JP5048052B2 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

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磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置に関し、特に複数の受信コイルからなるマルチプルコイルで受信した信号を用いて演算により折り返しのない広視野画像を得るパラレルＭＲＩに関する。

ＭＲＩにおいて、ＮＭＲ信号を受信するＲＦコイルとして、相対的に高感度な小型ＲＦコイルを複数個用いてなる高感度コイル（マルチプルコイルもしくはフェイズドアレイコイルと呼ばれる。以下、マルチプルコイルと呼ぶ）が近年多用されている。これらは、各小型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（ＦＯＶ）を拡大するとともに高感度化を図ることができる。

このようなマルチプルコイルを用いて、計測データ数を減じて撮影時間を短縮する手法があり、これらは、空間エンコード法、パラレルイメージング、もしくはパラレルＭＲＩと呼ばれる。本明細書ではパラレルＭＲＩと呼ぶ。パラレルＭＲＩでは、位相エンコード方向のデータ数を減じて（間引いて）撮影を行なう。そして、互いに空間的に異なる小型ＲＦコイルの感度分布を用いて、位相エンコードデータを間引いたことにより生じる画像の折り返しの発生を防止する。折り返しの防止には、高精度なＲＦコイルの感度分布を使った演算が必要である。この演算を計測空間（ｋ空間）で行い、間引かれたデータを補間により補う手法（ＳＭＡＳＨ法）と、演算をフーリエ変換後の実空間で行い、折り返し除去を行う手法（ＳＥＮＳＥ法）とがある。

また、ＭＲＩの撮影方法として、計測空間（いわゆるｋ空間と呼ばれる空間）上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（ｋ空間上のＫｘ軸）に平行なサンプリングを位相エンコード方向（ｋ空間上のＫｙ軸）に繰り返す直交撮影と呼ばれるものがある。直交撮影では、各サンプリング点は、Ｋｘ軸に平行な等間隔直線群とＫｙ軸に平行な等間隔直線群との交差点である直交格子点となる。

ところが、直交撮影では、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ようなアーチファクト（体動アーチファクト）が生じる。これを避ける撮影方法として、非直交系撮影と呼ばれる手法が実用化されつつある。非直交撮影の典型的なものとして、ラディアルスキャン、スパイラルスキャンと呼ばれるものがある。これらの非直交撮影法では、ｋ空間上を放射状に走査するため、上述の直交撮影のサンプリング点である直交格子点以外の点（非直交格子点）に対応するデータもサンプリングすることとなる。

このような非直交撮影に上記のパラレルＭＲＩを適用し、体動アーチファクトを避けつつ更なる高速化を図ることが提案されている（非特許文献１、非特許文献２、特許文献１）。非直交撮影では、パラレルＭＲＩの適用によりデータが粗に取得されたときのアーチファクトが直交撮影に比べ複雑であり、これを回避するには、ＳＥＮＳＥ法では一般化パラレルという手法が使われる。

一般化パラレル法では、折り返しアーチファクトが実空間のあらゆる点（自身以外の全画素）から入ってくること想定して演算するため、演算量が増えて計算時間がかかる。従って、一般化パラレル法では、再帰的処理等の演算量が多い演算が必要であり、高速演算が難しく実用性が下がるという問題がある。このため、現在、ＩＳＭＲＭ学会で発表されている非直交系のパラレルＭＲＩはＳＭＡＳＨ法が主流である。
ＫＰ． Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ， 他３， "Ａｄｖａｎｃｅｓ ｉｎ ｓｅｎｓｉｔｉｂｉｔｙ ｅｎｃｏｄｉｎｇ ｗｉｔｈ ａｒｂｉｔｒａｒｙ ｋ−ｓｐａｃｅ ｔｒａｊｅｃｔｏｒｉｅｓ" Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４６， ｐ．６３８−６５１， （２００１） ＥＮ．Ｙｅｈ， 他８、"Ｉｎｈｅｒｅｎｔｌｙ ｓｅｌｆ−ｃａｌｉｂｒａｔｉｎｇ ｎｏｎ−ｃａｒｔｅｓｉａｎ ｐａｒａｌｌｅｌ ｉｍａｇｉｎｇ" Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ５４，ｐ．１−８， （２００５） 特開２００４−３４４１８３号公報

本発明は、非直交撮影にパラレルＭＲＩを適用するためのＳＥＮＳＥ法の新しい演算手法を提供すること、すなわち非直交撮影によって計測したデータに対し実空間での折り返し除去演算を少ない演算量で高速に行なうことが可能な技術を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、互いに異なる感度分布を有する複数の受信コイルと、少なくとも一部がｋ空間の座標軸に非平行となる軌跡上のデータを計測して、受信コイル毎に第１のｋ空間データを取得する計測制御手段と、前記受信コイル毎の、前記第１のｋ空間データと感度分布データとを用いて、パラレルイメージングに基づく演算を適用して目的画像を取得する画像再構成手段と、を有し、前記画像再構成手段は、前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部を、前記ｋ空間の直交格子点に再配置して第２のｋ空間データを取得し、前記受信コイル毎の、前記第２のｋ空間データと前記感度分布データとを用いて、前記パラレルイメージングに基づく演算を行い、前記目的画像を取得するＭＲＩ装置であって、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部が再配置される前記ｋ空間の直交格子点は、前記目的画像の視野より狭い視野に対応することを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。

また、上記ＭＲＩ装置の前記画像再構成手段は、前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの一部を、前記目的画像と等しい視野及び低い空間分解能に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第３のｋ空間データを取得し、該第３のｋ空間データを用いて前記感度分布データを取得することを特徴とする。

