JP2001161657A - 核磁気共鳴撮影装置 - Google Patents
核磁気共鳴撮影装置Info
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- JP2001161657A JP2001161657A JP34932399A JP34932399A JP2001161657A JP 2001161657 A JP2001161657 A JP 2001161657A JP 34932399 A JP34932399 A JP 34932399A JP 34932399 A JP34932399 A JP 34932399A JP 2001161657 A JP2001161657 A JP 2001161657A
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
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Abstract
(57)【要約】
【課題】パラレル核磁気共鳴撮影方法を動きのある画像
にも適用可能とし、画質の劣化がなく診断に有効な画像
を高速で提供する。 【解決手段】空間的に一部分をオーバーラップしかつ互
いに区分された検出感度領域を有する複数の受信コイル
を用いたMRI装置において、ｋ空間の低周領域１が密で
高周領域２が粗となるように、計測データの一部を間引
いて撮影する制御を行なう。この計測データを通常の多
次元フーリエ変換法で再構成すると折り返しを含む画像
となるが、領域１の一部分から計算した実質的な各受信
RFコイルの感度分布と計測データを用いて信号を合成す
ることにより、折り返しを排除した高分解能画像を取得
する。
にも適用可能とし、画質の劣化がなく診断に有効な画像
を高速で提供する。 【解決手段】空間的に一部分をオーバーラップしかつ互
いに区分された検出感度領域を有する複数の受信コイル
を用いたMRI装置において、ｋ空間の低周領域１が密で
高周領域２が粗となるように、計測データの一部を間引
いて撮影する制御を行なう。この計測データを通常の多
次元フーリエ変換法で再構成すると折り返しを含む画像
となるが、領域１の一部分から計算した実質的な各受信
RFコイルの感度分布と計測データを用いて信号を合成す
ることにより、折り返しを排除した高分解能画像を取得
する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、連続的に被検体中
の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「NMR」とい
う）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映
像化する核磁気共鳴撮影（MRI）装置に関する。
の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「NMR」とい
う）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映
像化する核磁気共鳴撮影（MRI）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】MRI装置において被検体から発生するNMR
信号を検出する受信コイルとして、「マルチプルRFコイ
ル」もしくは「フェイズドアレイコイル」と呼ばれる高
感度コイルが近年多用され始めている（特表平 2-50017
5号公報など）。マルチプルRFコイルは、相対的に高感
度な小型RFコイルを複数個並べて、各RFコイルで受信し
た信号を合成することにより、小型RF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受信専用RFコ
イルであり、静磁場方式や検出部位に応じて種々のもの
が提案されている。
信号を検出する受信コイルとして、「マルチプルRFコイ
ル」もしくは「フェイズドアレイコイル」と呼ばれる高
感度コイルが近年多用され始めている（特表平 2-50017
5号公報など）。マルチプルRFコイルは、相対的に高感
度な小型RFコイルを複数個並べて、各RFコイルで受信し
た信号を合成することにより、小型RF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受信専用RFコ
イルであり、静磁場方式や検出部位に応じて種々のもの
が提案されている。
【０００３】一方、近年、マルチプルコイルを用いて、
位相エンコード方向のデータを間引くことにより撮影時
間を短縮する手法が提案されている（例えば、[4]Danie
l KSodickson, Warren J Manning "Simultaneous acqui
sition of spatial harmonics(SMASH):fast imaging wi
th radiofrequency coil arrays" Magnetic Resonance
in Medicine 38,591-603,(1997)、[5]J.Wang，A.Reykow
ski "A SMASH/SENSErelated method using ratios of a
rray coil profiles" ISMRM 99など）。このような技術
は、空間エンコード法、もしくはパラレルMRIと呼ば
れ、マルチプルRFコイルの感度分布が互いに空間的に異
なることを用いて位相エンコードデータを間引いた際の
折り返しを除去する。この除去には、高精度なRFコイル
の感度分布を使った高精度な演算が必要である。上掲の
文献[4]に記載された方法では、この演算を計測空間
（ｋ空間）で行い、文献[5]に記載された方法では、演
算をフーリエ変換後の実空間で行う。
位相エンコード方向のデータを間引くことにより撮影時
間を短縮する手法が提案されている（例えば、[4]Danie
l KSodickson, Warren J Manning "Simultaneous acqui
sition of spatial harmonics(SMASH):fast imaging wi
th radiofrequency coil arrays" Magnetic Resonance
in Medicine 38,591-603,(1997)、[5]J.Wang，A.Reykow
ski "A SMASH/SENSErelated method using ratios of a
rray coil profiles" ISMRM 99など）。このような技術
は、空間エンコード法、もしくはパラレルMRIと呼ば
れ、マルチプルRFコイルの感度分布が互いに空間的に異
なることを用いて位相エンコードデータを間引いた際の
折り返しを除去する。この除去には、高精度なRFコイル
の感度分布を使った高精度な演算が必要である。上掲の
文献[4]に記載された方法では、この演算を計測空間
（ｋ空間）で行い、文献[5]に記載された方法では、演
算をフーリエ変換後の実空間で行う。
