JP4326910B2

JP4326910B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP4326910B2
Application number: JP2003365797A
Authority: JP
Inventors: 憲史津村; 和則富澤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2003-10-27
Filing date: 2003-10-27
Publication date: 2009-09-09
Anticipated expiration: 2023-10-27
Also published as: JP2005124971A

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磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）において、被検体から発生する下記磁気共鳴信号（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「フェーズドアレイコイル」と呼ばれる高感度コイルが近年多用され始めている（例えば、特許文献１）。

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、非特許文献１や非特許文献２に記載されているような、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。

なお、水平磁場頭部用マルチプルＲＦコイルとしては、非特許文献３に記載されたものがある。また、水平磁場頭部用ＱＤマルチプルＲＦコイルとしては、非特許文献４に記載されたものがある。さらに、水平磁場腹部用ＱＤマルチプルＲＦコイルとしては、非特許文献５に記載されたものがある。

上述した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技術は、空間エンコード法、もしくはパラレルイメージング法と呼ばれ、マルチプルＲＦコイルの感度分布がお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。上記非特許文献２では、演算をフーリエ変換後の実空間で行われる。

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や、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等が知られている。

高速撮像法であるパラレルイメージング法は、ＲＦ受信コイルの数が多くなるほど、位相エンコードを間引く最大の割合を多くすることができる。例えば、ＲＦコイルがＮのとき、位相エンコードは最大でＮ分の１に間引くことができる。このように、位相エンコードを一定の割合で間引いて撮影の繰り返し回数を削減し、撮像時間の短縮を可能としている。この間引き率を一般に倍速数と呼ぶ。

例えば、位相エンコード数を２分の１に間引く場合、倍速数は２となる。このように、倍速数を可変にすることによって撮像時間を自由に設定することが可能となる。

図１０は、全位相エンコード数が３２で、上記パラレルイメージング法において倍速数が２のときの計測データのｋ空間データ配列（ｋトラジェクトリ）を示す図である。図１０において、データのうち、白い部分は計測する位相エンコード４０２示し、グレー部分は計測しない位相エンコード４０３を示す。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。このように計測されたときの本計測位相エンコード数は、次式（１）で表すことができる。
本計測位相エンコード数＝（全位相エンコード数／倍速数／２）×２ ---（１）
ただし、上記（１）式において、下線部は小数点以下切り捨てとする。

ここで、ｋ空間の中心に対して対称にするために、本計測用位相エンコード数が偶数となるようにする。

図１０に示した例では、本計測位相エンコード数は１６となる。全位相エンコード数が一定であるならば、本計測位相エンコード数は倍速数のみに依存しており、倍速数の増加と共に階段的に減少することがわかる。

一方、ＲＦ受信コイルの感度分布を事前に取得する上記パラレルイメージング法と異なり、被検体から発生されるＮＭＲ信号を検出して被検体の特定の断面像を取得する本計測において、ＲＦ受信コイルの感度分布をリアルタイムに取得する手法が特許文献２に提案されている。

特許文献２記載の技術は、マルチプルコイルを用いたパラレルイメージング法の実施にあたり、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像を行うとともに、間引かずに計測した領域のデータを用いて各ＲＦコイルの感度分布を求め、信号を合成するので、リアルタイム性が要求される撮像で画質が劣化しない。

また、撮影に先立ってＲＦコイルの感度分布を取得する必要がないので、トータルの撮像時間を短縮することができるという特徴を有する。本計測でＲＦ受信コイルの感度分布を取得するため、ｋ空間の高周波数域（高域）は疎となり、低周波数域（低域）は密となる。

図１１は、本計測で感度データを取得するパラレルイメージング法によって計測されたときのｋ空間を示す図で、データのうちの白い部分は計測するエンコードを示し、グレー部分は計測しない位相エンコードを示す。位相エンコードステップは、ｋ空間５０１の領域ａ５０２と領域ｂ５０３とで異なる。位相エンコードの低域部分を占める領域ａ５０２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ｂ５０３は、位相エンコード方向に疎に信号が取得される。

パラレルイメージング方式によって取得された計測データは本計測データ５０４と感度データ５０５とに分割される。本計測データは折り返しのある画像を生成し、感度データによって得られる各ＲＦコイルの感度分布を用いて、折り返しが除去される。

