ１０２のうち、奇数の位相エンコードラインのデータは、データ合成処理１０７１により、間引きデータ１０５１の低周波領域における奇数の位相エンコードラインのデータに更新される。信号処理部４０７は、このように更新された各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域データ１１０１をそれぞれフーリエ変換して、時間間隔１０４１に対応する各コイル４０４、４０５１〜４０５３の感度画像７０１、７０２１〜７０２３を生成する。
【００４３】
一方、第１のシーケンスにより、奇数の位相エンコードラインのデータが等間隔に取得されたＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０５１は、信号処理部４０７によりそれぞれ領域縮小処理１０８１が行われ、実際に計測した部分のみが取り出される。これにより、ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０９１がそれぞれ作成される。信号処理部４０７は、これらＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０９１をそれぞれフーリエ変換して、時間間隔１０４１に対応する折り返し画像７０３１〜７０３３を生成する。このように生成された時間間隔１０４１に対応する折り返し画像７０３１〜７０３３は、時間間隔１０４１に対応する感度画像７０１、７０２１〜７０２３から算出された感度分布データ７０５により折り返しが除去され、時間間隔１０４１に対応する結果画像７０８となり、表示部４０８に表示される。
【００４４】
また、第１のシーケンスが実行された後、第２のシーケンスは、時間間隔１０４１の後の時間間隔１０４２内で実行されて、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０６１が取得される。信号処理部４０７では、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０５１と各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０６１とをそれぞれデータ合成処理１０７２することにより、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域データ１１０２を得る。このデータ合成処理１０７２では、間引きデータ１０５１の奇数の位相エンコードラインのデータと、間引きデータ１０６１の偶数の位相エンコードラインのデータが合成され、中央領域が抜き出されて低周波領域データ１１０２が生成される。この低周波領域１１０２は、信号処理部４０７で低周波領域データ１１０１と同様に処理され、時間間隔１０４２に対応する感度画像７０１、７０２が生成される。
【００４５】
一方、第２のシーケンスにより、偶数の位相エンコードラインのデータが等間隔に取得されたＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０６１は、間引きデータ１０５１と同様に、領域縮小処理１０８２がそれぞれ行われ、ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０９２が作成される。これらＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０９２は、信号処理部４０７で間引きデータ１０９１と同様に処理され、時間間隔１０４２に対応する折り返し画像７０３が生成される。この折り返し画像７０３は、時間間隔１０４２に対応する感度画像７０１、７０２から算出された感度分布データ７０５により折り返しが除去され、時間間隔１０４２に対応する結果画像７０８となり、表示部４０８に表示される。
【００４６】
また、第２のシーケンスが実行された後、第１のシーケンスは、再び、時間間隔１０４２の後の時間間隔１０４３内で実行されて、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０５２がそれぞれ取得される。信号処理部４０７では、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０６１と各コイル４０４、４０５１〜４０５３の間引きデータ１０５２とをデータ合成処理１０７３することにより、各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域データ１１０３を得る。このデータ合成処理１０７３では、間引きデータ１０６１の偶数の位相エンコードラインのデータと、間引きデータ１０５２の奇数の位相エンコードラインのデータとが合成され、中央領域が抜き出されて低周波領域データ１１０３が生成される。以下、低周波領域データ１１０１、１１０２と同様の処理が行われ、時間間隔１０４３に対応する感度画像７０１、７０２が生成される。