また、互いに異なる感度分布を有する複数の受信コイルを用いて被検体を撮影して、当該被検体の画像を目的画像として取得するＭＲＩ方法であって、少なくとも一部がｋ空間の座標軸に非平行となる軌跡上のデータを計測して、受信コイル毎に第１のｋ空間データを取得するステップと、前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部を、前記目的画像よりも狭い視野に対応する前記ｋ空間の直交格子点に再配置して第２のｋ空間データを取得するステップと、前記受信コイル毎の、前記第２のｋ空間データと感度分布データとを用いて、パラレルイメージングに基づく演算を行い、前記目的画像を取得するステップと、を備え、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部が再配置される前記ｋ空間の直交格子点は、前記目的画像の視野より狭い視野に対応することを特徴とするＭＲＩ方法を提供する。

また、上記ＭＲＩ方法は、前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの一部を、前記目的画像と等しい視野及び低い空間分解能に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第３のｋ空間データを取得し、当該第３のｋ空間データを用いて、前記感度分布データを取得するステップをさらに有することを特徴とする。

ラディアルサンプリングに代表される通常の非直交データサンプリングでは、通常ｋ空間の最外部でデータ取得間隔が動径方向に疎になる。そのため、再構成アーチファクトが表れないようにするためには、フーリエ変換の点数（例えば２５６×２５６）に対して、ラディアル走査線を１．６倍程度（２５６×１．６≒４０４）以上にすることが必要である。これ以下であると、放射状のアーチファクトが現れる。非直交データサンプリングに、データ計測数を減じるパラレルＭＲＩを適用した場合には、この放射状のアーチファクトを除くため、非特許文献１に記載されるような一般化ＳＥＮＳＥが必要となる。

本発明では、非直交データをグリッディングして直交データに変換する際に、直交座標系での再構成の視野を狭めることにより、データ取得が疎であるために発生する非直交撮影特有のアーチファクトが現れないようにする。視野が狭まったことにより直交データに内在することになる画像の折り返しは、従来の直交撮影でのパラレルＭＲＩの演算によりその発生を解消する。

以下、図面を参照して、本発明の実施の形態を説明する。
本発明が適用される典型的なＭＲＩ装置の構成を、図１を用いて説明する。このＭＲＩ装置は、静磁場を発生する磁石４０２と、磁石４０２によって形成された静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル４０３と、静磁場空間に配置された被検体４０１の撮影対象領域に高周波磁場を発生するＲＦコイル４０４と、被検体４０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦコイル（受信コイル）４０５とを備えている。被検体４０１は、通常、ベッド４１２に横たわった状態で静磁場空間に搬入される。

傾斜磁場コイル４０３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４０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。ＲＦコイル４０４はＲＦ送信部４１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。本実施の形態のＭＲＩ装置では、ＲＦコイル４０５として、高感度な小型ＲＦコイルを複数個並べたＲＦコイル４０５が備えられている。ＲＦコイル４０５が受信した信号は、信号検出部４０６で検出され、信号処理部４０７で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は表示部４０８で表示される。

上述した傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６の動作は制御部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おり、撮影方法によって異なる種々のパルスシーケンスが予め制御部４１１の記憶装置に格納されている。本実施の形態のＭＲＩ装置では、パルスシーケンスとして、後に詳述するが、非直交撮影のパルスシーケンスが備えられ、これにパラレルＭＲＩを適用した撮影シーケンスが実行される。

ＲＦコイル４０５の信号検出部の一例を図２に示す。ＲＦコイル４０５は、複数の小型ＲＦ受信コイルからなるマルチプルコイルで、図２に示す例では、７０個のＲＦ受信コイル３０１がそれぞれプリアンプ３０２に接続されて一つのマルチプルコイルを構成している。信号検出部４０６は、並列する４〜８個のＡＤ変換・直交検波回路３０３から成り、これらＡＤ変換・直交検波回路３０３には、スイッチ３０６を介して、各ＲＦ受信コイル３０１の各プリアンプの出力が選択的に接続される。信号処理部４０７は、各ＡＤ変換・直交検波回路３０３でＡＤ変換されたデジタル信号に対し、フーリエ変換、バックプロジェクション法などの演算を施し、各ＲＦ受信コイル３０１の画像データを作成する演算部３０５、各画像データを合成する合成部３０７などを備えている。

次に上記ＭＲＩ装置の動作、特に演算部３０５および合成部３０７による画像再構成の実施の形態を説明する。

＜第１の実施の形態＞
まずＭＲＩ装置に搭載された撮影シーケンスについて説明する。本実施の形態では、非直交撮影のパルスシーケンスとして、ラディアルスキャンを採用する。図３に、撮影シーケンスの一例として、典型的な２Ｄラディアルスキャングラディエントエコー（ＧｒＥ）シーケンスを示す。この撮影シーケンスでは、被検体の組織を構成する原子核スピン（通常はプロトン）を励起するためのＲＦパルス５０１を、スライスエンコード傾斜磁場パルス５０２と共に印加し、次いで、２軸方向（Ｇ_１方向およびＧ_２方向）にそれぞれプリパルス５０４、５０６と傾斜磁場パルス５０５、５０７を印加し、プリパルスの印加量と傾斜磁場パルスの印加量の絶対値が同一になった時点でピークとなるグラディエントエコー信号５０８を計測する。励起からエコー信号を発生させるまでの時間すなわちエコー時間ＴＥは画像コントラストを決めるパラメータであり、撮影の目的に応じて任意に設定できる。