【０００４】一般にRFコイルの感度分布は、各RF受信信
号から求めることができ、具体的には、事前に均一濃度
のファントムを投影し画像の空間的シェーディングがRF
コイルの感度分布であるとする方法、被検体を別途撮影
した画像に低周波フィルタを作用させ計算する方法など
が知られている。
号から求めることができ、具体的には、事前に均一濃度
のファントムを投影し画像の空間的シェーディングがRF
コイルの感度分布であるとする方法、被検体を別途撮影
した画像に低周波フィルタを作用させ計算する方法など
が知られている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記RFコイルの感度分
布を求める処理は、通常、撮影に先立ち行われる。従っ
て、例えば腹部では呼吸により被検体の形状が時間的に
変動する場合、感度分布を計算した時刻と本撮影を行う
ときで被検体形状が異なることがある。また、これに伴
い被検体に密着したRFコイルの空間的配置が変化するこ
とも有りうる。また、手術中に撮影を行うときは、時々
刻々とRFコイルの位置が変わることもある。
布を求める処理は、通常、撮影に先立ち行われる。従っ
て、例えば腹部では呼吸により被検体の形状が時間的に
変動する場合、感度分布を計算した時刻と本撮影を行う
ときで被検体形状が異なることがある。また、これに伴
い被検体に密着したRFコイルの空間的配置が変化するこ
とも有りうる。また、手術中に撮影を行うときは、時々
刻々とRFコイルの位置が変わることもある。
【０００６】このように撮影した画像をリアルタイムで
表示することが要求されるような撮影では、事前に取得
された感度データを用いる従来方法は、誤差を招き画質
が劣化する。また、撮影に先立ち事前にRFコイルの感度
分布を計測することは、トータルの撮影時間を延長する
ことになり、本技術の特徴である短時間撮影の効果を低
下させる。
表示することが要求されるような撮影では、事前に取得
された感度データを用いる従来方法は、誤差を招き画質
が劣化する。また、撮影に先立ち事前にRFコイルの感度
分布を計測することは、トータルの撮影時間を延長する
ことになり、本技術の特徴である短時間撮影の効果を低
下させる。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、本発明のMRI装置は、検知する磁化を含む被検体に
高周波パルスを照射し横磁化を発生する手段と、横磁化
が付与された被検体に位相エンコード傾斜磁場パルスを
印加する手段と、読み出し傾斜磁場パルスを印加する手
段と、前記読み出し傾斜磁場の印加中に発生するエコー
信号を検出する手段と、前記各手段を制御する手段と、
エコー信号から画像を再構成する手段を含み、前記エコ
ー信号を検出する手段は、空間的に一部分をオーバーラ
ップしかつ互いに区分された検出感度領域を有する複数
の受信コイルからなり、前記制御手段は、前記位相エン
コード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場によって規定され
る計測空間（ｋ空間）が領域によって異なる密度となる
ように計測データを収集する制御を行い、前記画像再構
成手段は、前記計測データの一部分から計算した各受信
コイルの感度分布及び上記計測データを用いて、折り返
しを排除した高分解能画像を取得することを特徴とす
る。
に、本発明のMRI装置は、検知する磁化を含む被検体に
高周波パルスを照射し横磁化を発生する手段と、横磁化
が付与された被検体に位相エンコード傾斜磁場パルスを
印加する手段と、読み出し傾斜磁場パルスを印加する手
段と、前記読み出し傾斜磁場の印加中に発生するエコー
信号を検出する手段と、前記各手段を制御する手段と、
エコー信号から画像を再構成する手段を含み、前記エコ
ー信号を検出する手段は、空間的に一部分をオーバーラ
ップしかつ互いに区分された検出感度領域を有する複数
の受信コイルからなり、前記制御手段は、前記位相エン
コード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場によって規定され
る計測空間（ｋ空間）が領域によって異なる密度となる
ように計測データを収集する制御を行い、前記画像再構
成手段は、前記計測データの一部分から計算した各受信
コイルの感度分布及び上記計測データを用いて、折り返
しを排除した高分解能画像を取得することを特徴とす
る。
【０００８】本発明のMRI装置では、計算に必要なRFコ
イルの感度分布を本計測中の取得したデータから計算す
るため、感度分布のデータと計測データに時刻の差が無
い。したがって、時々刻々と状況が変化するMRI撮影で
も安定して、折り返し除去が可能になる。すなわちリア
ルタイム性が要求される撮影でも、誤差を招かず画質が
劣化しない。
イルの感度分布を本計測中の取得したデータから計算す
るため、感度分布のデータと計測データに時刻の差が無
い。したがって、時々刻々と状況が変化するMRI撮影で
も安定して、折り返し除去が可能になる。すなわちリア
ルタイム性が要求される撮影でも、誤差を招かず画質が
劣化しない。
【０００９】また、投影に先立ち事前にRFコイルの感度
分布を計測しないので、トータルの撮影時間を延長する
ことにならず、短時間撮影の効果を損ねない。本発明の
MRI装置の好適な態様として、制御手段は、計測データ
の収集とそれに続く画像再構成とを連続して行い、時間
的に連続する複数の画像を順次表示する制御を行い、画
像再構成手段は、複数の画像再構成に、一つの計測デー
タから計算した感度分布を用いる。
分布を計測しないので、トータルの撮影時間を延長する
ことにならず、短時間撮影の効果を損ねない。本発明の
MRI装置の好適な態様として、制御手段は、計測データ
の収集とそれに続く画像再構成とを連続して行い、時間
的に連続する複数の画像を順次表示する制御を行い、画
像再構成手段は、複数の画像再構成に、一つの計測デー
タから計算した感度分布を用いる。
【００１０】これによりパラレルMRIを採用したダイナ
ミック撮影において画像再構成にかかる時間を短縮し、
リアルタイム性を向上することができる。本発明はま
た、上述したMRI装置において、特定の計測データ収集
の制御（計測空間（ｋ空間）が領域によって異なる密度
となるような制御）を行うために好適なMRI装置を提供
する。
ミック撮影において画像再構成にかかる時間を短縮し、
リアルタイム性を向上することができる。本発明はま
た、上述したMRI装置において、特定の計測データ収集
の制御（計測空間（ｋ空間）が領域によって異なる密度
となるような制御）を行うために好適なMRI装置を提供
する。
【００１１】即ち、本発明のMRI装置は、検知する磁化
を含む被検体に高周波パルスを照射し横磁化を発生する
手段と、横磁化が付与された被検体に位相エンコード傾
斜磁場パルスを印加する手段と、読み出し傾斜磁場パル
スを印加する手段と、前記読み出し傾斜磁場の印加中に
発生するエコー信号を検出する手段と、前記各手段を制