【００４７】
一方、再び第１のシーケンスが実行され取得された各ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０５２は、間引きデータ１０５１と同様に処理され、各ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０９３がそれぞれ作成される。これら各ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３の間引きデータ１０９３は、間引きデータ１０９１、１０９２と同様に処理され、時間間隔１０４３に対応する折り返し画像７０３が生成される。この折り返し画像７０３は、時間間隔１０４３に対応する感度画像７０１、７０２から算出された感度分布データ７０５により折り返しが除去され、時間間隔１０４３に対応する結果画像７０８となる。
【００４８】
つまり、本実施形態のＭＲＩ装置は、間引きデータを取得する本計測シーケンスが間引き数に応じた数の位相エンコードのグループに分割され、この分割されたグループ毎に撮影に使用する位相エンコードが選択されるとともに、グループで取得した間引き計測データを組み合せて各ＲＦ受信コイルの感度分布データを作成し、この感度分布データに基づいて画像の折り返しを除去している。また、本計測シーケンスを複数のグループに分割する場合、間引きステップとグループ数を同じとし、時間的に繰り返すグループ番号に分割することができる。また、位相エンコードを選択する場合、グループ番号に応じて位相エンコードの開始量を変えることができる。また、グループで取得した信号を組み合わせて、各ＲＦ受信コイルの感度分布を作成する場合、時間的に隣接するグループで取得した信号を組み合わせることができる。
【００４９】
また、２倍速以上のパラレルイメージングに本発明を適用する場合、フルオロスコピーシーケンスを、パラレルイメージングの倍速数Ｂと等しい数に分割し、例えば、(９)式に従って取得する位相エンコードラインＰ(ｉ,ｊ)をサイクリックに変化させて実行する。
【００５０】
【数９】
Ｐ(ｉ，ｊ)＝Ｂ×ｊ−ｉ％Ｂ                            （９）
ここで、ｉはフルオロスコピーシーケンスの画像番号(１≦ｉ≦Ｎ、Ｎは画像数)で時間間隔を繰り返す毎に１づつ増加する。ｊはパラレルイメージング法で取得する位相エンコード番号(１≦ｊ≦ＫＹ、ＫＹは位相エンコード数)であり、％は除算の余りを求める演算子である。
【００５１】
従来のＭＲＩ装置は、前計測シーケンスの実行時間がパラレルイメージングの総撮影時間の大きな割合を占める。例えば、フルオロスコピーシーケンスを繰り返し実行する時間間隔の中で、感度分布データ用の低周波領域データと、折り返し画像用の間引きデータとを毎回取得すると、間引きデータから得られる画像の折り返しの除去は、同じ時間間隔内で取得された感度分布データに基づいて行われる。しかし、フルオロスコピーシーケンスを繰り返し実行する時間間隔の中で、感度分布データ取得用の前計測シーケンスを毎回実行しているため、シーケンスの繰り返し時間間隔が長くなり、得られる画像列の時間分解能が低下する。つまり、連続撮影を行い被検体の動態を観察する場合、シーケンスの繰り返し内で感度分布データを合せて取得すると、前計測シーケンスを実行する分、画像１枚の更新時間間隔が長くなり問題がある。
【００５２】
これに対し、本実施形態のＭＲＩ装置は、互いに異なる位相エンコードラインのデータを取得する第1および第２のシーケンスを、時間間隔１０４で交互に繰り返し実行し間引きデータ１０５、１０６を取得して合成し、感度分布データ取得用の低周波領域データ１１０２、１１０３、…を生成している。このため、繰り返し時間間隔の中で前計測シーケンスを毎回実行する場合に比べ、画像１枚あたりのデータ取得時間を短縮し、画像列の時間分解能を向上することができる。
【００５３】
また、従来のＭＲＩ装置の撮影方法として、最初に前計測シーケンスを実行して感度分布データを取得し、次に、本計測のフルオロスコピーシーケンスを所定の時間間隔で繰り返し実行し、この時間間隔内で１枚の画像を再構成するのに必要なデータを取得し、前計測シーケンスで最初に取得した感度分布データを用いて画像の折り返しを除去する方法がある。この場合、最初に取得された感度分布データを用いて、全ての画像の折り返しを除去しているため、被検体が動いたり、インタラクティブスキャンコントロール等を用いて撮影断面を変更したりすると、感度分布が算出されていない領域に折り返しが発生するなどして、画像が劣化したり、正しく画像再構成を行えない場合がある。