計測した１つのエコー信号５０８をｋ空間に配置したデータは、ｋ空間の原点を通り、ｋ空間の座標軸に対する角度が２軸（Ｇ_１、Ｇ_２）の傾斜磁場パルスの印加量によって決まる一列のデータであり、スポーク（ラディアルスキャンにおける計測軌跡；以下計測軌跡を単に軌跡と略記する。）と呼ばれる。以上のステップを繰り返し時間ＴＲ毎に、２軸方向の傾斜磁場パルスの印加量とその比を異ならせながら例えば４０４回繰り返すことにより、ｋ空間上を原点を中心に回転しながらデータを取得することができる。１枚の画像の取得時間は、［ＴＲ］ｘ［データ列数（スポーク数）］である。

通常のラディアルスキャンでは、既に説明したように、再構成アーチファクトが表れないようにするために、フーリエ変換の点数に対して、スポーク線を１．６倍程度にする。これに対し、本実施の形態では、パラレルＭＲＩを適用し、スポーク数を間引いてｋ空間データを取得し、撮影時間を短縮する。

通常のラディアルスキャンと本実施の形態のパラレルＭＲＩを適用したラディアルスキャンとの違いを、フーリエ変換の点数が２５６×２５６の場合を例にして、説明する。図４（ａ）、（ｂ）は、ラディアルスキャンによる非直交データ２０１を示し、（ａ）はパラレルＭＲＩを適用しない場合（通常）のラディアルスキャンの軌跡、（ｂ）は本実施の形態の場合の軌跡である。（ｃ）は、グリッディングする直交座標系（ｋ空間）２０８である。図示するように、ラディアルスキャンでは、放射状のスポーク２０２を囲む円２０３内がデータ取得範囲であり、軌跡の直径（円２０３の直径）で空間分解能が決まる。これらデータは、グリッディングにより同一空間分解能のｋ空間の直交格子の格子点（グリッド）上のデータに変換される。グリッディングは、格子点上のデータを非直交データから推定する処理であり、具体的には非直交データのうち格子点から一定距離内にあるデータを距離に応じて重み付け加算して格子上のデータを作成する。円２０３の外側の領域のデータは、ゼロが満たされる。グリッドの間隔２０９は、円２０３の円周において、隣接するスポーク（データの軌跡）の間隔２０４にほぼ等しいか大きいことがラディアルスキャンのアーチファクトを抑制するために重要である。フーリエ変換の点数が２５６×２５６、スポーク数を４０４本とした通常のラディアルスキャン（ａ）では、この条件を満たしている。

一方、本実施の形態では、図４（ｂ）に示すように、スポーク数を通常の場合の例えば２分の一とする。図中、計測したスポーク２０５を実線で、計測されていないスポーク２０６（間引いたスポーク）を点線で示す。典型的なＴＲが１０ｍｓ、スポーク数が４０４本の例では、通常、撮影時間は４．０４秒となるのに対し、スポーク数が２０２本では、２．０２秒に短縮される。ただし計測したスポークの間隔２０７は、通常のスポークの間隔２０４の２倍である。このデータをそのままフーリエ変換した場合にはラディアルスキャンのアーチファクトが発生し、前述したＳＥＮＳＥ法による一般化パラレル法或いはＳＭＡＳＨ法による演算が必要となる。本実施の形態では、このような非直交データの画像再構成において、グリッディングの仕方を異ならせるとともに各小型コイルの感度分布を用いることにより、ラディアルスキャンのアーチファクトを発生させることなく、各小型コイルの画像を合成した画像を得る。

以下、画像再構成の手順を説明する。図５に画像再構成の手順の一例を示す。図では、一例として、信号検出部４０６のチャンネル数（図３のＡＤ変換・直交検波部の数）が４つである場合を示している。また図示する例では、被検体の画像形成用に取得したデータとは別に、同様のラディアルスキャンによって感度分布データを作成する。
画像再構成は、受信コイル（チャンネル）毎の画像用非直交データの計測（非直交データサンプリング）処理１０１、画像用非直交データのグリッディング処理１０２、フーリエ変換処理１０３、感度分布用非直交データの計測（非直交データサンプリング）処理１０４、感度分用非直交データのグリッディング処理１０５、フーリエ変換処理１０６、および各受信コイルの計測データ及び感度分布を用いた折り返し除去演算処理１０７の各処理からなる。以下、各処理を詳述する。

まずラディアルスキャン（非直交データサンプリング）によって、マルチプルコイルを構成する小型ＲＦコイル毎に放射状のｋ空間データを得る（処理１０１）。このラディアルスキャンは、図４（ｂ）に示したようにスポークを間引いた計測であり、再構成画像用のｋ空間データのグリッド間隔２０９に比べ、スポークが外接する円の円周における隣接スポークの間隔２０７が広い。図示する実施の形態は、説明を簡単にするために、間隔２０７は間隔２０９の２倍としているが、マルチプルコイルを構成する小型ＲＦコイルの数に応じて、それより広くすることが可能である。４チャンネル構成の場合、４倍まで広げることが可能である。すなわちデータを１／４に間引きすることが可能である。

次に、非直交データを直交座標系のグリッド（格子点）にグリッディングする（処理１０２）。グリッディングでは、最終画像と空間分解能が同じで、最終画像の視野よりも狭い視野となるようなグリッドにグリッディングする。図６（ａ）、（ｂ）は、画像用非直交データのグリッディングを説明する図である。図示する例では、最終画像の視野を２５６ｍｍ×２５６ｍｍ、空間分解能を１ｍｍとするとき、処理１０２では非直交データを視野１２８ｍｍ×１２８ｍｍに対応するグリッド７１０にグリッディングする。なお図６（ｂ）は線数を省略して記載しているが、実線で示すグリッド７１０が１２８ｍｍ×１２８ｍｍに対応し、点線を含むグリッド７１１が２５６ｍｍ×２５６ｍｍに対応する。点線部分は、処理１０２ではデータを配置しない部分である。こうして配置されたデータは１２８×１２８の直交座標上の２次元データである。処理１０２を各チャンネルの非直交データに対し施し、チャンネル毎に直交座標上の２次元データを得る。