御する手段と、エコー信号から画像を再構成する手段を
含み、前記制御手段は、前記高周波パルスによる１回の
横磁化発生に続き、極性の反転する読み出し傾斜磁場を
連続して印加するとともに読み出し傾斜磁場の印加に同
期して位相エンコード傾斜磁場を印加し、その際、連続
するエコー信号計測の所定の時間領域では前記位相エン
コード傾斜磁場の強度を第１の値に設定し、前記所定の
時間領域以外の時間領域では前記位相エンコード傾斜磁
場強度を第２の値に設定することを特徴とする。
を含む被検体に高周波パルスを照射し横磁化を発生する
手段と、横磁化が付与された被検体に位相エンコード傾
斜磁場パルスを印加する手段と、読み出し傾斜磁場パル
スを印加する手段と、前記読み出し傾斜磁場の印加中に
発生するエコー信号を検出する手段と、前記各手段を制
御する手段と、エコー信号から画像を再構成する手段を
含み、前記制御手段は、前記高周波パルスによる１回の
横磁化発生に続き、極性の反転する読み出し傾斜磁場を
連続して印加するとともに読み出し傾斜磁場の印加に同
期して位相エンコード傾斜磁場を印加し、その際、連続
するエコー信号計測の所定の時間領域では前記位相エン
コード傾斜磁場の強度を第１の値に設定し、前記所定の
時間領域以外の時間領域では前記位相エンコード傾斜磁
場強度を第２の値に設定することを特徴とする。
【００１２】制御手段が行う撮影方法は、エコープレナ
ーイメージング（EPI）であり、このEPIにおいて連続し
て印加する位相エンコードの値を時間領域によって値を
変えることにより、ｋ空間における計測データの配列を
一部の領域について粗にすることができる。
ーイメージング（EPI）であり、このEPIにおいて連続し
て印加する位相エンコードの値を時間領域によって値を
変えることにより、ｋ空間における計測データの配列を
一部の領域について粗にすることができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】以下、実施例を用いて本発明を説
明する。図１は、本発明が適用される典型的なMRI装置
の構成を示す図で、このMRI装置は、被検体101の周囲に
静磁場を発生する磁石102と、該空間に傾斜磁場を発生
する傾斜磁場コイル103と、この領域に高周波磁場を発
生するRFコイル104と、被検体101が発生するMR信号を検
出するRFコイル105と、被検体101が横たわるベット112
とを備えている。
明する。図１は、本発明が適用される典型的なMRI装置
の構成を示す図で、このMRI装置は、被検体101の周囲に
静磁場を発生する磁石102と、該空間に傾斜磁場を発生
する傾斜磁場コイル103と、この領域に高周波磁場を発
生するRFコイル104と、被検体101が発生するMR信号を検
出するRFコイル105と、被検体101が横たわるベット112
とを備えている。
【００１４】傾斜磁場コイル103は、X、Y、Zの３方向の
傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源109からの信
号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。傾斜磁場の印
加の仕方により被検体101の任意の断面を選択すること
ができ、またMR信号に位置情報を与えることができる。
MR信号に位置情報を与える傾斜磁場は、位相エンコード
傾斜磁場、読み出し傾斜磁場と呼ばれ、これによって計
測データが配置される計測空間（ｋ空間）が規定され
る。
傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源109からの信
号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。傾斜磁場の印
加の仕方により被検体101の任意の断面を選択すること
ができ、またMR信号に位置情報を与えることができる。
MR信号に位置情報を与える傾斜磁場は、位相エンコード
傾斜磁場、読み出し傾斜磁場と呼ばれ、これによって計
測データが配置される計測空間（ｋ空間）が規定され
る。
【００１５】RFコイル104はRF送信部110の信号に応じて
高周波磁場を発生する。この高周波磁場の周波数は撮影
対象である核スピンの共鳴周波数に同調されている。通
常MRIの撮影対象は、被検体の主たる構成物質、プロト
ンである。RFコイル105の信号は、信号検出部106で検出
され、信号処理部107で信号処理され、また計算により
画像信号に変換される。
高周波磁場を発生する。この高周波磁場の周波数は撮影
対象である核スピンの共鳴周波数に同調されている。通
常MRIの撮影対象は、被検体の主たる構成物質、プロト
ンである。RFコイル105の信号は、信号検出部106で検出
され、信号処理部107で信号処理され、また計算により
画像信号に変換される。
【００１６】RFコイル104は図２に示すように小型RFコ
イル202を複数個（図示する例では、４個）並べたマル
チプルコイル201である。各小型RFコイル202は、例えば
隣接して配置された一辺15cmの矩形サーフェスコイルと
することができ、矩形コイルは撮影の位相エンコード方
向に一部がオーバーラップするように配置され、互に区
分された検出感度領域を有する。
イル202を複数個（図示する例では、４個）並べたマル
チプルコイル201である。各小型RFコイル202は、例えば
隣接して配置された一辺15cmの矩形サーフェスコイルと
することができ、矩形コイルは撮影の位相エンコード方
向に一部がオーバーラップするように配置され、互に区
分された検出感度領域を有する。
【００１７】各小型RFコイル202は、それぞれプリアン
プ203に接続されており、各コイルからの出力はプリア
ンプ203でそれぞれ増幅される。各プリアンプ203はそれ
ぞれAD変換・直交検波回路204に並列に接続され、信号
検出部106を構成する。AD変換直交検波器204で検波され
た信号は、各コイル毎のフーリエ変換、フィルタリン
グ、合成演算などを行うために信号処理部107に送られ
る。信号処理部107で行う処理は、予めプログラムとし
て組込まれている。
プ203に接続されており、各コイルからの出力はプリア
ンプ203でそれぞれ増幅される。各プリアンプ203はそれ
ぞれAD変換・直交検波回路204に並列に接続され、信号
検出部106を構成する。AD変換直交検波器204で検波され
た信号は、各コイル毎のフーリエ変換、フィルタリン
グ、合成演算などを行うために信号処理部107に送られ
る。信号処理部107で行う処理は、予めプログラムとし
て組込まれている。
【００１８】図１において、傾斜磁場電源109、RF送信
部110、信号検出部106は、一般にパルスシーケンスと呼
ばれるタイムチャートに従い、制御部111で制御され
る。本発明のMRI装置では、制御部111が、ｋ空間の一部
の領域の位相エンコードが粗であるように制御する。
部110、信号検出部106は、一般にパルスシーケンスと呼
ばれるタイムチャートに従い、制御部111で制御され
る。本発明のMRI装置では、制御部111が、ｋ空間の一部