【００５４】
これに対し、本実施形態のＭＲＩ装置では、撮影の進行に伴って、感度分布データ取得用の低周波領域データ１１０を順次更新しているので、各時間間隔の折り返し画像に対応した好適な感度分布データを用いてパラレルイメージングの再構成処理を行うことができる。このため、被検体が動いた場合や、撮影断面が変更された場合でも、画質の劣化を低減することができる。
【００５５】
また、本実施形態では、間引きデータ１０５、１０６を合成したデータから低周波領域を抜き出し感度画像を生成しているので、感度画像は強いローパスフィルタがかかった画像となる。このため、データ間の被検体内の変化が結果画像に与える影響を小さくすることができる。
【００５６】
（第２の実施形態）
本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第２の実施形態について図８を参照して説明する。図８は、ＭＲＩ装置の第２の実施形態において取得した計測データを計測空間に配置した状態を説明する図である。なお、本実施形態では、第１の実施形態と同一のものには同じ符号を付して説明を省略し、第１の実施形態と相違する構成及び特徴部などについて説明する。
【００５７】
本実施形態が第１の実施形態と相違する点は、４つのＲＦ受信コイルを使用し、高周波領域の位相エンコードステップを４倍に間引き、低周波領域の位相エンコードステップを２倍に間引く点にある。したがって、本実施形態では、図８に示すように、計測データの取得中に間引く位相エンコードステップを変更し、高周波領域１２４１、１２４２において、位相エンコードステップの間隔を４倍、低周波領域１２５において位相エンコードステップの間隔を２倍にして、低周波領域１２５のエンコードステップより高周波領域１２４のエンコードステップを大きく設定している。このとき、データが取得されるｋ空間の位相エンコードラインは、１つまたは３つおきに存在する。言い換えれば、本実施形態では、ｋ空間全域において位相エンコードステップを４倍に間引いてデータを取得し、低周波領域１２５の位相エンコードステップの間隔が２倍になるようにデータを取得したということができる。
【００５８】
図８（ａ）は、取得する計測データのｋ空間を模式的に示したもので、ｋ空間は、網掛けで示した高周波領域１２４１、１２４２と、白色で示した低周波領域１２５に分割されている。図８(ｂ)は、本実施形態のシーケンスを実行して取得したデータをｋ空間に配置した状態を模式的に示したものである。また、図８（ｃ）の低周波領域データ１０２は、前計測シーケンス１０１を実行することにより取得したデータをｋ空間に配置した状態を、間引きデータ１０５、１０６は、高周波領域１２４の位相エンコードステップを４に、低周波領域１２５の位相エンコードステップを２に設定したフルオロスコピーシーケンス１０３の第１および第２のシーケンスを実行することにより取得したデータをｋ空間に配置した状態を模式的に示したものである。
【００５９】
ここで、間引きデータ１０５１の高周波領域１２４の位相エンコードステップは、４倍に間引かれているが、低周波領域１２５の位相エンコードステップの間引き率は、第１の実施形態と同じなので、信号処理部４０７は、低周波領域データ１０２と間引きデータ１０５１を第１の実施形態と同様に処理することにより、時間間隔１０４１に対応する各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域データ１１０１を生成することができる。
【００６０】
また、間引きデータ１０５と間引きデータ１０６をデータ合成処理１０７すると、高周波領域１２４において位相エンコードステップが４倍に間引かれているので、高周波領域１２４は計測データで埋まらないが、低周波領域１２５の位相エンコードステップの間隔は２倍で、かつ、互いに異なる位相エンコードラインが間引かれているので、低周波領域１２５を計測データで埋めることができる。このため、信号処理部４０７は、第１の実施形態と同様に、時間間隔１０４２に対応する各コイル４０４、４０５１〜４０５３の低周波領域１１０２、１１０３、…を生成することができる。
【００６１】