図１１を見てわかるように、領域ａ５０２には、感度データ５０５のみに使われる位相エンコードと、感度データ５０５及び本計測データ５０４に併用される位相エンコードとが交互に繰り返されている。

このように、領域ａ５０２の一部分の位相エンコードを感度データ５０５と本計測データ５０４とに併用することで、撮像時間を短縮でき、リアルタイム性に優れたパラレルイメージング法を実現できる。

本計測用位相エンコード数は（１）式で表すことができ、ｋ空間全体での計測位相エンコード数は、次式（２）で表すことができる。

計測位相エンコード数＝本計測用位相エンコード数＋領域ａ５０２の感度データのみの計測エンコード −−−---（２）

特表平２−５００１７５号公報特開２００１−１６１６５７号公報 Daniel KSodickson, Warren J Manning "Simultaneous acquisition of spatial harmonics(SMASH): fast imaging with radio frequency 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 Array Head Coil for Improved Functional MRI (Christoph Leussler), 1996 ISMRM abstract p.249 Helmet and Cylindrical Shaped CP Array Coils for Brain Imaging: A Comparison of Signal-to-Noise Characteristics(H. A. Stark, E. M. Haacke), 1996 ISMRM abstract p.1412 Four Channel Wrap-Around Coil with Inductive Decoupler for 1.5T Body Imaging (T. Takahashi et. al), 1995 ISMRM abstract p.1418

高速撮像法であるパラレルイメージング法は、撮像時間の短縮のみに用いるのでなく、撮像時間の短縮分を空間分解能の向上やスライス枚数の増加に充てるなど、撮像部位や撮像条件により多様な使用法がある。また、信号雑音比（Ｓ／Ｎ比）は倍速数の平方根に反比例するので、Ｓ／Ｎの劣化を抑えつつ、時間短縮を実現したいなどの要求がある。

例えば、心臓撮像において、撮像時間に関係あるパラメータは、ＴＲ、スライス枚数、心時相数、パラレルの倍速数、位相エンコード数、周波数エンコード数等があり、これらのパラメータの値のとり方は、多様であり、倍速数が整数のみに限られると、撮像できる条件の幅が狭まってしまう。このため、倍速数を小数点単位で可変とし、Ｓ/Ｎ比の低下をなるべく抑制して、スライス枚数を一枚増加させたり、心時相数を一つ増加させたいという要求がある。

このような要求を満たすためには、撮像時間を撮像条件に合わせて適切に設定し、倍速数を細かく設定することは不可欠である。

しかしながら、上記（１）式と（２）式とから明らかなように、全位相エンコード数が一定であるとき、計測位相エンコード数は倍速数及び領域ａ５０２の感度データのみに用いる計測エンコード数に依存しているため、計測位相エンコード数と倍速数の関係を一意に決定することは容易でない。

それ故、倍速数が小数点単位で可変であり、かつ倍速数の増加と共に位相エンコード数の間引き率が段階的に増加するように制御することは容易でない。上記特許文献２においても、倍速数を可変にできることは言及されているが、倍速数が小数点単位で可変とする具体的な方法論は提示されていない。

本発明の目的は、各ＲＦコイルの感度分布を本撮像で取得する、リアルタイム性に優れたパラレルイメージング法において、倍速数を小数点単位で可変にし、撮像時間の短縮を細かく設定できるＭＲＩ装置を実現することである。

上記目的を達成するため、本発明は次のように構成される。

（１）本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生手段と、位相エンコード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、被検体に核磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する送信系と、被検体からの核磁気共鳴信号を検出する受信系と、この受信系で検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理系と、上記傾斜磁場発生手段、送信系、受信系及び信号処理系を所定のシーケンスで制御する制御部とを有する。

そして、上記受信系は、空間的に一部分をオーバーラップし、かつ、互い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、上記制御手段は、上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ｋ空間が、整数と小数点以下の値を含む倍速数によって規定される密度となるように計測データを収集し、かつ、倍速数が小数点以下の値を含む場合、上記倍速数の少数点以下を切り上げた整数の値がｎであるとき、全位相エンコード数/ｎ/２を算出した値から小数点以下の値を切り捨てて得られた整数値に２を掛けた値に感度分布データのみに使用される計測エンコード数を加算して、倍速数がｎの計測位相エンコード数を算出し、全位相エンコード数/（ｎ−１）/２を算出した値から小数点以下の値を切り捨てて得られた整数値に２を掛けた値に感度分布データのみに使用される計測エンコード数を加算して、倍速数が（ｎ−１）の計測位相エンコード数を算出し、上記倍速数がｎの計測位相エンコード数とｎ−１の計測位相エンコード数との差分を算出し、算出した差分を１０で割り、上記倍速数の小数点以下の値を掛けて、２で割った値から、小数点以下の値を切り捨てて、２を掛けた値を、上記倍速数が（ｎ−１）の計測位相エンコード数から減算し、この減算した値を上記倍速数が小数点以下の値を含む場合の計測位相エンコード数とする。