次に、処理１０２で得た各チャンネルの２次元データをフーリエ変換する（処理１０３）。フーリエ変換１０３は、例えば、ｋｘ−ｋｙ空間をｘ−ｙ空間（実空間）へ変換する２次元複素フーリエ変換である。この２次元データは、グリッド間隔７１２と元の非直交データの隣接スポークの間隔２０７とがほぼ等しいので、２次元複素フーリエ変換してもラディアルスキャンに起因するアーチファクトは生じない。その代わり、グリッド間隔が広がっているので、２次元複素フーリエ変換後の画像の視野は、横方向と縦方向に視野が１／２に縮小し、これに伴い、画像は折り返し成分を含む。

図７（ａ）は、処理１０２を行ったあとの折り返しのある画像を模式的に示している。図中、６０１は被検体である。この例では、図６（ｂ）に示したように、視野を横方向と縦方向にそれぞれ１／２に縮小してグリッディングしているので、横方向の折り返し画像６０２と、縦方向の折り返し画像６０３が現れている。このような画像の折り返し成分は、画像を合成する際に、後述する各小型ＲＦコイルの感度分布を用いて除去される。

各小型ＲＦコイルの感度分布は、処理１０１と同様に、ラディアルスキャン（非直交データサンプリング）によって、マルチプルコイルを構成する小型ＲＦコイル毎に放射状のｋ空間データを得る（処理１０４）。この非直交データサンプリングは、感度分布用として行なってもよいし、本計測（画像再構成に用いる非直交データの計測）（処理１０１）の条件やパラメータを決定するためのプリスキャンとして行なってもよい。

次に、非直交データを直交座標系のグリッド（格子点）にグリッディングする（処理１０５）。図６（ｃ）、（ｄ）は、感度分布用非直交データのグリッディングを説明する図である。この処理１０５では、処理１０２とは異なり、最終画像の視野と等しい視野、低い空間分解能に対応したグリッディングをする。例えば最終画像の視野を２５６ｍｍ×２５６ｍｍ、空間分解能を１ｍｍとするとき、グリッディングするグリッドの視野は２５６ｍｍ×２５６ｍｍ、空間分解能は２ｍｍとする。

このため、処理１０５では、非直交データを全て用いるのではなく、低空間周波数領域のデータ、例えば図６（ｃ）に示すように、ｋ空間原点から所定の距離の円７０３内にあるデータを用いる。円７０３の大きさは、円周におけるスポークの間隔７０４が、図６（ｄ）に示すグリッドのグリッド間隔７０９と等しいかそれ以下となるように決定する。円７０３内のデータをグリッディングした結果は、図６（ｄ）に示すように、ｋ空間の矩形の低周波領域７０８の直交データとなる。

領域７０８の外側のグリッド交点には０を入れてｋ空間を埋めた後に２次元フーリエ変換する（処理１０６）。フーリエ変換に先立って、領域７０８とゼロフィル領域との境界に、ガウスフィルタ、ハニングフィルタなどの適切なフィルタを掛けることが好ましい。これにより境界領域のデータの絶対値を滑らかに接続し、フーリエ変換後のトランケーションアーチファクトを抑制できる。処理１０６で得られた複素画像は、低周波成分を有する大きな視野の画像である。低周波成分のカットオフは領域７０８の広さで決まり、視野はグリッド間隔７０９で決まる。図６（ｄ）に示す例では、最終画像の視野と同じ２５６ｍｍ×２５６ｍｍの視野の画像が得られる。この画像は、実質的に各小型ＲＦコイルの感度分布を表している。

最後に、処理１０３で小型ＲＦコイル毎に得られた画像データを、処理１０６で得られた感度分布を用いて合成する（処理１０７）。この演算は、対象となる画像データが直交データをフーリエ変換した画像であってラディアルスキャンのアーチファクトを含まないものであるから、以下のようにして、ＳＥＮＳＥ法による折り返し除去演算を適用することができる。

折り返し成分が縦方向および横方向のいずれか一方向に計測データ数を間引く１次元パラレルＭＲＩの場合、小型ＲＦコイル毎に求めた感度画像をＣｉ（ｘ，ｙ）（ｉ＝１，２，…Ｎ：Ｎはコイル番号、以下同じ）、各小型ＲＦコイル毎に求めた画像データの信号値Ｓｉ（ｘ，ｙ）とすると、信号値Ｓｉ（ｘ，ｙ）は、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）との積で表わすことができる。但し、ここでは低視野のグリッド数Ｙ’は、最終画像の画素数をＹ、間引き率（倍速数）をＭとすると、Ｙ’≡Ｙ／Ｍとなり、その画像の画素値Ｓ’ｉ（ｘ，ｙ’）は、式（１）となる。

Ｃｉｊは、式（２）のようなＭ行、Ｎ列の行列で表わすことができるので、この逆行列を計算することにより、折り返しを除去した信号が結果画像として得られる。

本実施形態のように、縦方向および横方向の２方向それぞれに計測データ数を間引く２次元のパラレルＭＲＩの場合、そのプロトン密度分布（展開後の画像）Ｐを算出する行列演算は、上述の１次元の場合と同様に、以下の式（３）で表される。
Ｐ＝（Ｓ^ＴＳ）^−１Ｓ^ＴＩ （３）
ここで、Ｉは折り返し画像、Ｓは展開のマトリクスであり、以下の式（４）で表される。

ここで、ｂ_（Ｎ）はチャンネル番号Ｎのコイルの感度、（）内は位置、Δｘ、Δｙ、Δｚはそれぞれ、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向の最終画像の視野サイズ、ｐはｘ方向の倍速数の逆数、ｑはｚ方向の倍速数の逆数である。