一方、間引きデータ１０５、１０６は、少なくとも３つおきに位相エンコードが計測されているので、領域縮小処理１０８により、位相エンコードステップが４のラインを抜き出して、位相エンコード方向のデータ数を１／４に縮小した間引きデータ１０９をＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３毎にそれぞれ作成することができる。ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３毎にそれぞれ作成された間引きデータ１０９は、位相エンコード方向のデータ数が１／４に縮小されているので、その分画像の折り返しも発生するが、ＲＦ受信コイル４０５１〜４０５３が４つのコイルで構成されているため、１／４に縮小された画像の折り返しも除去することができる。
【００６２】
このように、データ取得中に位相エンコードステップを変えて、低周波領域１２５の位相エンコードステップを２倍に、高周波領域１２４の位相エンコードステップを４倍に間引くことにより、位相エンコードステップを全て２倍に間引く場合に比べ、画像１枚あたりのシーケンスの繰り返し回数を減らして画像取得の時間間隔を短くすることができ、更に、画像の時間分解能を向上することができる。
【００６３】
また、本実施形態では、間引きデータを取得する毎に、感度分布取得用の低周波領域データを更新することができるので、各折り返し画像に対応した好適な感度分布データを用いてパラレルイメージングの再構成処理を行うことができる。また、本実施形態では、二次元のフルオロスコピーシーケンスの場合について説明しているが、マルチフェーズ撮影、三次元撮影にも同様に適用することができる。
【００６４】
（第３の実施形態）
本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第３の実施形態について図９を参照して説明する。図９は、ＭＲＩ装置の第３の実施形態の信号処理部におけるデータ合成を説明する図である。なお、本実施形態では、第１の実施形態と同一のものには同じ符号を付して説明を省略し、第１の実施形態と相違する構成及び特徴部などについて説明する。
【００６５】
本実施形態が第１の実施形態と相違する点は、位相エンコードステップを２倍に間引くとともに、スライスエンコードステップを２倍に間引くことにより、三次元撮影を行っていることにある。すなわち、本実施形態のＭＲＩ装置において、フルオロスコピーシーケンス１０３は、それぞれ互いに異なる位相エンコードステップおよびスライスエンコードステップがともに２倍に間引かれた第１乃至第４のシーケンスにより構成され、これら第１乃至第４のシーケンスを実行して、それぞれ互いに異なる位相エンコードライン、および、スライスエンコードラインのデータを取得し、間引きデータ１１６、１１７、１１８、１１９、…をそれぞれ取得している。本実施形態のＭＲＩ装置は、第１乃至第４のシーケンスを１セットとし、このセットを繰り返し実行することにより、間引きデータ１１６、１１７、１１８、１１９、…を時系列に順次取得する。これら間引きデータ１１６、１１７、１１８、１１９、…をデータ合成処理１２１にて合成することにより、ｋｙ−ｋｚ空間の中央領域全ての格子をデータで埋めて、感度分布取得用のデータ１２３を生成する。
【００６６】
ここで、図９の間引きデータ１１６〜１１９は、第１乃至第４のシーケンスを実行することにより取得したデータをｋｙ−ｋｚ空間にそれぞれ配置した状態を模式的に示したものであり、位相エンコード方向ｋｙとスライスエンコード方向ｋｚのそれぞれに２倍速のパラレルイメージングを適用した場合を示している。したがって、白い格子はデータを取得した部分、黒い格子はデータを取得していない部分を示している。
【００６７】
一方、第１のシーケンスが実行されて取得された間引きデータ１１６は、領域縮小処理１２０１にて、実際に取得したデータが集められ、位相エンコード方向およびスライスエンコード方向にそれぞれ縮小されて間引きデータ１２２１が作成される。第２乃至第４のシーケンスが実行されて取得された間引きデータ１１７、１１８、１１９も同様に、それぞれ領域縮小処理１２０２、１２０３、１２０４にて縮小され、間引きデータ１２２２、１２２３、１２２４となる。
【００６８】
つまり、本実施形態のＭＲＩ装置は、間引き数に応じた数の位相エンコード、スライスエンコードのグループに分割し、このグループ毎に撮影に使用する位相エンコード、スライスエンコードを選択し、このグループで取得した信号を組み合わせて、各ＲＦ受信コイルの感度分布を作成し、この感度分布により画像の折り返しを除去している。
【００６９】