各ＲＦコイルの感度データを被検体の特定の断面像を取得する本計測において取得し、リアルタイム性に優れ、体動による画像劣化を効果的に抑制することのできるパラレルイメージング法において、小数点を含めた倍速数を可変にし、撮像時間を細かく制御することが可能となり、撮像時間の短縮分を空間分解能の向上やスライス枚数の増加に充てたり、Ｓ／Ｎ比の劣化を抑えつつ時間を短縮したりするなどの臨床の場で要求される様々な使用法を可能とするＭＲＩ装置を実現することができる。

以下、本発明の実施形態について、添付図面を参照して説明する。
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略全体構成図である。

ＭＲＩ装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得るためのもので、静磁場発生手段１０１、傾斜磁場発生手段１０２、送信系１０３、受信系１０４、信号処理系１０５、制御部１０６、中央処理装置１０７及び図示しない操作部とを備えている。

静磁場発生手段１０１は、被検体１０８の周りのある広がりを持った空間に配置された永久磁石、超伝導磁石又は常伝導磁石のいずれかからなり、被検体１０８の周囲にその体軸と直交あるいは平行な方向に均一な静磁場を発生させる。

傾斜磁場発生手段１０２は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆを被検体１０８に印加する。この傾斜磁場の加え方により、被検体１０８の撮像断面が設定される。

送信系１０３は、高周波発振器１１１、変調器１１２、高周波増幅器１１３及び高周波照射コイル１１４を備え、傾斜磁場発生手段１０２で設定された被検体１０８の撮像断面の生体組織を構成する原子の原子核を励起して核磁気共鳴を起こさせるために、高周波発振器１１１から出力された高周波パルスを高周波増幅器１１３で増幅した後に、被検体１０８に近接して設置された高周波照射コイル１１４に供給して被検体１０８に照射する。

受信系１０４は、高周波受信コイル１１５、受信回路１１６及びアナログ／ディジタル（Ａ/Ｄ）変換器１１７とからなる。送信系１０３の高周波照射コイル１１４から電磁波が被検体１０８に照射され、被検体１０８から生体組織の原子核の磁気共鳴によるエコー信号であるＮＭＲ信号が発生する。被検体１０８に近接して配置された高周波受信コイル１１５により上記ＮＭＲ信号を検出し、受信回路１１６を介してＡ/Ｄ変換器１１７に入力し、ディジタル信号に変換する。そして、制御部１０６からの命令によるタイミングでサンプリングされた収集データとして、ＮＭＲ信号を信号処理系１０５に送る。

受信コイル１１５は、複数の受信コイルを用いた「マルチプルＲＦ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る。マルチプルＲＦコイルとは、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により、ＲＦ受信コイルの高い感度を保ったまま視野を拡大し、高感度化を図る受信専用ＲＦコイルである。

マルチプルＲＦコイルの信号検出部の一部を図２に示す。図２に示す例においては、４個のＲＦ受信コイル２０１１〜２０１４が、それぞれプリアンプ２０２１〜２０２４に接続されてひとつのマルチプルコイル２０３を構成する。信号検出部２０４は、４個のＡ/Ｄ変換・直交検波回路２０５１〜２０５４が並列して構成され、各プリアンプ２０２１〜２０２４に接続されている。

ＡＤ変換・直交検波器２０５１〜２０５４で検波された信号は、各コイルのフーリエ変換、フィルタリング、合成演算などを行うために信号処理系２０６に送られる。信号処理２０６で行う処理は、予めプログラムとして組み込まれている。

図１において、制御部１０６は、ＣＰＵ１０７の制御で動作し、スライスエンコード、位相エンコード、周波数エンコードの各傾斜磁場および高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し発生する。そして、制御部１０６は、被検体１０８の断層像のデータ取得に必要な種々の命令を傾斜磁場発生手段１０２、送信系１０３及び受信系１０４に送る。

