JP2007260425A

JP2007260425A - 核磁気共鳴撮影装置

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Publication number: JP2007260425A
Application number: JP2007151364A
Authority: JP
Inventors: Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋; Masahiro Takizawa; 将宏瀧澤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2007-06-07
Filing date: 2007-06-07
Publication date: 2007-10-11
Anticipated expiration: 2019-12-08
Also published as: JP4675936B2

Abstract

【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、高周波パルスによる横磁化発生に続き、エコー信号を連続して計測する。連続して計測したエコー信号の一部を用いて、各受信コイルの感度分布を計算し、計算した感度分布と連続計測したエコー信号とを用いて画像を再構成する。
【選択図】図３

Description

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。

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（特許文献１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。

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、非特許文献１、非特許文献２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。上掲の非特許文献１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、非特許文献２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。

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。
特表平２−５００１７５号公報 Daniel K Sodickson, Warren JManning "Simultaneous acquisition of spatial harmonics(SMASH):fast imaging withradiofrequency coil arrays" Magnetic Resonance in Medicine 38,591-603,(1997) J.Wang，A.Reykowski"A SMASH/SENSE related method using ratios of array coil profiles"ISMRM 99

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。

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。

上記課題を解決するために、本発明は、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。
すなわち本発明のMRI装置は、被検体が収納される空間に均一な磁場を発生する磁石と、複数の小型コイルからなり、前記被検体から発生するＮＭＲ信号を検出するマルチプルコイルと、前記被検体に、高周波磁場、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場を印加する磁場印加手段と、前記磁場印加手段を制御する制御手段と、前記各小型コイルに対応して前記マルチプルコイルで検出されたＮＭＲ信号からｋ空間データを取得する手段と、前記小型コイルの感度分布を算出する感度算出手段と、前記ｋ空間データと前記感度分布から画像を生成する画像生成手段とを備え、
前記制御手段は、前記位相エンコード傾斜磁場の傾斜ステップをｋ空間の低周波領域の測定では高周波領域の測定よりも小さくする制御を行い、前記感度算出手段は、各小型コイルについてｋ空間の低周波領域のデータのみを用いて撮影空間における各コイルの感度分布を算出することを特徴とする。

また本発明の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制御手段と、エコー信号から画像を再構成する画像再構成手段を含み、
前記エコー信号を検出する手段は、互いに空間的に異なる検出感度分布を有する複数の受信コイルを備え、前記制御手段は、前記高周波パルスによる横磁化発生に続き、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、エコー信号を連続して計測し、前記画像再構成手段は、前記連続して計測したエコー信号の一部を用いて、各受信コイルの感度分布を計算し、計算した感度分布と前記連続計測したエコー信号とを用いて、パラレルイメージングに基く演算を行なって画像を再構成することを特徴とする。

本発明の制御手段が行う撮影方法は、例えば、エコープレナーイメージング（EPI）であり、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。

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。

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。

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が横たわるベッド112とを備えている。

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。

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。

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。

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。

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。

次に上記構成のMRI装置を用いた撮影方法および画像再構成（合成）について図３〜図９を参照して説明する。
本発明のMRI装置は、パルスシーケンスとして、１回後に連続してエコー信号を計測するパルスシーケンスを採用している。図３はそのようなパルス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。

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。

図４は、上記シーケンスの１回または複数回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）の全列または複数列のデータが取得される。

図３に示す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1107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。

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ステップずつ位相エンコードは増えていくが、10％を超えると２ステップずつもしくは４ステップず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。

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。

このようにEPIパルスシーケンスを用い領域によって位相エンコードステップの密度を異ならせて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。

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。

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。

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,ky,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。

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。

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。

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。

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。

このとき合成される信号S(kx,ky)は、次式で示される。

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Wcomp(x,y)を用いることにより、ρ＾(kx,ky)からρ＾(kx,ky-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。

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。

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。

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。

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。

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、503、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。

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。

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。

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。

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)、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。

図１１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１２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。

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。

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。

本発明が適用されるMRI装置のブロック図。図１のMRI装置の要部を示すブロック図。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。図３のシーケンスによる計測データのｋ空間データの配列の一例を示す図。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。本発明による感度分布計算を説明する図。本発明による感度分布計算を説明する図。本発明による信号合成の一実施例を説明する図。本発明による信号合成の他の実施例を説明する図。本発明のMRI装置による連続撮影の一実施例を示す図。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。本発明による感度分布計算の他の実施例を説明する図。

符号の説明

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

Claims

被検体が収納される空間に均一な磁場を発生する磁石と、
複数の小型コイルからなり、前記被検体から発生するＮＭＲ信号を検出するマルチプルコイルと、
前記被検体に、高周波磁場、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場を印加する磁場印加手段と、
前記磁場印加手段を制御する制御手段と、
前記各小型コイルに対応して前記マルチプルコイルで検出されたＮＭＲ信号からｋ空間データを取得する手段と、
前記小型コイルの感度分布を算出する感度算出手段と、
前記ｋ空間データと前記感度分布から画像を生成する画像生成手段とを備えた核磁気共鳴撮影装置であって、
前記制御手段は、前記位相エンコード傾斜磁場の傾斜ステップをｋ空間の低周波領域の測定では高周波領域の測定よりも小さくする制御を行い、
前記感度算出手段は、各小型コイルについてｋ空間の低周波領域のデータのみを用いて撮影空間における各コイルの感度分布を算出することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
請求項１に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
さらに、前記ｋ空間データから低周波領域のデータを抽出する抽出手段を備え、
前記感度算出手段は、前記抽出された低周波領域データと低周波領域以外をゼロフィルしたデータとからなるデータをフーリエ変換し感度分布を算出することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
請求項２に記載の核磁気共鳴撮影装置であって、
前記感度算出手段は、前記抽出された低周波領域データとゼロフィルした低周波領域以外のデータとの境界を平滑にするフィルタ手段を備えたことを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
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制御手段と、エコー信号から画像を再構成する画像再構成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、互いに空間的に異なる検出感度分布を有する複数の受信コイルを備え、
前記制御手段は、前記高周波パルスによる横磁化発生に続き、読み出し傾斜磁場および位相エンコード傾斜磁場を印加し、エコー信号を連続して計測し、
前記画像再構成手段は、前記連続して計測したエコー信号の一部を用いて、各受信コイルの感度分布を計算し、計算した感度分布と前記連続計測したエコー信号とを用いて、パラレルイメージングに基く演算を行なって画像を再構成することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。