また、２倍速以上のパラレルイメージングに本発明を適用する場合、位相エンコード方向の倍速数Ｂｙ、スライスエンコード方向の倍速数Ｂｚを用いて、例えば（１０）、（１１）式に従って取得する位相エンコ−ドラインＲｙ（ｉ，ｊ）およびスライスエンコードラインＲｚ（ｉ，ｋ）をサイクリックに変化させて実行する。
【００７０】
【数１０】
Ｒｙ（ｉ，ｊ）＝Ｂｙ×ｊ−ｉ％Ｂｙ                            （１０）
【００７１】
【数１１】
Ｒｚ（ｉ，ｋ）＝Ｂｚ×ｋ−（（ｉ−１）％（Ｂｙ×Ｂｚ））／Ｂｙ  （１１）
ここで、ｉはフルオロスコピーシーケンスの画像番号（１≦ｉ≦Ｎ、Ｎは画像数)、ｊはパラレルイメージング法で取得する位相エンコード番号（１≦ｊ≦ＫＹ、ＫＹは位相エンコード数)、ｋはパラレルイメージングで取得するスライスエンコード番号（１≦ｋ≦ＫＺ、ＫＺはスライスエンコード数)、％は除算の余りを求める演算子である。また、（１１）式の除算では、解の整数部のみを用いる。
【００７２】
また、本実施形態のＭＲＩ装置は、間引き数に応じた数の位相エンコード、スライスエンコードのグループに分割するとき、位相エンコード方向の間引きステップ及びスライス方向の間引きステップからグループ数を算出し、時間的に繰り返すグループ番号に分割することができる。また、位相エンコード、スライスエンコードを選択するとき、グループ番号に応じて、位相エンコード、スライスエンコードの開始量を変えたり、ｋ空間を低周波領域と高周波領域の２つに分割し、低周波領域のエンコードステップと、高周波領域のエンコードステップとを変えたりすることができる。
【００７３】
（第４の実施形態）
本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第４の実施形態について図１０および１１を参照して説明する。図１０は、ＭＲＩ装置の第４の実施形態の制御部におけるデータ取得を説明する図である。図１１は、ＭＲＩ装置の第４の実施形態の信号処理部におけるデータ合成を説明する図である。なお、本実施形態では、第１の実施形態と同一のものには同じ符号を付して説明を省略し、第１の実施形態と相違する構成及び特徴部などについて説明する。
【００７４】
本実施形態が第１の実施形態と相違する点は、心電計を被検体に装着し、被検体の心臓の拍動周期を表す信号をＭＲＩ装置に取り込み、拍動周期を複数の区間に分割してなる時相を設定し、時相に対応させて複数のシーケンスを実行するとともに、隣り合う時相で互いに異なる位相エンコードステップを間引いたシーケンスを実行する点にある。また、複数の拍動周期に渡って取得された計測データを各時相にそれぞれ対応するｋ空間に配置し、このｋ空間に配置された計測データに基づいて各時相に対応する画像を生成し、隣り合う時相のｋ空間の計測データを合成して感度分布データを生成し、画像の折り返しを除去する点にある。
【００７５】
本実施形態のＭＲＩ装置は、被検体４０１が周期的に発生する生体信号、例えば、心電信号を検出する心電計（以下、ＥＣＧと称する。）を備えている。ＥＣＧは、被検体４０１に装着され、被検体４０１が発生する心電信号を検出し制御部４１１へ出力する。心臓領域を撮影する場合、ＥＣＧから出力された心電信号に同期して計測を行うことで、血流や心臓自体の動きによるアーチファクトを抑制する。また、本実施形態では、ＥＣＧに限らず、脈波計などの生体信号を検出する様々な計器を適用することができる。
【００７６】
本実施形態のＭＲＩ装置の心電同期撮影では、図１０に示すように、例えば、心電波形８００のＲ波８０１１をトリガーとし、そこから数十〜数百ｍｓ程度のディレイ時間８０３１を設ける。このディレイ時間８０３１の後のデータ取得ウインド８０４１内を複数の区間に分割し、時相８１１１、…、８１５１を設定する。この設定された時相８１１１、…、８１５１毎にシーケンスを実行し、データ８２１１、…、８２５１を取得する。これを、複数の拍動周期に渡って行う。拍動周期は、例えば、Ｒ波８０１１からＲ波８０１２までの１心拍の時間間隔８０２１で周期的に繰り返される。
【００７７】
また、本実施形態のＭＲＩ装置は、図１１に示すように、各時相８１１、…、８１５にそれぞれ対応するｋ空間１１２１、１１３１、１１２２、１１３２、…を備えている。この場合、ｋ空間１１２、１１３は、例えば、信号処理部４０７内のメモリにデータ空間として設けられ、各時相８１１、…、８１５内でそれぞれ取得されたデータ８２１、…、８２５は、対応する各ｋ空間１１２１、１１３１、１１２２、１１３２、…にそれぞれ配置される。
【００７８】