本発明が適用されるＭＲＩ装置では、制御部１０６が、撮像時間の短縮率に比例する倍速数を小数点単位で可変となるように、ｋ空間の位相エンコードを間引き、高域の位相エンコードステップが疎になり、低域の位相エンコードステップが密になるように制御する。

信号処理系１０５は、ＣＰＵ１０７と、信号処理装置１１８と、メモリ１１９と、磁気ディスク１２０と、光ディスク１２１と、ディスプレイ１２２とを備え、受信系１０４で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行うとともに画像表示を行う。ＣＰＵ１０７は、収集データに対してフーリエ変換及び制御部１０６の制御を行う。また、信号処理装置１１８は、補正計算や収集データを断層像に再構成するために必要な処理を行う。

また、メモリ１１９は、経時的な画像解析処理及び指定された計測のシーケンスのプログラムやその実行の際に用いられるパラメータ等を記憶する。また、このメモリ１１９は、被検体に対して行った事前の計測で得た計測パラメータや受信系１０４で検出したＮＭＲ信号からの収集データおよび関心領域設定に用いる画像を一時保管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータ等を記憶する。

また、磁気ディスク１２０及び光ディスク１２１は、再構成された画像データを記憶するデータ格納部となる。

操作部（図示せず）は、トラックボールまたはマウス、キーボード等からなり信号処理系１０５で行う処理の制御情報を入力する。

次に、上記構成のＭＲＩ装置を用いた撮像法について説明する。
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。この図３に示す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る。このグラディエントエコー法においては、スライスエンコード傾斜磁場パルス３０２と共に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る。その後、位相エンコード傾斜磁場パルス３０３を印加し、次いで、読み出し傾斜磁場パルス３０４を印加して、エコー信号３０５を計測する。

ＲＦパルス３０１の印加からエコー信号３０５の計測までの時間（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。

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。

１回の信号取得で、ｋ空間横方向（ｋｘ方向）の一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全ての位相エンコードを計測するのに対し、図１１に示したように、本発明の実施形態においては、位相エンコードステップがｋ空間５０１の領域ａ５０２と領域ｂ５０３とで異なる。位相エンコードの低域部分を占める領域ａ５０２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ｂ５０３は、位相エンコード方向に疎に信号が取得される。これらの方式によって取得された計測データは本計測データ５０４と感度データ５０５とに分割される。本計測データは折り返しのある画像を生成し、感度データによって得られる各ＲＦコイルの感度分布を用いて、折り返しが除去される。折り返しを除去する方法については後述する。

ここで、全位相エンコード数が２５６、倍速数が２のときについて考える。
上記（１）式を用いると、本計測データ５０４の位相エンコード数は全位相エンコード数２５６を倍速数２で割った１２８となる。感度データ５０５を全位相エンコード数の４分の１と規定した場合、感度データ５０５に含まれる位相エンコード数は全位相エンコード数２５６を４で割った６４となる。

感度データ５０５では、感度データのみに用いる位相エンコードと、感度データ用及び本計測データに併用される位相エンコードとが、２ステップ周期で繰り返されるので、感度データのみに用いる位相エンコード数は３２となる。

ここで、上記（２）式を用いると、ｋ空間全体での計測位相エンコード数は本計測用位相エンコード数１２８と感度データのみに用いる位相エンコード数３２とを足した１６０となる。

倍速数が２の場合において、感度データ５０５では、感度データのみに用いる位相エンコードと、感度データ用及び本計測データに併用される位相エンコードとが２ステップ周期で繰り返され、本計測データ５０４では、２ステップ間隔で位相エンコードが計測されている。このとき、位相分割数を２と呼ぶ。

つまり、位相分割数がｎのとき、領域ａ５０２では本計測データ用位相エンコード間隔をｎ分割し、その間に感度データのみに用いる位相エンコードを計測する。ゆえにｎ位相エンコードごとに上記周期が繰り返される。

