(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、
k空間の原点を含み低空間周波数領域から高空間周波数領域に亘って所定の幅を有して
成る単位領域に対応するエコー信号を計測する単位計測を、前記k空間の原点を中心にし
て前記単位領域の回転角度を変えて繰り返す計測制御手段と、
前記単位領域の各々に対応するエコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を有する磁気共鳴イメージング装置において、
前記受信手段は、複数の受信コイルを組み合わせて成るマルチプル受信コイルを有し、
前記計測制御手段は、前記受信コイル毎にエコー信号を計測すると共に、少なくとも一
つの前記単位計測においてエコー信号の計測を間引き、
前記信号処理手段は、前記エコー信号の計測を間引かれた単位領域を含む複数の単位領域の各々に対応するエコー信号と前記複数の受信コイルの感度分布データとを用いて、折り返しアーチフアクトの無い被検体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、前記単位領域毎にそのエコー信号を用いて該単位領域の画像をそれぞれ再構成する単位領域画像生成と、複数の単位領域画像から前記被検体画像を再構成する被検体画像生成と、を行う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、前記エコー信号の計測が間引かれた単位領域において、前記受信コイル毎のエコー信号と感度分布データとを用いて、折り返しアーチフアクトを発生させない演算を施して該単位領域の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４】
請求項１乃至３のいずれか一項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、
前記単位領域に対応するエコー信号の計測を、複数の平行軌跡に沿って行い、
前記間引き計測を、前記平行軌跡のうちの少なくとも一つの軌跡に対応するエコー信号の計測を間引いて行う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１乃至４のいずれか一項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、
前記間引き計測を、前記単位領域の高空間周波数領域側に対応するエコー信号の計測を間引いて行う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５のいずれか一項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、前記エコー信号の計測が間引かれた単位領域では、該単位領域に対応するエコー信号の少なくとも一部を用いて前記受信コイル毎の感度分布データを作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７】
請求項６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、前記エコー信号の計測が間引かれた単位領域では、該単位領域の低空間周波数領域における受信コイル毎のエコー信号を用いて、前記受信コイル毎の感度分布データをそれぞれ作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４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記エコー信号の計測が間引かれた単位領域では、
前記計測制御手段は、前記複数の平行軌跡の低空間周波数領域における間隔を高空間周波数領域のおける間隔よりも密にして、前記受信コイル毎に前記エコー信号を計測し、
前記信号処理手段は、前記密に計測された低空間周波数領域における受信コイル毎のエコー信号を用いて、前記受信コイル毎の感度分布データをそれぞれ作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９】
請求項８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、前記エコー信号の計測が間引かれた単位領域で前記密に計測された低空間周波数領域における受信コイル毎のエコー信号を用いて、他の単位領域における前記受信コイル毎の感度分布データをそれぞれ作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１０】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記エコー信号の計測が間引かれた単位領域では、
前記信号処理手段は、事前計測された受信コイル毎の感度分布データ用エコー信号を用いて、前記受信コイル毎の感度分布データをそれぞれ作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１１】
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、前記単位領域計測が終了する度に、その単位領域画像を再構成すると共に、該単位領域画像と他の少なくとも一つの単位領域画像とから前記被検体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１２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、少なくとも１つの前記単位領域において受信コイル毎の感度分布データ用エコー信号を計測し、
前記信号処理手段は、少なくとも１つの前記単位領域における前記受信コイル毎の感度分布データ用エコー信号を合成して求めた受信コイル毎の感度分布データに基づいて、各単位領域における前記受信コイル毎の感度分布データを求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
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、前記受信コイル毎に、複数の前記間引き計測された単位領域における低空間周波数領域のデータを合成して求めた感度分布データ用エコー信号に基づいて
、各単位領域における感度分布データを作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１４】
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、一つの単位領域で求めた前記受信コイル毎の感度分布データを用いて、他の単位領域における前記受信コイル毎の感度分布データを作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１５】
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、前記単位領域計測が終了する度に、該単位領域のエコー信号と他の単位領域のエコー信号とを用いて前記被検体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１６】
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、前記単位領域画像の各々を逆フーリエ変換して求めたｋ空間データをグリッディングにより一つのｋ空間データに合成し、該合成された一つのｋ空間データを用いて前記被検体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。
【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。即ち、被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、k空間の原点を含み低空間周波数領域から高空間周波数領域に亘って所定の幅を有して成る単位領域に対応するエコー信号を計測する単位計測を、前記k空間の原点を中心にして前記単位領域の回転角度を変えて繰り返す計測制御手段と、前記単位領域の各々に対応するエコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を有する磁気共鳴イメージング装置において、
前記受信手段は、複数の受信コイルを組み合わせて成るマルチプル受信コイルを有し、
前記計測制御手段は、前記受信コイル毎にエコー信号を計測すると共に、少なくとも一つの前記単位計測においてエコー信号の計測を間引き、
前記信号処理手段は、前記エコー信号の計測を間引かれた単位領域を含む複数の単位領域の各々に対応するエコー信号と前記複数の受信コイルの感度分布データとを用いて、折り返しアーチフアクトの無い被検体画像を再構成することを特徴とする。
【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】
0003929047.tif 000002
【図２】
0003929047.tif 000003
【図３】
0003929047.tif 000004
【図４】
0003929047.tif 000005
【図５】
0003929047.tif 000006
【図６】
0003929047.tif 000007
【図７】
0003929047.tif 000008
【図８】
0003929047.tif 000009
【図９】
0003929047.tif 000010
【図１０】
0003929047.tif 000011
【図１１】
0003929047.tif 000012