具体的には、心電波形８００のＲ波８０１１が検出されると、制御部４１１は、Ｒ波８０１１に基づいて、このＲ波８０１１からディレイ時間８０３１が経過した後に第１および第２のシーケンスを交互に繰り返し実行し、１回目の時間間隔８０２１の各時相８１１１、…、８１５１で、それぞれのデータ８２１１、…、８２５１を取得する。各時相８１１１、…、８１５１で取得されたデータ８２１１、…、８２５１は、それぞれｋ空間１１２１、１１３１、１１２２、１１３２、…に配置される。このとき、データ８２１１はｋ空間１１２１の第１ラインに配置され、データ８２２１はｋ空間１１３１の第２ラインに配置され、データ８２３１はｋ空間１１２２の第１ラインに配置され、データ８２４１はｋ空間１１３２の第２ラインに配置される。そして、２回目のＲ波８０１２が検出されると、１回目と同様に、第１および第２のシーケンスを交互に繰り返し実行し、各時相８１１２、８１２２、…で、それぞれのデータ８２１２、８２２２、…を取得する。取得されたデータ８２１２はｋ空間１１２１の第３ラインに、データ８２２２はｋ空間１１３１の第４ラインに、データ８２３２はｋ空間１１２２の第３ラインに、データ８２４２はｋ空間１１３２の第４ラインにそれぞれ配置される。
【００７９】
以上の操作を、奇数番目の時相８１１、８１３、…、８１５に対応するｋ空間１１２の奇数の位相エンコードライン、および、偶数番目の時相８１２、８１４、…に対応するｋ空間１１３の偶数の位相エンコードラインがそれぞれ取得したデータで全て埋まるまで複数の拍動周期に渡って繰り返す。この結果、互いに異なる位相エンコードステップが間引かれたｋ空間１１２、１１３が取得される。つまり、図１１は、ＥＣＧを用いたマルチフェイズの心臓撮影に、倍速数が２のパラレルイメージング法を適用した場合であり、複数の拍動周期に渡ってデータ取得ウインド８０４内で取得したデータ８２１、…、８２５を時相８１１、…、８１５毎に別々のｋ空間１１２、１１３に配置したものを模式的に示したものである。
【００８０】
また、２倍速以上のパラレルイメージングに本実施形態を適用する場合、データ取得ウインド内で取得する時相を、パラレルイメージングの倍速数Ｂと等しい数のデータ群に分割し、例えば、（１２）式に従って取得する位相エンコードラインＱ（ｋ，ｊ）をサイクリックに変化させて実行する。
【００８１】
【数１２】
Ｑ（ｋ，ｊ）＝Ｂ×ｊ−ｋ％Ｂ                        （１２）
ここで、ｋはマルチフェーズ計測の時相番号(１≦ｋ≦Ｍ、Ｍはマルチフェーズ数)、ｊはパラレルイメージングで取得する位相エンコード番号（１≦ｊ≦ＫＹ、ＫＹは位相エンコード数）であり、％は除算の余りを求める演算子である。また、時相番号は、各時相８１１、…、８１５に時系列に従って順次付与される。
【００８２】
このような位相エンコードを用いてデータ取得を行うことで、本実施形態のＭＲＩ装置は、隣り合う時相のデータを合わせて、ｋ空間の全てを埋めることが可能である。そこで、第１の実施形態の場合と同様に、ｋ空間１１２、１１３のうち、隣り合う２つの時相、例えば、ｋ空間１１２１とｋ空間１１３１をデータ合成処理１０７１により合成し、抜き出すことで感度分布データ取得用の低周波領域データ１１５１を作成する。同様に、低周波領域データ１１５２は、ｋ空間１１３１とｋ空間１１２２をデータ合成処理１０７２により合成したもの、低周波領域データ１１５３は、ｋ空間１１２２とｋ空間１１３２をデータ合成処理１０７３により合成したものである。
【００８３】
また、各時相８１１、…、８１５にそれぞれ対応するｋ空間１１２、１１３は、領域縮小処理１０８によりそれぞれ位相エンコード方向に縮小され、各時相８１１、…、８１５に対応する間引きデータ１１４がそれぞれ作成され、折り返し画像７０３が得られる。この折り返し画像７０３に基づいて生成される結果画像７０８を時相順に連続に並べてシネ表示することで、心臓の動きを動画として観察することができる。
【００８４】
本実施形態では、間引きデータ１１４と低周波領域データ１１５の取得時間が厳密には対応していないので、パラレルイメージング再構成のときに、間引きデータ１１４の時間的に後ろ側／前側のいずれか一方の低周波領域データ１１５を選択して用いたり、隣り合う２つの低周波領域データ１１５を平均して用いる。例えば、間引きデータ１１４２の時間的に前側の低周波領域データ１１５とは、間引きデータ１１４２の前の時相８１１に対応するｋ空間１１２１とｋ空間１１３１とをデータ合成処理１０７１して生成された低周波領域データ１１５１のことであり、後側の低周波領域データ１１５とは、間引きデータ１１４２の後の時相８１３に対応するｋ空間１１２２とｋ空間１１３１とをデータ合成処理１０７２して生成された低周波領域データ１１５２のことである。つまり、間引きデータ１１４２を再構成する場合、低周波領域データ１１５１または低周波領域データ１１５２のいずれか一方に基づいて生成された感度分布データを用いたり、低周波領域データ１１５１と低周波領域データ１１５２に基づいて生成されたそれぞれの感度分布データを平均して用いたりすることができる。