以上説明したように、本実施形態ＭＲＩ装置は、互いに異なる感度分布を有する複数の受信コイル４０５と、少なくとも一部がｋ空間の座標軸に非平行となる軌跡２０５上のデータを計測して、受信コイル４０５毎に第１のｋ空間データを取得する制御部４１１と、受信コイル４０５毎の、第１のｋ空間データと感度分布データとを用いて、パラレルイメージングに基づく演算を適用して目的画像を取得する信号処理部４０７と、を有し、信号処理部４０７は、受信コイル４０５毎に、第１のｋ空間データの少なくとも一部を、目的画像の視野より狭い視野に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第２のｋ空間データを取得し、受信コイル４０５毎の、第２のｋ空間データと感度分布データとを用いて、パラレルＭＲＩに基づく演算を行い、目的画像を取得する。

第１のｋ空間データの少なくとも一部が再配置されるｋ空間の直交格子点は、目的画像と等しい空間分解能に対応する。

信号処理部４０７は、直交する２方向について、第１のｋ空間データの少なくとも一部を、目的画像の視野より狭い視野に対応するｋ空間の直交格子点に再配置する。

制御部４１１は、少なくとも一部の軌跡の間隔を、目的画像の視野と空間分解能とに対応する間隔よりも広く設定して、該間隔を広く設定した軌跡上のデータ計測を行い、信号処理部４０７は、データ計測された軌跡の間隔に対して、第１のｋ空間データを再配置する直交格子点の間隔を制御する。なお、軌跡は、ｋ空間の原点を中心とする角度の異なる複数の放射状軌跡である。

信号処理部４０７は、パラレルイメージングに基づく演算として、受信コイル４０５毎に第２のｋ空間データをフーリエ変換して折り返しのある画像を取得し、受信コイル４０５毎の折り返しのある画像と感度分布データとを用いて、行列演算により目的画像を取得する処理を行う。

また、本実施形態のＭＲＩ装置は、互いに異なる感度分布を有する複数の受信コイル４０５を用いて被検体を撮影して、当該被検体の画像を目的画像として取得する磁気共鳴イメージング方法であって、少なくとも一部がｋ空間の座標軸に非平行となる軌跡上のデータを計測して、受信コイル４０５毎に第１のｋ空間データを取得するステップと、受信コイル４０５毎に、第１のｋ空間データの少なくとも一部を、目的画像よりも狭い視野に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第２のｋ空間データを取得するステップと、受信コイル４０５毎の、第２のｋ空間データと感度分布データとを用いて、パラレルイメージングに基づく演算を行い、目的画像を取得するステップと、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法を実行する。

磁気共鳴イメージング方法の実行にあたり、第１のｋ空間データの少なくとも一部が再配置されるｋ空間の直交格子点は、目的画像と等しい空間分解能に対応する。

また、磁気共鳴イメージング方法で行われるパラレルイメージングに基づく演算は、受信コイル毎に第２のｋ空間データをフーリエ変換して折り返しのある画像を取得し、受信コイル毎の折り返しのある画像と感度分布データとを用いて、行列演算により目的画像を取得する処理である。

以上説明したように、本実施の形態では、データを間引いて取得したラディアルスキャンの非直交データに対して、同じ空間分解能であって２次元方向にグリッド間隔を広げたグリッドにグリッディングすることにより、ラディアルスキャンのアーチファクトを取り込まずに、通常の画像折り返し成分を持つ直交座標系データに変換し、それを公知のＳＥＮＳＥアルゴリズムで折り返し除去する。したがって、折り返し除去について、既存のソフトウエアとアルゴリズムを活用でき、高速な演算ができる。

上述のように、従来技術である一般化パラレル法では、折り返しアーチファクトが実空間のあらゆる点（自身以外の全画素）から入ってくること想定して演算するため、演算量が増えて計算時間がかかる。例えば、最終画像の一辺が画素数Ｎである場合、そのサイズはＮ×Ｎとなる。この場合、ある点に重なるアーチファクトはＮ×Ｎ−１の画素からの折り返しを考慮する必要がある。ここで、Ｎは例えば２５６という数値である。

一方、本実施形態によれば、まず、粗いグリッディングにより折り返しアーチファクトが特定の画素からのみ入るようにデータを置換する。置換後の画像がＡ倍速のパラレルＭＲＩ撮像であれば、折り返しアーチファクトの元信号として考慮する画素は、Ａ×Ａ−１画素になる。ここで、Ａは例えば２という数値を取る。従って、従来の一般化パラレル法で必要な演算比べ、演算時間は、例えば、（２×２−１）／（２５６×２５６−１）倍となり、大幅に短縮する。

また感度分布については、同じようにデータを間引いて取得したラディアルスキャンの非直交データに対して、データ間隔が密である一部を取り出し、最終画像と視野が等しいグリッドにグリッディングすることにより、ラディアルスキャンのアーチファクトを取り込まずに、実質的にコイルの感度分布を表す画像データを得ることができる。この感度分布は、上述したＳＥＮＳＥアルゴリズムの折り返し除去演算に利用される。

なお上記実施の形態では、直交データを作成する処理１０５において、データのないｋ空間の外周を０で埋める場合を説明したが、これは低空間周波数の感度マップを求めることを目的としており、同様の感度マップが得られるならば、この方法に限定されない。例えば、ゼロフィルの代わりに、少ないマトリクス数でフーリエ変換し、小さいサイズ（例えば６４×６４）のマップを作成する。その後に、実空間上の補間処理（例えばスプライン補間）によって目的画像と同じサイズ（例えば２５６×２５６）の感度マップを作成しても良い。この場合、低周波数でフーリエ変換することで発生するリンギングアーチファクトを、低域通過フィルタなどで除去するなどの付加的な処理を行ってもよい。これにより感度マップの精度は向上する。