領域ｂ５０３では、ｎ位相エンコードごとに位相エンコードを計測する。このように考えると、倍速数が整数のときに倍速数と位相分割数とは等しくなる。

次に、倍速数が小数点を含む場合について考える。
図４は、位相分割数が２．５のときの領域ａ５０２の一部を示す図である。上述したように考えると、感度データ５０５と本計測データ５０４に併用する位相エンコード６０１（実線）と６０１との間は２．５分割され、感度データのみに使用する位相エンコード６０２（一点鎖線）が、△ｋ（符号６０３で示す）と△ｋ’（符号６０４で示す）という２つの間隔で配置されている。

図５は、位相分割数が３のときの領域ａ５０２の一部を示す図である。図５において、感度データ５０５と本計測データ５０４に併用する位相エンコード７０１（実線）と７０１と間は３分割され、感度データのみに使用する位相エンコード７０２（一点鎖線）が、△ｋ７０３の間隔を置いて配置されている。

感度データを再構成したときに歪みがないようにするためには、位相エンコード間隔は等しくなければならない。故に、位相分割数は必ず整数でなければならない。

そこで、倍速数が小数点以下の値を含む場合、位相分割数は、小数点以下を切り上げた値とする。つまり、倍速数が２．５ならば、位相分割数は３ということになる。したがって、位相分割数は次式（３）に示すようになる。
位相分割数＝倍速数 −−−（３）
ただし、上記式（３）において、下線部は小数点以下切り上げとする。

領域ａ５０２がｋ空間全体に対し占める割合は、コイル感度及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領域ａ５０２が占める割合を増した方が望ましい。一方、撮影時間の短縮という観点からは、領域ａ５０２が占める割合は少ない方が良い。

領域ａ５０２の位相エンコード数を位相分割数の整数倍とするため、領域ａ５０２に含まれる計測位相エンコード数は、領域ａ５０２がｋ空間全体に占める割合で全位相エンコーダ数を掛けた値を超えず、かつ、位相分割数の整数倍となるような最大の値とする。

この値が奇数である場合、ｋ空間の中心に対して領域ａ５０２の対称性が失われるので、位相分割数を足すことによって、偶数にする。

故に、領域ａ５０２の位相エンコード数は、次式（４）で示すようになる。
領域ａ５０２の位相エンコード数＝全位相エンコード数×領域ａ５０２の割合／位相分割数×位相分割数・・・（４）
ただし、上記式（４）において、下線部は小数点以下切り捨てとし、奇数となったときは、位相分割数を足し、偶数とする。

ここで、位相エンコード数を偶数とする理由は、上述したように、対称性を維持することの他、処理が煩雑となることを回避するためである。

つまり、コンピュータにおいて、int型の場合は、小数点以下が無い。画像処理段階においては、位相エンコード数を割り算することが多々あるが、この割り算の毎に余りが生じると、処理上、不都合なことが多く、慣例上位相エンコード数を偶数としている。

例えば、図６の（Ａ）に示すように、位相エンコード数が２５０の場合は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を行うために、０づめをして位相エンンコード数を２５６にする。このとき、２５６−２５０＝６の６を２で割り、上下の位相エンコードを０づめする（上に３、下に３）。

図６の（Ｂ）に示すように、位相エンコード数が２５１の場合は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を行うために、０づめをして位相エンンコード数を２５６にするため、２５６−２５１＝５の５を２で割り、上下の位相エンコードを０づめすると、上に３、下に２となる。この場合、調整処理が煩雑となる。

したがって、煩雑な調整処理を排除するために、位相エンコード数は偶数となるようにする。

ここで、感度データ数は、偶数となるようにする。この理由は、上述した位相エンコード数を偶数とする理由と同様である。

また、感度データ数は、位相分割数の整数倍となるようにする。その理由を以下に述べる。

図７の（Ａ）に示すように、間引いた後のｋ空間の中心領域を位相分割数で分割したものが感度データであるので、感度データ数は必ず、位相分割数の倍数となる。従って、上記式（４）に示されているように、実際の感度データ数の計算においては、位相分割数で割り、位相分割数で掛けるという計算工程が含まれている。

感度データ数を位相分割数の倍数としない場合は、図７の（Ｂ）に示すように、感度データ数を位相分割数で割った余りの位相エンコードも、感度データとして処理することが可能である。つまり、図７の（Ａ）に示した例に対して、実線で示す併用データは同数であるが、破線で示す感度データを一つ増加させる処理を行う。