の領域の位相エンコードが粗であるように制御する。
【００１９】次に上記構成のMRI装置を用いた撮影方法
について図３〜図９を参照して説明する。図３は連続撮
影において採用されるパルスシーケンスの一例を示す図
である。このパルスシーケンスは、グラディエントエコ
ー（GrE）法のシーケンスであり、スライスエンコード
傾斜磁場パルス302とともにRFパルス301を印加し、被検
体の特定の領域の核スピンを励起して横磁化を発生させ
た後、位相エンコード傾斜磁場パルス303を印加し、つ
いで読み出し傾斜磁場パルス304を印加し、エコー信号3
05を計測する。RFパルス301印加からエコー信号305計測
までの時間（エコー時間）TEは、画像コントラストを決
めるパラメータであり、対象とする組織等を考慮し予め
設定される。
について図３〜図９を参照して説明する。図３は連続撮
影において採用されるパルスシーケンスの一例を示す図
である。このパルスシーケンスは、グラディエントエコ
ー（GrE）法のシーケンスであり、スライスエンコード
傾斜磁場パルス302とともにRFパルス301を印加し、被検
体の特定の領域の核スピンを励起して横磁化を発生させ
た後、位相エンコード傾斜磁場パルス303を印加し、つ
いで読み出し傾斜磁場パルス304を印加し、エコー信号3
05を計測する。RFパルス301印加からエコー信号305計測
までの時間（エコー時間）TEは、画像コントラストを決
めるパラメータであり、対象とする組織等を考慮し予め
設定される。
【００２０】このようなシーケンスを位相エンコード傾
斜磁場の面積（印加時間について磁場強度を積分した
値）を変えながら、例えば複数回繰り返し、ｋ空間上の
データを取得する。
斜磁場の面積（印加時間について磁場強度を積分した
値）を変えながら、例えば複数回繰り返し、ｋ空間上の
データを取得する。
【００２１】図４は、上記シーケンスの繰り返しによっ
て測定された測定データのｋ空間データ配列（ｋトラジ
ェクトリ）を示す図であり、１回の信号取得で、ｋ空間
横方向（kx方向）の１列のデータが取得される。また、
kyの値は位相エンコード傾斜磁場の面積で決まる。通常
のGrEシーケンスでは位相エンコードのステップが等間
隔であるのに対し、本実施例のシーケンスでは位相エン
コードステップがｋ空間401の領域１（402）と領域２
（403）とで異なる。例えば、位相エンコードの低域部
分を占める領域１(402)は、位相エンコード（ky）方向
に密に信号が取得され、高域部分を占める領域２(403)
は、位相エンコード方向に疎に信号が取得される。一例
として、ｋ空間の中心から上下各10％のデータまでは、
１ステップづつ位相エンコードは増えていくが、10％を
超えると２ステップづつもしくは４ステップづつ位相エ
ンコードが増えていく。この結果、全体の撮影時間は間
引かれた分だけ短縮する。
て測定された測定データのｋ空間データ配列（ｋトラジ
ェクトリ）を示す図であり、１回の信号取得で、ｋ空間
横方向（kx方向）の１列のデータが取得される。また、
kyの値は位相エンコード傾斜磁場の面積で決まる。通常
のGrEシーケンスでは位相エンコードのステップが等間
隔であるのに対し、本実施例のシーケンスでは位相エン
コードステップがｋ空間401の領域１（402）と領域２
（403）とで異なる。例えば、位相エンコードの低域部
分を占める領域１(402)は、位相エンコード（ky）方向
に密に信号が取得され、高域部分を占める領域２(403)
は、位相エンコード方向に疎に信号が取得される。一例
として、ｋ空間の中心から上下各10％のデータまでは、
１ステップづつ位相エンコードは増えていくが、10％を
超えると２ステップづつもしくは４ステップづつ位相エ
ンコードが増えていく。この結果、全体の撮影時間は間
引かれた分だけ短縮する。
【００２２】領域１（402）がｋ空間全体に対し占める
割合（ここでは約20％）は、コイル感度および撮影時間
の短縮の両者を考慮して適当に設定する。コイル感度が
急峻の場合には割合を増やしたほうが望ましく、一方、
撮影時間の短縮という観点からは少ないほうが良い。ｋ
トラジェクトリは、典型的には256×256マトリクスであ
り、領域１（402）では、この密度でデータが収集され
る。領域２（403）では、位相エンコード方向に２倍か
ら４倍粗くサンプリングされることになる。
割合（ここでは約20％）は、コイル感度および撮影時間
の短縮の両者を考慮して適当に設定する。コイル感度が
急峻の場合には割合を増やしたほうが望ましく、一方、
撮影時間の短縮という観点からは少ないほうが良い。ｋ
トラジェクトリは、典型的には256×256マトリクスであ
り、領域１（402）では、この密度でデータが収集され
る。領域２（403）では、位相エンコード方向に２倍か
ら４倍粗くサンプリングされることになる。
【００２３】このように計測されたデータは、各受信コ
イル202毎に信号処理部107に送られ、ここで図５に示す
ように受信コイル毎の感度分布の計算503と、各受信コ
イルからの信号の合成処理504が行なわれる。即ち、各
コイルからの信号en(kx,ky)501を用いて各コイルの感度
分布画像Wn(x,y)を求める。nはコイル番号でこの実施例
ではn=1,2,3又は4である。また(kx,ky)はｋ空間の座標
を、(x,y)は、実空間上の位置を表わす。感度分布画像
と信号を使って、全体画像S(x,y)505を合成する。これ
ら感度分布計算503と合成処理504についてさらに詳述す
る。
イル202毎に信号処理部107に送られ、ここで図５に示す
ように受信コイル毎の感度分布の計算503と、各受信コ
イルからの信号の合成処理504が行なわれる。即ち、各
コイルからの信号en(kx,ky)501を用いて各コイルの感度
分布画像Wn(x,y)を求める。nはコイル番号でこの実施例
ではn=1,2,3又は4である。また(kx,ky)はｋ空間の座標
を、(x,y)は、実空間上の位置を表わす。感度分布画像
と信号を使って、全体画像S(x,y)505を合成する。これ
ら感度分布計算503と合成処理504についてさらに詳述す
る。
【００２４】図６及び図７は、各受信コイル毎に信号en
(kx,ky)501からRFコイルの感度分布を計算する手順を示
す図である。まず領域１のデータのみが残るように位相
エンコード方向に低周波通過フィルタ（LPF）601を作用
させる。フィルタは、位相エンコード方向の折返しエリ
アシングを除去する目的では１次元フィルタでもよい
が、生体の微細構造を排除するためには１次元よりも２
次元フィルタが好ましい。この場合、例えば、ガウス
型、ハミング型、ハニング型などが適している。さらに
高精度なフィルタリング法として、画像空間でフライン
グウィンドウを用いた手法も可能である。
(kx,ky)501からRFコイルの感度分布を計算する手順を示
す図である。まず領域１のデータのみが残るように位相
エンコード方向に低周波通過フィルタ（LPF）601を作用
させる。フィルタは、位相エンコード方向の折返しエリ