また上記実施の形態では、感度分布データを算出するための非直交データは、本計測（画像再構成に用いる非直交データの計測）とは別に計測する場合を説明したが、図８に示すように、本計測の非直交データを用いて感度分布データを算出してもよい。この場合の画像再構成は、受信コイル（チャンネル）毎の画像用非直交データの計測（非直交データサンプリング）処理１０１、画像用非直交データのグリッディング処理１０２、フーリエ変換処理１０３、感度分用非直交データのグリッディング処理１０５、フーリエ変換処理１０６、および各受信コイルの計測データ及び感度分布を用いた折り返し除去演算処理１０７の各処理からなる。各処理の詳細は、図５の場合と同様である。ただし、処理１０１で計測した非直交データは、感度分布算出にも用いる。この場合には、本計測中の状態変化に対応した感度分布データを用いており、所謂セルフキャリブレーション機能を持つので、被検体が動いていても安定にパラレル撮影ができる。

すなわち、信号処理部４０７は、受信コイル４０５毎に、第１のｋ空間データの一部を、目的画像と等しい視野及び低い空間分解能に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第３のｋ空間データを取得し、該第３のｋ空間データを用いて感度分布データを取得する。

このとき、信号処理部４０７は、第１のｋ空間データの内の原点近傍のデータを、直交格子点の原点近傍に再配置して第３のｋ空間データを取得する。または、第１のｋ空間データの内のデータであって、ｋ空間の直交格子点の間隔とデータ間隔が同じかそれ以下である密データ領域のデータを、直交格子点の対応する領域に再配置して第３のｋ空間データを取得する。そして、信号処理部４０７は、第３のｋ空間データにおける、第１のｋ空間データが再配置された原点近傍の直交格子点とは異なる他の直交格子点にはゼロを配置する。

また、本実施形態のＭＲＩ装置は、上述の磁気共鳴イメージング方法を実行するにあたり、受信コイル４０５毎に、第１のｋ空間データの一部を、目的画像と等しい視野及び低い空間分解能に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第３のｋ空間データを取得し、当該第３のｋ空間データを用いて、感度分布データを取得するステップをさらに有する。

図９は感度分布データの作成を一般化した実施の形態を示す図である。この場合の画像再構成は、受信コイル（チャンネル）毎の画像用非直交データの計測（非直交データサンプリング）処理１０１、画像用非直交データのグリッディング処理１０２、フーリエ変換処理１０３、および各受信コイルの計測データ及び感度分布を用いた折り返し除去演算処理１０７の各処理からなる。各処理の詳細は、図５の場合と同様である。ただし、処理１０７で用いる感度分布データの取得、作成１００１の手段は何ら限定されない。例えば、本計測とは別にプリスキャンにて感度分布データを取得しても良い。この例では、感度分布データは、非直交データサンプリングに限定することなく作成することができる。例えば、感度分布は直交座標系の実計測データから作成されていても良い。このような例は、臨床撮影で同一部位を異なるパルスシーケンスで撮影する場合、感度分布データを直交系と非直交系で共通に利用できるメリットがある。

以上説明した感度分布データ作成に関する変更例は、以下の各実施の形態についても同様に適用できる。

＜第２の実施の形態＞
第２の実施の形態の画像再構成方法の手順は、図１に示す第１の実施の形態の手順と同じである。即ち、ステップ１０１でラディアルスキャンにより非直交データをサンプリングし、ステップ１０２で非直交データを最終視野よりも狭い視野にグリッディングし、ステップ１０３でフーリエ変換し、ステップ１０７で実空間のデータに対し各小型コイルの感度分布を用いた折り返し除去演算を行なう。またコイルの感度分布は、ステップ１０４〜１０６により、非直交データから算出する。

ただし本実施の形態では、スポークを間引いて非直交データを計測する際に、全方向に均一に間引くのではなく、一方向について他の方向より間引き率を高くする。図１０に本実施の形態による非直交データサンプリングの一例を示す。図中、（ａ）、（ｂ）は、本計測の非直交データサンプリングとグリッディングを説明する図、（ｃ）、（ｄ）は感度分布用の非直交データサンプリングとグリッディングを説明する図である。（ａ）と（ｃ）は、同じデータであっても別に取得したデータであっても良い。図中、図６と同じ要素については同じ符号で示した。

図示するように、縦方向（ｋｙ方向）に平行なスポークを中心として動径方向に所定の角度範囲（例えば９０度の範囲）の領域については、スポークを２分の１に間引いて計測し、横方向に伸びるスポークは間引かずに計測する。計測するスポーク数は例えば３０３スポークである。図中、点線で示すスポーク８０１が間引かれたスポークである。その結果、横方向のスポークの隣接距離８０３は、間引く前の間隔に等しい。また、縦方向に伸びるスポークは間引かれているため、その隣接スポーク間距離８０４は、間引く前の間隔の２倍となっている。

次にこのデータを図１０（ｂ）に示すように、非等方グリッドにグリッディングする。非等方グリッドは、例えば、縦方向のグリッド間隔８０６は、最終画像に対応するグリッド間隔と等しく、横方向のグリッド間隔８０５はその２倍とする。例えば最終画像の視野を２５６ｍｍ×２５６ｍｍ、空間分解能を１ｍｍとするとき、グリッディングするグリッドの視野は２５６ｍｍ×１２８ｍｍ、空間分解能は１ｍｍ×２ｍｍとする。このような非等方グリッドを用いるのは次の理由による。図１０（ａ）に示す非直交データは、ｋ空間の高周波領域では、横方向のデータ間隔はスポークの隣接間隔８０４がほぼ２倍に広がっているが、縦方向のデータサンプルの間隔はスポーク上のデータサンプリングで決まるため、十分なサンプリング密度を保持できている。また、ｋ空間の中低周波領域（縦方向中央部）については、横方向のスポークは間引かれていないためデータ点数が密になっている。従って横方向のグリッド間隔が縦方向のグリッド間隔の２倍である非等方グリッドを用いた場合、縦横両方向において非直交データの最大データ間隔とほぼ間隔が等しいグリッドにグリッディングすることとなり、ラディアルスキャンのアーチファクトを回避することができる。