このとき、感度データ領域内は、傾斜磁場の増加分がΔｋ’となるように制御する。一方、本計測領域では、傾斜磁場の増加分をΔｋとなるように制御しなければならないとすると、感度領域を取り終えた後は、傾斜磁場の増加分をΔｋ”（Δｋ−Δｋ’）となるように制御しなければならず、データ処理が煩雑となる。
そこで、感度データ数は、位相分割数の倍数となるように制御するものである。

さて、領域ａ５０２の計測位相エンコード数と位相分割数とが算出されれば、領域ａ５０２において感度データのみに用いられる位相エンコード数は、次式（５）に示すように、一意に求めることができる。
領域ａ５０２の感度データのみに用いる位相エンコード数＝領域ａ５０２に含まれる位相エンコード数／位相分割数×（位相分割数−１） −−−（５）
ただし、上記式（５）において、下線部は小数点以下切り捨てとする。

このように、領域ａ５０２における感度データのみに用いる位相エンコード数と、感度データ及び本計測データで併用する位相エンコード数とを算出すると、位相分割数が同一であれば、倍速数に関わらず、これらの値は一定となる。

例えば、間引く前の全位相エンコード数が２５６、領域ａ５０２で計測する位相エンコード数を全位相エンコード数の４分の１とする場合について説明する。

倍速数が２．１〜３．０の間にあるならば、位相分割数は３となる。上記（４）式と（５）式とを用いると、領域ａ５０２の位相エンコード数は６６となり、感度データのみに用いる位相エンコード数は４４となる。

ここで、倍速数が２．１のときについて考える。本計測用位相エンコード数は、上記（１）式を用いて算出すると、全位相エンコード数２５６を倍速数２．１で割った値で１２０となる。そして、上記（２）式を用いて、領域ａ５０２の感度データのみに用いる位相エンコード数４４と上記１２０とを足しあわすと、計測位相エンコード数は１６４となる。

一方、上述したように倍速数が２の場合、計測位相エンコード数は１６０（１２８＋３２）となる。倍速数が増加した分だけ位相エンコードの間引き率も増加し、撮像時間は短縮されるべきであるが、倍速数が２．０から２．１に増加すると、計測位相エンコードが１６０から１６４に増加し、間引き率が下がるという矛盾が起こることになる。

この矛盾を起こす原因は、倍速数２から倍速数２．１に増加するに伴い、位相分割数が２から３に増加し、領域ａ５０２における感度データのみに用いる位相エンコード数が大幅に増加したことによる。

これらの間題は、位相分割数が増加するときに、本計測データ用位相エンコード数を適切に減少させることにより解消できる。

次に、倍速数が０．１単位で可変である場合について説明する。
倍速数がｎ−１とｎ（ｎは２以上の任意の整数）のときに、計測する位相エンコード数が既知であるならば、これらの倍速数間にある小数点を含む倍速数における計測する位相エンコード数は次に示すようになる。

つまり、倍速数がｎ−１のときの位相エンコード数と、倍速数がｎの時の位相エンコード数との差分を１０分割する。そして、倍速数が０．１増加するごとに、差分を１０分割した値を、倍速数ｎ−１のときの位相エンコード数から減算すれば、倍速数の増加と共に、ｋ空間全体の計測エンコード数が段階的に減少することになる。

倍速数がｎとｎ−１のときのｋ空間全体の計測位相エンコード数は、上記（１）〜（５）式において倍速数をそれぞれｎとｎ−１とにすれば、容易に算出できる。

小数点を含む倍速数（ｎ−１とｎの間の倍速数）の計測エンコード数は次式（６）で示すことができる。
計測位相エンコード数＝（ｎ−１のときの計測位相エンコード数）−（差分／１０．０×倍速数小数点部）／２×２ −−−（６）
ただし、上記式（６）において、下線部は小数点以下切り捨てとする。

ここで、ｋ空間の中心に対して領域ａ５０２を対称とするために、計測位相エンコード数が偶数になるようにする。倍速数が整数の場合は（１）式を用いて計測位相エンコード数を算出するのに対して、倍速数が小数点以下の値を含む場合、領域ａ５０２の感度データのみに用いる位相エンコード数と、ｋ空間全体の計測位相エンコード数とを先に算出してから、本計測用位相エンコード数を算出する。