アシングを除去する目的では１次元フィルタでもよい
が、生体の微細構造を排除するためには１次元よりも２
次元フィルタが好ましい。この場合、例えば、ガウス
型、ハミング型、ハニング型などが適している。さらに
高精度なフィルタリング法として、画像空間でフライン
グウィンドウを用いた手法も可能である。
【００２５】このようなフィルタリングの結果、図７に
示すように領域２（403）のデータはすべてゼロにな
る。また、領域１（402）と領域２（403）の境界部分は
滑らかにゼロにつながる。尚、図７中、右側の曲線はフ
ィルタプロファイルである。
示すように領域２（403）のデータはすべてゼロにな
る。また、領域１（402）と領域２（403）の境界部分は
滑らかにゼロにつながる。尚、図７中、右側の曲線はフ
ィルタプロファイルである。
【００２６】次に、ｋ空間の全体を２次元フーリエ変換
（FT）602する。この結果、画像の低周波成分のみを取
り出すことができる。また、エリアシングアーチファク
トが無い画像が得られる。これらの画像は、RFコイルの
感度分布とみなせることが知られており、本実施例でも
これを感度分布Wn(x,y)とする。尚、マルチスライス撮
影の場合には、コイルの感度分布は各コイルの各スライ
ス毎に求めておく必要がある。また３次元撮影の場合に
は、各コイル毎に得られる信号は３次元計測空間（kx,k
y,kz）の関数となるので、低周波通過フィルタに３次元
フィルタを用い、フーリエ変換を３次元に拡張すること
によりコイルの３次元感度分布Wn(x,y,z)を求めること
ができる。
（FT）602する。この結果、画像の低周波成分のみを取
り出すことができる。また、エリアシングアーチファク
トが無い画像が得られる。これらの画像は、RFコイルの
感度分布とみなせることが知られており、本実施例でも
これを感度分布Wn(x,y)とする。尚、マルチスライス撮
影の場合には、コイルの感度分布は各コイルの各スライ
ス毎に求めておく必要がある。また３次元撮影の場合に
は、各コイル毎に得られる信号は３次元計測空間（kx,k
y,kz）の関数となるので、低周波通過フィルタに３次元
フィルタを用い、フーリエ変換を３次元に拡張すること
によりコイルの３次元感度分布Wn(x,y,z)を求めること
ができる。
【００２７】次にこの感度分布Wn(x,y)を用いた合成演
算504について説明する。合成演算は、画像空間（実空
間）で行なう方法と、計測空間で行なう方法とがある
が、いずれも採用できる。
算504について説明する。合成演算は、画像空間（実空
間）で行なう方法と、計測空間で行なう方法とがある
が、いずれも採用できる。
【００２８】図８に画像空間で行なう方法を概念的に説
明する図を示す。ここでは説明を簡単にするために２つ
の小型コイル801、802からなるマルチプルコイルの場合
を説明する。図４に示すｋ空間の領域２のように位相エ
ンコード方向に粗に（間引いて）データを収集した場
合、２つのコイルからの信号は、図８（ｂ）、（ｃ）に
示すように位相エンコード方向に折返しアーチファクト
804が生じた画像803になる。このような画像に対し、各
小型コイルの感度分布を掛合わせることにより折返しア
ーチファクト804を除去することができ、同図（ａ）に
示すように折返しによる画像の重なりがない画像が得ら
れる。
明する図を示す。ここでは説明を簡単にするために２つ
の小型コイル801、802からなるマルチプルコイルの場合
を説明する。図４に示すｋ空間の領域２のように位相エ
ンコード方向に粗に（間引いて）データを収集した場
合、２つのコイルからの信号は、図８（ｂ）、（ｃ）に
示すように位相エンコード方向に折返しアーチファクト
804が生じた画像803になる。このような画像に対し、各
小型コイルの感度分布を掛合わせることにより折返しア
ーチファクト804を除去することができ、同図（ａ）に
示すように折返しによる画像の重なりがない画像が得ら
れる。
【００２９】計測空間で信号を合成する方法では、小型
RFコイルの感度分布を適当な重みで合成して得られる合
成感度分布が所望の周波数となるように重みを決めるこ
とにより、計測空間上の不足しているデータを作成す
る。
RFコイルの感度分布を適当な重みで合成して得られる合
成感度分布が所望の周波数となるように重みを決めるこ
とにより、計測空間上の不足しているデータを作成す
る。
【００３０】例えば、小型RFコイルの感度分布Wn(x,y)
を適当な重みCnで合成して、exp(i・mΔky・y)[mは整数]
の形の合成感度分布Wcomp(x,y)が得られるとする。
を適当な重みCnで合成して、exp(i・mΔky・y)[mは整数]
の形の合成感度分布Wcomp(x,y)が得られるとする。
【数１】 このとき合成される信号S(kx,ky)は、次式で示される。
【数２】 式（２）中、ρは磁化密度、＾は２次元フーリエ変換を
表す。この式（２）からわかるように合成感度分布Wcom
p(x,y)を用いることにより、ρ＾(kx,ky)からρ＾(kx,k
y-mΔky)を求めることができる。これはｋ空間の位相エ
ンコード方向で粗であるデータ間のデータを埋め合せる
ことを意味する。
表す。この式（２）からわかるように合成感度分布Wcom
p(x,y)を用いることにより、ρ＾(kx,ky)からρ＾(kx,k
y-mΔky)を求めることができる。これはｋ空間の位相エ
ンコード方向で粗であるデータ間のデータを埋め合せる
ことを意味する。
【００３１】図９は、この方法を概念的に示す図であ
る。図示するように、まず領域１（402）の計測データ
からLPF、ゼロフィルング、FT処理によって感度分布を
求める。次に、間引きによって計測データが粗に配列し
ている領域２（403）について、上記計算により既に求
められたデータ（拡大図の実線に対応）から不足してい
るデータ（拡大図の点線に対応）を作成する。このよう
に作成することができる新たなデータの数（点線の本
数）は、小型RFコイルの数に依存し、小型RFコイルが４
個の場合には新たなデータを４本まで作成できる。図示
する例では、間引き率が４で、３本のデータを作成する
場合を示している。
る。図示するように、まず領域１（402）の計測データ
からLPF、ゼロフィルング、FT処理によって感度分布を
求める。次に、間引きによって計測データが粗に配列し
ている領域２（403）について、上記計算により既に求
められたデータ（拡大図の実線に対応）から不足してい
るデータ（拡大図の点線に対応）を作成する。このよう
に作成することができる新たなデータの数（点線の本
数）は、小型RFコイルの数に依存し、小型RFコイルが４
個の場合には新たなデータを４本まで作成できる。図示
する例では、間引き率が４で、３本のデータを作成する
場合を示している。
【００３２】こうして新たなデータを補充した後のデー
タは、ｋ空間の全領域を間引かずに測定したデータと同
じであり、これを２次元フーリエ変換することにより折
返しアーチファクトのない画像を得ることができる。
タは、ｋ空間の全領域を間引かずに測定したデータと同