このような非等方グリッドにグリッディングされたｋ空間データを２次元フーリエ変換した画像は、図７（ｂ）に示すように、縦方向の折り返しはないが、横方向に折り返し画像６０２を生じる。この折り返しは、マルチプルコイルの各小型コイルの感度分布を用いて除去される（ステップ１０７）。感度分布を用いた折り返し除去演算は、第１の実施の形態と同様に行なうことができる。

本実施の形態においても、コイルの感度分布は、本計測で又は本計測とは別に計測した非直交データから算出してもよいし、プリスキャンにて感度分布データを取得しても良いが、ここでは、本計測と同様の非直交データを用いてコイル感度分布を求める手順の一例を図１０（ｃ）、（ｄ）を参照して説明する。

図１０（ｄ）は、（ｃ）の非直交データをグリッディングする様子を示す図であるが、グリッディングの方法は、基本的に図６に示す第１の実施の形態と同じである。すなわち、縦方向に間引いた領域のスポークの最大間隔８０２が、グリッド間隔７０９と等しくなるような領域（円７０３で囲まれる領域）を選択し、その領域の非直交データを、最終画像の視野と等しいグリッドの領域７０８内で、グリッド間隔７０９で等方的にグリッディングする。それ以外の領域には０を設定する。このデータを２５６×２５６で２次元フーリエ変換する。得られる画像は、縦方向に低空間分解能であるが、折り返しのない画像が得られる。各小型コイルについて上記ステップ１０４〜１０６を行い、画像を得、各コイルの感度分布データとする。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、第一の実施形態と基本的に同様であるが、信号処理部４０７は、直交する２方向のうちの１方向について、第１のｋ空間データの少なくとも一部を、目的画像の視野より狭い視野に対応するｋ空間の直交格子点に再配置する。なお、本実施形態では、軌跡は、ｋ空間の原点を中心とする角度の異なる複数の放射状軌跡であり、信号処理部４０７は、所定方向の軌跡の間隔を他の方向の軌跡の間隔よりも広げるよう制御する。

本実施の形態によれば、フーリエ変換後の折り返しは、縦方向に２倍速のパラレルＭＲＩと等価になる。これを実空間データを用いた折り返し除去演算により画像再構成（ＳＥＮＳＥ再構成）することで、折り返しは除去される。なお図１０では、スポークの間隔を２値的に変化させる場合を例示したが、非等方グリッドにグリッディングする際の条件を、非直交座標系シーケンスに起因するアーチファクトが出ないような条件とする、即ちグリッドの間隔と非直交データの間隔との関係を適切に設定する限りは、スポークの間隔は連続的に変化させるなど種々の変更が可能である。

以上、第１および第２の実施の形態を説明した。これら実施の形態では、非直交データサンプリングを２次元のラディアルスキャンで行ったが、本発明は３次元のラディアルスキャンに対しても適用できる。また図３では、ＧｒＥシーケンスを使って説明したが、ＳＥシーケンスやバランストＳＧシーケンス、ＥＰＩシーケンスでも適用できる。さらに１枚の画像のみを得るのではなく、ｋ空間データを連続して取得し、時系列画像を得るダイナミックスキャンにも適用できる。
以下、本発明の他の実施の形態として、ラディアルスキャン以外の非直交データサンプリングを行なうパルスシーケンスに適用した実施の形態を説明するが、上述した変更は、ラディアルスキャン以外のパルスシーケンスにも適用できる。

＜第３の実施の形態＞
本実施の形態は、ラディアルスキャンではなく、スパイラルスキャンにより非直交データをサンプリングする点が、第１および第２の実施の形態と異なる。図１１（ａ）に、スパイラルスキャンにより計測された非直交データを、（ｂ）、（ｃ）に、非直交データのグリッディングの様子を示す。また（ｄ）に従来のスパイラルスキャンにより計測された非直交データを示す。ここでは、１回の励起後、傾斜磁場の反転を繰り返しｋ空間の全データを計測するシングルショットスパイラルの例を示している。

スパイラルスキャンは、エコー信号計測の際に、２軸方向（位相エンコード方向および読み出し方向）の傾斜磁場を振幅が変化（増加）するサイン曲線状に連続して印加し、サイン曲線の一周期毎にエコー信号を計測するパルスシーケンスを実行する。これによりｋ空間上の軌跡は、図１１（ｄ）に示すようにｋ空間の原点から始まり渦巻状にｋ空間の外側へ広がっていく。ここで渦巻き１２０２の間隔は、２軸方向の傾斜磁場の面積の変化量によって決まり、通常のスパイラルスキャンでは、隣接する軌跡の間隔は、ｋ空間の原点付近と周辺とで等しい。スパイラルスキャンのアーチファクトを抑制するために、渦巻き１２０２の間隔は最終画像のマトリクス（ｋ空間の間隔７０９）とほぼ等しいか小さいことが重要である。図１１（ｄ）の軌跡と、例えば２５６×２５６の再構成マトリクスとは、この制約を満たしている。これに対し、本実施の形態では、渦巻き１２０１の間隔１２０３が、例えば通常間隔１２０２の２倍となるように傾斜磁場の変化量が設定され、図１１（ａ）に示すような非直交データを得る。