倍速数が小数点以下の値を含む場合の、本計測位相エンコード数は上記（２）式を変形して、次式（７）で示すことができる。
本計測用位相エンコード数＝計測位相エンコード数−領域ａ５０２の感度データのみの計測エンコード −−−（７）
上記（７）式のようにすると、倍速数２．１の場合、上記（６）式で算出した計測位相エンコード数を用いれば、ｋ空間全体の計測位相エンコード数は１５８となる。

感度データのみに使用する位相エンコード数が４４なので、上記（７）式を用いると、本計測用位相エンコード数は１１４となる。領域ａ５０２に含まれる本計測用位相エンコード数は２２で変化がないので、領域ｂ５０３に含まれる本計測用位相エンコード数は、６位相エンコード分減少したことになる。

このように、領域ｂ５０３に含まれる本計測用位相エンコード数を適切に減らすことによって、位相分割数の増加に伴って、感度データのみに用いる位相エンコード数が増加し、ｋ空間全体の計測位相エンコード数が増加するという矛盾を解消できる。

それ故、倍速数を０．１単位で可変にでき、倍速数の増加に伴い、位相エンコードの間引き率が段階的に減少していくことができる。

次に、パラレルイメージング法における折り返し除去演算について説明する。
パラレルイメージング法における折り返し除去の演算は画素ごとに行うため、撮像野の空間分解能（△ＦＯＶ）は間引く前後で一定である必要がある。ｋ空間と撮像野の空間分解能（△ＦＯＶ）とには、ｋ＝１／△ＦＯＶの関係があるので、ｋ空間のｋｙ方向の幅は倍速数に関わらず一定にしなければならない。

全位相エンコード数と倍速数とにより一意に決定される計測位相エンコード数を領域ｂ５０３においては、△ｋｂ５０５間隔で、領域ａ５０２においては△ｋａ５０４間隔で計測するように、ｋ空間は充填される。なお、△ｋａ５０４は本計測用位相エンコード数に位相分割数を掛けた値でｋｙを等分割して求めることができる。また、△ｋｂ５０５は△ｋａ５０４に位相分割数を掛けて求めることができる。

故に、△ｋａ５０４、△ｋｂ５０５は、次式（８）、（９）により算出することができる。
△ｋａ５０４＝（本計測用位相エンコード数×位相分割数）／ｋｙ −−−（８）
△ｋｂ５０５＝△ｋａ５０４×位相分割数 −−−（９）
図８は、以上のような方法で得られた本計測データ８０２と感度データ８０１を再構成したファントム画像を示す図である。図８に示す本計測データ画像８０４は位相エンコードを間引いた分だけ、マトリクスが減少し、折り返しの発生した画像となる。一方、感度データ画像８０３は位相エンコード数が少ないぶんだけ分解能が低下した、ぼけた画像となる。

このようにして発生した信号折り返しは、ＳＥＮＳＥと呼ばれる信号処理法で除去する（SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI(KlaasP. Pruessmann et.al), Magnetic Resonance in Medicine 42:952-962(1999)参照）。

図９は、一般的なパラレルイメージング法の処理を示す図である。図９においては、１つの全身用ボディコイルと、４つのマルチプルＲＦ受信コイルで構成した場合の例である。

まず、全身用ボディコイルで取得した参照画像９０１と、各ＲＦ受信コイルで取得した感度画像９０２１〜９０２４とを用いて、感度分布算出処理９０４１〜９０４４を行い、各ＲＦ受信コイルの感度分布９０５１〜９０５４を得る。

算出した感度分布９０５１〜９０５４と、各ＲＦ受信コイルで取得した折り返しのある本計測画像９０３１〜９０３４とを用いて、行列作成処理９０６により行列を作成後、逆行列演算処理９０７によって折り返しを除去した画像９０８を得る。

以上のように、本発明の一実施形態によれば、各ＲＦコイルの感度分布を本撮像で取得する、リアルタイム性に優れたパラレルイメージング法において、倍速数を小数点単位で可変にし、撮像時間の短縮を細かく設定できるようなＭＲＩ装置を実現することができる。

したがって、例えば、心臓撮像において、倍速数を小数点単位で可変とし、Ｓ/Ｎ比の低下をなるべく抑制して、スライス枚数を一枚増加させたり、心時相数を一つ増加させることができ、撮影対象に適切に応じた撮影を行うことができる。