じであり、これを２次元フーリエ変換することにより折
返しアーチファクトのない画像を得ることができる。
【００３３】このように本実施例では、位相エンコード
の一部を間引いて時間を短縮した撮影を行なうとともに
その撮影で得られた計測データのうち密である部分のデ
ータを用いて折り返しのないRFコイル感度分布を得るよ
うにしたので、感度分布を求めるための計測と本計測と
の間の時間差をなくすことができ、それに伴う演算誤差
を無くすことができる。
の一部を間引いて時間を短縮した撮影を行なうとともに
その撮影で得られた計測データのうち密である部分のデ
ータを用いて折り返しのないRFコイル感度分布を得るよ
うにしたので、感度分布を求めるための計測と本計測と
の間の時間差をなくすことができ、それに伴う演算誤差
を無くすことができる。
【００３４】特に計測データのうち、主な画像情報が含
まれている低位相エンコード成分のデータを密に取得し
ていることにより、S/Nが劣化しにくい画像を得ること
ができ、臨床応用において診断に極めて有効な画像を提
供することができる。また予めコイルの感度分布を求め
るための計測を行なう必要がないので、本計測における
時間短縮効果に加え、全体としての計測時間の短縮を図
ることができる。したがって、特に連続撮影の場合に好
適である。
まれている低位相エンコード成分のデータを密に取得し
ていることにより、S/Nが劣化しにくい画像を得ること
ができ、臨床応用において診断に極めて有効な画像を提
供することができる。また予めコイルの感度分布を求め
るための計測を行なう必要がないので、本計測における
時間短縮効果に加え、全体としての計測時間の短縮を図
ることができる。したがって、特に連続撮影の場合に好
適である。
【００３５】図１０に、撮影を時系列に繰り返しリアル
タイムの連続画像を得るダイナミック撮影に、本発明を
適用した実施例を示す。ダイナミック撮影では、マルチ
プルコイルの各小型RFコイルでそれぞれ取得した信号を
合成し、画像表示／転送を連続して繰り返し、時系列に
連続する画像（画像番号1,2,3・・・1000）を取得する。こ
こで１枚目の画像取得では、図５に示すステップ502、5
03、504と同様に、信号取得1001、感度分布計算1002、
信号合成1003の各ステップを行ない、感度分布計算1002
で求めた感度分布を用いて折返しアーチファクトを除去
した画像を再構成する。この画像はMRI装置のディスプ
レイに表示され、或いは外部の表示装置や記憶装置等に
転送される（1004）。１枚目で求めた感度分布計算結果
は信号処理部のメモリの特定アドレスに格納される。
タイムの連続画像を得るダイナミック撮影に、本発明を
適用した実施例を示す。ダイナミック撮影では、マルチ
プルコイルの各小型RFコイルでそれぞれ取得した信号を
合成し、画像表示／転送を連続して繰り返し、時系列に
連続する画像（画像番号1,2,3・・・1000）を取得する。こ
こで１枚目の画像取得では、図５に示すステップ502、5
03、504と同様に、信号取得1001、感度分布計算1002、
信号合成1003の各ステップを行ない、感度分布計算1002
で求めた感度分布を用いて折返しアーチファクトを除去
した画像を再構成する。この画像はMRI装置のディスプ
レイに表示され、或いは外部の表示装置や記憶装置等に
転送される（1004）。１枚目で求めた感度分布計算結果
は信号処理部のメモリの特定アドレスに格納される。
【００３６】次いで２枚目の画像では、信号取得後、こ
のメモリ内に格納された感度分布データを用いて折返し
アーチファクトを除去する合成処理1003を行なう。以
後、受信コイルの配置が変らない限り、感度分布計算は
行なわず、メモリ内の感度分布データを用いて合成処理
する。受信コイルの配置が変らなければ感度分布も変ら
ないので、上述のように最初に求めた計算結果を用いる
ことができる。これによりダイナミック撮影の撮影間隔
（画像取得と次の画像取得との間隔）が短くなっても画
像化のための演算を短くでき、表示のリアルタイム性
（時間分解能）を向上することができる。例えば撮影シ
ーケンスとしてEPIのような高速シーケンスを採用した
場合、連続高速撮影を実効あるものにするためには演算
の高速化が重要であるが、図１０に示す実施例を採用す
ることにより、リアルタイムで被検体の状況をモニタす
ることができる。
のメモリ内に格納された感度分布データを用いて折返し
アーチファクトを除去する合成処理1003を行なう。以
後、受信コイルの配置が変らない限り、感度分布計算は
行なわず、メモリ内の感度分布データを用いて合成処理
する。受信コイルの配置が変らなければ感度分布も変ら
ないので、上述のように最初に求めた計算結果を用いる
ことができる。これによりダイナミック撮影の撮影間隔
（画像取得と次の画像取得との間隔）が短くなっても画
像化のための演算を短くでき、表示のリアルタイム性
（時間分解能）を向上することができる。例えば撮影シ
ーケンスとしてEPIのような高速シーケンスを採用した
場合、連続高速撮影を実効あるものにするためには演算
の高速化が重要であるが、図１０に示す実施例を採用す
ることにより、リアルタイムで被検体の状況をモニタす
ることができる。
【００３７】次に、以上説明したMRI装置に好適なEPIシ
ーケンスを組込んだMRI装置について説明する。この態
様においても装置の構成は図１に示すものと同様である
が、この態様によるMRI装置は制御部111の制御のシーケ
ンスとして、計測空間（ｋ空間）が領域によって異なる
密度となるように計測データを収集する制御を行なうEP
Iシーケンスが組込まれている。
ーケンスを組込んだMRI装置について説明する。この態
様においても装置の構成は図１に示すものと同様である
が、この態様によるMRI装置は制御部111の制御のシーケ
ンスとして、計測空間（ｋ空間）が領域によって異なる
密度となるように計測データを収集する制御を行なうEP
Iシーケンスが組込まれている。
【００３８】図１１はそのようなEPIシーケンスの一実
施例を示す図で、スピンエコー型のEPIシーケンスを示
している。即ち、スライス選択傾斜磁場パルスGs1103と
同時に被検体組織の核スピンを励起するRFパルス1101を
印加し、TE/2時間後に最初のRFパルス1101によって発生
した横磁化を反転するRFパルス1102をスライス選択傾斜
磁場パルスGs1104と共に印加し、その後極性が反転する
読み出し傾斜磁場パルスGr1105を連続して印加しながら
エコー信号1106を計測する。この際、読み出し傾斜磁場
パルスGr毎にエコー信号を位相エンコードする位相エン
コード傾斜磁場Ge1107、1108を印加する。
施例を示す図で、スピンエコー型のEPIシーケンスを示
している。即ち、スライス選択傾斜磁場パルスGs1103と
同時に被検体組織の核スピンを励起するRFパルス1101を
印加し、TE/2時間後に最初のRFパルス1101によって発生
した横磁化を反転するRFパルス1102をスライス選択傾斜
磁場パルスGs1104と共に印加し、その後極性が反転する