【００８５】
ところで、従来のパラレルイメージング法では、撮影時間を確保するため撮影を２回に分け、それぞれ呼吸を止めて前計測シーケンスと、本計測シーケンスとを実行する場合がある。しかし、心臓のマルチフェーズ撮影では、数十ms以内の短時間で激しく動く心臓を撮影するため、前計測シーケンスと本計測シーケンス時の被検体位置を一致させないと、画像が劣化してしまうことがある。
【００８６】
これに対し、本実施形態のＭＲＩ装置は、感度分布取得用の付加的なデータを取得しないので、１回の息止め時間で撮影することができ、被検体が呼吸することにより発生する位置ズレを回避して、画像の劣化を防止することができる。更に、動画の動きをスムーズにするには、時相を細分化し、マルチフェーズ数を増やす必要があるが、本実施形態では、画像１枚分のデータ取得時間を少なくできるので、被検体が呼吸を止めている間により多くの画像を取得することができる。これにより、より多くのマルチフェーズ数を設定することができる。
【００８７】
また、本実施形態では、感度分布取得用の低周波領域データ１１５に、異なる時相のｋ空間１１２、１１３のデータが混在するが、時間間隔が数十ｍｓ以下と非常に短いため、また、低周波領域データ１１５は、位相エンコード数が少なく、強いローパスフィルタがかかった画像となるため、結果画像の劣化を低減することができる。
【００８８】
また、本実施形態のＭＲＩ装置は、ディレイ時間８０３と、データ取得ウインド８０４を調節することで、特定の時間範囲、つまり、拍動周期を複数の区間に分割してなる時相のうち、特定時相の心臓画像を取得することができる。
【００８９】
また、本実施形態では、１心拍の各時相で取得するデータは、位相エンコードの１ライン分であるが、各時相の時間間隔などにより、複数ライン分のデータを取得することができる。この場合、撮影に必要な心拍数を減らすことができる。
【００９０】
また、本実施形態では、ｋ空間１１２、１１３の上方からデータを取得しているが、中央、下方など様々なところからデータを取得することができる。要は、隣り合う時相に対応するｋ空間のデータが、互いに異なる位相エンコードラインで取得されていればよい。
【００９１】
本発明は、以上の実施形態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。パラレルイメージングでは、２つ以上の任意数のマルチプルＲＦ受信コイルを使用可能であり、倍速数は用いたＲＦ受信コイルの数と同数迄の範囲内で選択可能である。例えば、第１乃至第４の実施形態では、４つのＲＦ受信コイルを用いた場合を説明したが、ＲＦ受信コイルの数は４個に限定されない。つまり、８個であっても、それ以外の数であってもよい。
【００９２】
また、第１乃至第４の実施形態のＭＲＩ装置は、１つまたは２つ以上のＲＦ受信コイルを組み合せてＲＦ受信コイル群を形成し、感度画像および折り返し画像を各ＲＦ受信コイル群毎に合成することができる。
【００９３】
また、第１乃至第４の実施形態では、グラディエントエコーシーケンスについて記載したが、パラレルイメージング法では、シーケンスの形状には依存しない。例えば、ＳＥシーケンス、ＦＳＥシーケンス、ＥＰＩシーケンス、スパイラルシーケンス、そして、ＳＳＦＰシーケンスなど様々なシーケンスに適用することができる。また、三次元撮影の場合には、位相エンコード方向だけでなく、スライスエンコード方向にデータを間引いて高速化することもできる。
【００９４】
また、本発明のＭＲＩ装置は、第１乃至第４の実施形態の送受信兼用コイル４０４に代わり、複数のＲＦ受信コイルで取得した感度画像データを合成して感度分布の均一な感度画像を生成し、この合成した感度画像を用いてＲＦ受信コイルの感度分布を求めることができる。
【００９５】