なお、本発明は、上述した実施形態にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取りうる。上述した実施形態では、倍速数が小数点以下第１位まで可変であり、リアルタイム性に優れ、体動による画像劣化を効果的に抑制することのできるパラレルイメージング法の例を示したが、上記（６）式で差分を何等分にでもすることが可能であるので、倍速数はＲＦ受信コイル数以内の数であれば、小数点以下の桁数によらず可変にすることができる。

さらに、上述した例では、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ため、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、ＳＳＦＰシーケンスなどにも本発明を適用することができる。

また、三次元計測に本発明を適用する場合は、位相エンコードだけでなく、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。或いは、位相エンコード方向、スライス方向を組み合わせてデータを間引き、高速化することもできる。

なお、倍速数の増加に関わらず、感度データは、ほぼ一定とすべきである。倍速数の増加と共に感度データを段階的に減少させると、倍速数が上がるにつれて、感度分布の精度が粗くなることとなるからである。つまり、感度分布の精度が粗くなると、倍速数の増加によって、折り返しを除去した再構成画像も劣化することとなる。

したがって、倍速数の増加に伴って、感度データをほぼ一定とするためには、感度データと本計測データとの共用データの数を減少させる必要がある。

つまり、間引く前の全位相エンコード数が２５６、領域ａ５０２で計測する位相エンコード数を全位相エンコード数の４分の１とする場合の、倍速数と、感度データのみのデータ数、共用データ数との関係は、次の表１に示すようになる。

上記表１に示すように、倍速数の増加と共に、感度データのみに用いるものの数を増加させ、共用データの数を減少させて、感度データ全体の数をほぼ同一としている。

このように、本発明においては、感度分布を低下させること無く、つまり、画像の質の低下を招くことなく、小数点以下を含む倍速数を設定可能としている。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略全体構成図である。本発明が適用されるＲＦコイルの受信部を示す図である。グラジエントエコーのシーケンスを示す図である。位相分割数が２．５のときの共用データ領域の一部を示す図である。位相分割数が３のときの共用データ領域の一部を示す図である。位相エンコード数を偶数とする理由の説明図である。感度データ数を位相分割数の整数倍とする理由の説明図である。本計測データと感度データを再構成したファントム画像を示す図である。パラレルイメージング法の処理の流れを示す図である。パラレルイメージング法の計測空間（ｋ空間）を示す図である。パラレルイメージング法の計測空間（ｋ空間）を示す図である。

符号の説明

１０１静磁場発生手段
１０２傾斜磁場発生手段
１０３送信系
１０４受信系
１０５信号処理系
１０６制御部
１０７ＣＰＵ
１０８被検体
２０１１〜２０１４ＲＦ受信コイル
２０３マルチプルコイル
２０４信号検出部
５０２本計測データと感度データとの共用領域
５０３本計測データのみの領域
５０４本計測データ
５０５感度データ

Claims

静磁場発生手段と、位相エンコード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、被検体に核磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する送信系と、被検体からの核磁気共鳴信号を検出する受信系と、この受信系で検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理系と、上記傾斜磁場発生手段、送信系、受信系及び信号処理系を所定のシーケンスで制御する制御部とを有する磁気共鳴イメージング装置において、
上記受信系は、空間的に一部分をオーバーラップし、かつ、互い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、
上記制御手段は、上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ｋ空間が、整数と小数点以下の値を含む倍速数によって規定される密度となるように計測データを収集し、かつ、倍速数が小数点以下の値を含む場合、
上記倍速数の少数点以下を切り上げた整数の値がｎであるとき、全位相エンコード数/ｎ/２を算出した値から小数点以下の値を切り捨てて得られた整数値に２を掛けた値に感度分布データのみに使用される計測エンコード数を加算して、倍速数がｎの計測位相エンコード数を算出し、
全位相エンコード数/（ｎ−１）/２を算出した値から小数点以下の値を切り捨てて得られた整数値に２を掛けた値に感度分布データのみに使用される計測エンコード数を加算して、倍速数が（ｎ−１）の計測位相エンコード数を算出し、
上記倍速数がｎの計測位相エンコード数とｎ−１の計測位相エンコード数との差分を算出し、算出した差分を１０で割り、上記倍速数の小数点以下の値を掛けて、２で割った値から、小数点以下の値を切り捨てて、２を掛けた値を、上記倍速数が（ｎ−１）の計測位相エンコード数から減算し、この減算した値を上記倍速数が小数点以下の値を含む場合の計測位相エンコード数とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。