読み出し傾斜磁場パルスGr1105を連続して印加しながら
エコー信号1106を計測する。この際、読み出し傾斜磁場
パルスGr毎にエコー信号を位相エンコードする位相エン
コード傾斜磁場Ge1107、1108を印加する。
【００３９】通常のEPIシーケンスでは、例えばｋ空間
のマトリクスサイズが128×128であるとすると、読み出
し傾斜磁場パルスを128回反転し、128個のエコー信号を
計測する。位相エンコード傾斜磁場パルスも最初のオフ
セットパルスの他、同じ大きさのパルスを128個印加す
る。これに対し本実施例のEPIシーケンスでは、例えば
位相エンコード０のエコー信号から所定の位相エンコー
ドまでのエコー信号は位相エンコード数が１ずつインク
リメントするような大きさの位相エンコード傾斜磁場パ
ルス1107を印加する。それ以降に計測するエコー信号に
ついては位相エンコード数が複数、例えば４ずつインク
リメントするような大きさの位相エンコード傾斜磁場パ
ルス1108を印加する。
のマトリクスサイズが128×128であるとすると、読み出
し傾斜磁場パルスを128回反転し、128個のエコー信号を
計測する。位相エンコード傾斜磁場パルスも最初のオフ
セットパルスの他、同じ大きさのパルスを128個印加す
る。これに対し本実施例のEPIシーケンスでは、例えば
位相エンコード０のエコー信号から所定の位相エンコー
ドまでのエコー信号は位相エンコード数が１ずつインク
リメントするような大きさの位相エンコード傾斜磁場パ
ルス1107を印加する。それ以降に計測するエコー信号に
ついては位相エンコード数が複数、例えば４ずつインク
リメントするような大きさの位相エンコード傾斜磁場パ
ルス1108を印加する。
【００４０】図示する例では簡単にするために８個のエ
コー信号を計測する場合を示しており、５番目の信号計
測まで通常の大きさの位相エンコード傾斜磁場パルス11
07を印加し、６番目から８番目の信号計測まで通常の大
きさの４倍の位相エンコード傾斜磁場パルス1108を印加
している。１〜５番目までの信号が図４に示すｋ空間の
領域１（402）に対応し、６〜８番目までの信号が領域
２（403）に対応する。従って６〜８番目について、従
来は１２（３×４）個の信号を計測する時間が必要であ
ったのに対し、このシーケンスでは９（１２−３）個の
信号計測時間分短縮を図ることができる。ｋトラジェク
トリで言えば、上記シーケンスの実行により領域１につ
いて密に計測をし、領域２については粗に計測すること
ができる。
コー信号を計測する場合を示しており、５番目の信号計
測まで通常の大きさの位相エンコード傾斜磁場パルス11
07を印加し、６番目から８番目の信号計測まで通常の大
きさの４倍の位相エンコード傾斜磁場パルス1108を印加
している。１〜５番目までの信号が図４に示すｋ空間の
領域１（402）に対応し、６〜８番目までの信号が領域
２（403）に対応する。従って６〜８番目について、従
来は１２（３×４）個の信号を計測する時間が必要であ
ったのに対し、このシーケンスでは９（１２−３）個の
信号計測時間分短縮を図ることができる。ｋトラジェク
トリで言えば、上記シーケンスの実行により領域１につ
いて密に計測をし、領域２については粗に計測すること
ができる。
【００４１】本発明は、上述したスピンエコー型のEPI
のみならずグラディエントエコー型のEPIにも、また１
回の励起で必要な計測データを収集するワンショットの
EPIにもマルチショット（分割型）のEPIにも適用するこ
とができる。このような本発明の第２の態様によるMRI
装置は、前述したマルチプルコイルを用いたパラレルMR
Iのシーケンスとして好適である。上述したEPIシーケン
スをパラレルMRIに適用する場合にも信号処理部で行う
処理はGrEシーケンスの場合と同じである。即ち、図５
に示したように上述のEPIシーケンスによって計測した
データを用いて、マルチプルコイルを構成する各小型RF
コイル毎に感度分布計算503を行なうとともに求めた感
度分布を用いて合成処理504を行ない、折返しアーチフ
ァクトを排除した画像を得る。
のみならずグラディエントエコー型のEPIにも、また１
回の励起で必要な計測データを収集するワンショットの
EPIにもマルチショット（分割型）のEPIにも適用するこ
とができる。このような本発明の第２の態様によるMRI
装置は、前述したマルチプルコイルを用いたパラレルMR
Iのシーケンスとして好適である。上述したEPIシーケン
スをパラレルMRIに適用する場合にも信号処理部で行う
処理はGrEシーケンスの場合と同じである。即ち、図５
に示したように上述のEPIシーケンスによって計測した
データを用いて、マルチプルコイルを構成する各小型RF
コイル毎に感度分布計算503を行なうとともに求めた感
度分布を用いて合成処理504を行ない、折返しアーチフ
ァクトを排除した画像を得る。
【００４２】またダイナミック撮影の場合には、図１０
に示したように、感度分布計算は第１枚目の画像の再構
成時にのみ行ない、それ以降の画像についてはその感度
分布を用いて信号取得から画像表示／転送までの処理を
連続して行なう。この場合、既に述べたように本発明の
EPIシーケンスは通常のEPIシーケンスに比べ信号取得時
間が短縮されており、しかも感度分布計算を本計測とは
別に或いは信号取得毎に行なう必要がないので極めて高
速の連続撮影が可能となる。
に示したように、感度分布計算は第１枚目の画像の再構
成時にのみ行ない、それ以降の画像についてはその感度
分布を用いて信号取得から画像表示／転送までの処理を
連続して行なう。この場合、既に述べたように本発明の
EPIシーケンスは通常のEPIシーケンスに比べ信号取得時
間が短縮されており、しかも感度分布計算を本計測とは
別に或いは信号取得毎に行なう必要がないので極めて高
速の連続撮影が可能となる。
【００４３】以上、本発明のMRI装置の各実施の形態を
説明したが、本発明はこれら実施形態に限定されること
なく種々の変更が可能である。例えば、以上の説明では
パラレルMRIに用いるパルスシーケンスとしてGrEシーケ
ンス及びEPIシーケンスを例示したが、FSE(ファースト
スピンエコーシーケンス)、SE(スピンエコーシーケン
ス)、Burstシーケンス、スパイラルシーケンスなどの公
知のシーケンスにも適用できる。また、３次元撮影にも
拡張できる。
説明したが、本発明はこれら実施形態に限定されること
なく種々の変更が可能である。例えば、以上の説明では
パラレルMRIに用いるパルスシーケンスとしてGrEシーケ
ンス及びEPIシーケンスを例示したが、FSE(ファースト
スピンエコーシーケンス)、SE(スピンエコーシーケン
ス)、Burstシーケンス、スパイラルシーケンスなどの公
知のシーケンスにも適用できる。また、３次元撮影にも
拡張できる。
【００４４】図１２はスパイラルシーケンスの場合のｋ
トラジェクトリ1200を示す図である。この場合、ｋ空間
中央の円形の領域１（1202）は信号が密に配列する領域
であり、その周囲の領域２（1203）は信号が粗になって