また、本発明のＭＲＩ装置のマルチプルＲＦ受信コイルは、第１乃至第４の実施形態に限らず、水平磁場頭部用マルチプルＲＦコイルとして、Ａｒｒａｙ  Ｈｅａｄ  Ｃｏｉｌ  ｆｏｒ  Ｉｍｐｒｏｖｅｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ＭＲＩ（Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ  Ｌｅｕｓｓｌｅｒ），１９９６  ＩＳＭＲＭ  ａｂｓｔｒｕｃｔ  ｐ．２４９や、水平磁場頭部用ＱＤマルチプルＲＦコイルとして、Ｈｅｌｍｅｔ  ａｎｄ  Ｃｙｌｉｎｄｒｉｃａｌ  Ｓｈａｐｅｄ  ＣＰ  ＡｒｒａｙＣｏｉｌｓ  ｆｏｒ  Ｂｒａｉｎ  Ｉｍａｇｉｎｇ:Ａ  Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  ｏｆ  Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ（Ｈ．Ａ．Ｓｔａｒｋ，Ｅ．Ｍ．Ｈａａｃｋｅ），１９９６  ＩＳＭＲＭ  ａｂｓｔｒａｃｔ  Ｐ．１４１２、そして、水平磁場腹部用ＱＤマルチプルＲＦコイルとして、Ｆｏｕｒ  Ｃｈａｎｎｅ１  Ｗｒａｐ−Ａｒｏｕｎｄ  Ｃｏｉｌ  ｗｉｔｈ  Ｉｎｄｕｃｔｉｖｅ  Ｄｅｃｏｕｐｌｅｒ  ｆｏｒ  １．５Ｔ  Ｂｏｄｙ  Ｉｍａｇｉｎｇ（Ｔ．Ｔａｋａｈａｓｈｉ  ｅｔ．ａｌ)，１９９５  ＩＳＭＲＭ  ａｂｓｔｒｕｃｔ  Ｐ．１４１８など様々なマルチプルＲＦ受信コイルを適用することができる。マルチプルＲＦ受信コイルは、相対的に高感度な小型ＲＦ受信コイルを複数個並べて、各コイルで取得した信号を合成することより、ＲＦ受信コイルの高い感度を保ったまま視野を拡大し、高感度化を図るものであり、各ＲＦ受信コイルで再構成処理された結果画像を合成して、視野を拡大し、高感度化を図ることができる。
【００９６】
また、第１乃至第４の実施形態では、静磁場方向（Ｚ方向）が水平である水平磁場のＭＲＩ装置に適用する場合について説明したが、本発明はこれに限らず、静磁場の方向が異なる場合、例えば、垂直磁場であっても同様に適用できる。
【００９７】
【発明の効果】
本発明によれば、ＭＲＩ装置の撮影時間を短縮することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第１の実施形態の制御部におけるデータ取得および信号処理部におけるデータ合成を説明する図である。
【図２】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第１の実施形態の概略構成図である。
【図３】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第１の実施形態に係るＲＦ受信コイルを説明する図である。
【図４】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第１の実施形態に係るマルチプルＲＦ受信コイルおよび受信部の概略構成図である。
【図５】本発明を適用してなるＭＲＩ装置のパルスシーケンスを説明する図である。
【図６】本発明を適用してなるＭＲＩ装置におけるパラレルイメージング法の画像の折り返しを説明する図である。
【図７】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第１の実施形態に係る信号処理部の信号処理の手順を示す図である。
【図８】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第２の実施形態において取得した計測データを計測空間に配置した状態を説明する図である。
【図９】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第３の実施形態の信号処理部におけるデータ合成を説明する図である。
【図１０】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第４の実施形態の制御部におけるデータ取得を説明する図である。
【図１１】本発明を適用してなるＭＲＩ装置の第４の実施形態の信号処理部におけるデータ合成を説明する図である。
【符号の説明】
１０１  前計測シーケンス
１０２、１１０  低周波領域データ
１０３  フルオロスコピーシーケンス
１０４  時間間隔
１０５、１０６、１０９  間引きデータ
１０７  データ合成処理
１０８  領域縮小処理
４０１  被検体
４０４  送受信兼用コイル
４０５  ＲＦ受信コイル
４０７  信号処理部
４０８  表示部
４１１  制御部
７０１、７０２  感度画像
７０３  折り返し画像
７０４  感度分布算出処理
７０５  感度分布データ
７０６  行列作成処理
７０７  逆行列計算処理
７０８  結果画像
【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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