いる。このようなスパイラルシーケンスの計測データか
ら感度分布を求めるためには、図１３に示すようなフィ
ルタプロファイル1301、1302の２次元フィルタを用い
る。このような２次元フィルタとしては、２次元ガウス
フィルタ、２次元ハニングフィルタ、２次元ハミングフ
ィルタ等がある。領域１（1202）の計測データから求め
た各小型コイル毎の感度分布を用いて、折返しアーチフ
ァクトを排除した画像を合成する点は他のシーケンスの
場合と同様である。
トラジェクトリ1200を示す図である。この場合、ｋ空間
中央の円形の領域１（1202）は信号が密に配列する領域
であり、その周囲の領域２（1203）は信号が粗になって
いる。このようなスパイラルシーケンスの計測データか
ら感度分布を求めるためには、図１３に示すようなフィ
ルタプロファイル1301、1302の２次元フィルタを用い
る。このような２次元フィルタとしては、２次元ガウス
フィルタ、２次元ハニングフィルタ、２次元ハミングフ
ィルタ等がある。領域１（1202）の計測データから求め
た各小型コイル毎の感度分布を用いて、折返しアーチフ
ァクトを排除した画像を合成する点は他のシーケンスの
場合と同様である。
【００４５】
【発明の効果】本発明のMRI装置によれば、マルチプル
コイルを用いたパラレルMRIの実施にあたり、ｋ空間の
一部の領域を間引きして計測時間を短縮した撮影を行な
うとともに計測データが密である領域のデータを用いて
感度分布を求め、信号を合成するので、リアルタイム性
が要求される撮影で画質が劣化しない。特にｋ空間の低
周波成分を密にデータ取得することにより、S/Nが高く
診断価値の高い画像を得ることができる。
コイルを用いたパラレルMRIの実施にあたり、ｋ空間の
一部の領域を間引きして計測時間を短縮した撮影を行な
うとともに計測データが密である領域のデータを用いて
感度分布を求め、信号を合成するので、リアルタイム性
が要求される撮影で画質が劣化しない。特にｋ空間の低
周波成分を密にデータ取得することにより、S/Nが高く
診断価値の高い画像を得ることができる。
【００４６】また、撮影に先立ってRFコイルの感度分布
を計測する必要がないので、トータルの撮影時間を延長
しない。したがって、パラレルMRI技術の特徴である短
時間撮影の効果が発揮できる。
を計測する必要がないので、トータルの撮影時間を延長
しない。したがって、パラレルMRI技術の特徴である短
時間撮影の効果が発揮できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるMRI装置のブロック図。
【図２】図１のMRI装置の要部を示すブロック図。
【図３】本発明のMRI装置が採用するパルスシーケンス
の一実施例を示す図。
の一実施例を示す図。
【図４】図３のシーケンスによる計測データのｋ空間デ
ータ配列の一例を示す図。
ータ配列の一例を示す図。
【図５】本発明のMRI装置の信号処理部の処理の一実施
例を示す模式図
例を示す模式図
【図６】本発明による感度分布計算を説明する図。
【図７】本発明による感度分布計算を説明する図。
【図８】本発明による信号合成の一実施例を説明する
図。
図。
【図９】本発明による信号合成の他の実施例を説明する
図。
図。
【図１０】本発明のMRI装置による連続撮影の一実施例
を示す図。
を示す図。
【図１１】本発明のMRI装置が採用するパルスシーケン
スの他の実施例を示す図。
スの他の実施例を示す図。
【図１２】本発明による計測データのｋ空間データ配列
の他の例を示す図。
の他の例を示す図。
【図１３】本発明による感度分布計算の他の実施例を説
明する図。
明する図。
101・・・・・・被検体 103・・・・・・傾斜磁場コイル 104・・・・・・送信RFコイル 105・・・・・・受信RFコイル 107・・・・・・信号処理部 111・・・・・・制御部 202・・・・・・小型RFコイル
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C096 AB02 AB17 AB25 AD06 AD07 AD09 AD10 AD12 AD13 BA06 BA10 BA31 BA42 BB18 CB20 CC12 CC17 DA08 DA13 DA14 DA15 DB02 DB09 DB16
Claims (3)
- 【請求項１】検知する磁化を含む被検体に高周波パルス
を照射し横磁化を発生する手段と、横磁化が付与された
被検体に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加する手段
と、読み出し傾斜磁場パルスを印加する手段と、前記読
み出し傾斜磁場の印加中に発生するエコー信号を検出す
る手段と、前記各手段を制御する手段と、エコー信号か
ら画像を再構成する手段を含む核磁気共鳴撮影装置にお
いて、 前記エコー信号を検出する手段は、空間的に一部分をオ
ーバーラップしかつ互いに区分された検出感度領域を有
する複数の受信コイルを備え、 前記制御手段は、前記位相エンコード傾斜磁場及び読み
出し傾斜磁場によって規定される計測空間（ｋ空間）が
領域によって異なる密度となるように計測データを収集
する制御を行い、 前記画像再構成手段は、前記計測データの一部分から計
算した前記各受信コイルの感度分布及び上記計測データ
を用いて、折り返しを排除した高分解能画像を取得する
ことを特徴とした核磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項２】前記制御手段は、計測データの収集とそれ
に続く画像再構成とを連続して行い、時間的に連続する
複数の画像を順次表示する制御を行い、 画像再構成手段は、複数の画像再構成に、一つの計測デ
ータから計算した感度分布を用いることを特徴とする請
求項１記載の核磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項３】検知する磁化を含む被検体に高周波パルス
を照射し横磁化を発生する手段と、横磁化が付与された
被検体に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加する手段
と、読み出し傾斜磁場パルスを印加する手段と、前記読
み出し傾斜磁場の印加中に発生するエコー信号を検出す
る手段と、前記各手段を制御する手段と、エコー信号か
ら画像を再構成する手段を含む核磁気共鳴撮影装置にお
いて、 前記制御手段は、前記高周波パルスによる１回の横磁化
発生に続き、極性の反転する読み出し傾斜磁場を連続し
て印加するとともに読み出し傾斜磁場の印加に同期して
位相エンコード傾斜磁場を印加し、その際、連続するエ
コー信号計測の所定の時間領域では前記位相エンコード
傾斜磁場の強度を第１の値に設定し、前記所定の時間領
域以外の時間領域では前記位相エンコード傾斜磁場強度
を第２の値に設定することを特徴とする核磁気共鳴撮影
装置。
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