この非直交データは、図１１（ｂ）に示すように、非直交データの広がった間隔に対応したグリッドにグリッディングする。グリッドの間隔７１２は、スパイラルスキャンの渦巻きの間隔と等しいかそれより大きい。つまり、最終画像の視野よりも狭い視野で、等しい空間分解能（例えば２５６×２５６）に対応したグリッドにグリディングする。このようにグリッディングして得た直交データを２次元フーリエ変換することにより得られる画像は、折り返し成分を含んでいる。各小型コイルで得た非直交データについて、同様のグリッディングおよび２次元フーリエ変換を行なう。

感度分布の作成では、本計測と同じ或いは別途取得した非直交データうち、円７０３で囲まれる領域（低周波数領域）のデータを選択し、図１１（ｃ）に示すように、これを対応するグリッドの領域７０８にグリッディングする。円７０３は、円７０３に含まれるデータの最大間隔が領域７０８のグリッド間隔７０９と等しいかそれ以下であるような大きさである。これによりスパイラルスキャンのアーチファクトを抑制できる。この円７０３は、例えば原点から最大周波数までの２分の一の半径とする。グリッド２０７の他の領域には０を設定し、必要に応じてフィルタを適用した後、２次元フーリエ変換する。こうして得られる画像を各コイルの感度分布とする。

なお、本計測で取得した非直交データを感度分布の算出にも用いる場合、上述のように、感度分布算出に用いるデータを抽出する領域（円７０３）内のデータの最大間隔をグリッド間隔７０９以下とする。これを実現するためには、例えば、円７０３に含まれる渦巻き１２０１の最大間隔が間隔７０９以下となるよう、傾斜磁場の変化量を設定する。すなわち、図１４（ａ）に示すように、円７０３内の渦巻き１２０１の間隔１２０４が、外側の領域の渦巻き１２０１の間隔１２０３より密になるよう、非直交データを取得する。

このようにして得られた非直交データ全体は、図１４（ｂ）に示すように、非直交データの広がった間隔に対応したグリッドにグリッディングする。グリッドの間隔７１２は、スパイラルスキャンの渦巻きの間隔と等しいかそれより大きい。つまり、最終画像の視野よりも狭い視野で、等しい空間分解能（例えば２５６×２５６）に対応したグリッドにグリディングする。このようにグリッディングして得た直交データを２次元フーリエ変換することにより得られる画像は、折り返し成分を含んでいる。各小型コイルで得た非直交データについて、同様のグリッディングおよび２次元フーリエ変換を行なう。

一方、感度分布の作成では、取得した非直交データうち、円７０３で囲まれる領域（低周波数領域）のデータを選択し、図１４（ｃ）に示すように、これを対応するグリッドの領域７０８にグリッディングする。円７０３は、円７０３に含まれる渦巻きの最大間隔が領域７０８のグリッド間隔７０９と等しいかそれ以下であるような大きさである。これによりスパイラルスキャンのアーチファクトを抑制できる。グリッド２０７の他の領域には０を設定し、必要に応じてフィルタを適用した後、２次元フーリエ変換する。こうして得られる画像を各コイルの感度分布とする。

なお、本計測で取得した非直交データを感度分布の算出にも用いる場合、円７０３内のデータの最大間隔をグリッド間隔７０９以下とするためには、上述のように渦巻き１２０１の間隔を変えるのではなく、円７０３内でのデータ取得において、サンプリング間隔を密にしてもよい。すなわち、サンプリング間隔の最大値が、間隔７０９以下となるよう設定するよう構成する。

各コイルについて得られた折り返し成分を含む画像データを、各コイルの感度分布を用いて、折り返しを除去した演算を行い合成することは第１の実施の形態と同様である。

以上のように、本実施形態のＭＲＩ装置は、第一の実施形態と基本的に同様であるが、軌跡は、ｋ空間の原点を始点とし、渦巻状にｋ空間の原点側から周辺側に広がる曲線軌跡となる。

本実施例によれば、データサンプリング速度を一定に保つことでデータ取得時間を半減し、ＴＲ、ＴＥをほぼ１／２に短縮することができる。この場合、撮像時間は実質的に４倍高速になる。

＜第４の実施の形態＞
本実施の形態は、ラディアルスキャンではなく、ハイブリッドラディアルスキャンにより非直交データをサンプリングする点が、第１および第２の実施の形態と異なる。図１２（ａ）に、ハイブリッドラディアルスキャンにより計測された非直交データを、（ｂ）、（ｃ）に、非直交データのグリッディングの様子を示す。また（ｄ）に従来のハイブリッドラディアルスキャンにより計測された非直交データを示す。

ハイブリッドラディアルスキャンは、Ｇｒ型、ＳＥ型、ＦＳＥ型などがあり、本発明はいずれにも適用できる。ハイブリッドラディアルスキャンでは、図１２（ａ）、（ｄ）に示すように、ｋ空間の原点を通る軌跡（スポークに相当）とそれと平行した複数の軌跡からなるブレード１３０１を、角度を変えて複数個計測する。図では、説明をしやすくするために４ブレードの例を示している。本実施の形態の計測では、ブレードを構成する軌跡の数を、（ｄ）に示す通常の場合より少なくする（図では９本の軌跡を５本に減じている）。

このような非直交データを、画像再構成のためにグリッディングし、直交データに変換する。ここでも、最終画像のマトリクスサイズよりも小さいサイズのグリッドにグリッディングし、ハイブリッドラディアルスキャン固有のアーチファクトを防止する。すなわち、間引きして広がった軌跡の間隔１３０２とほぼ等しい間隔のグリッドにグリッディングする。この直交データは、視野が最終画像の視野より狭いため折り返しアーチファクト成分を含んでいる。

一方、各小型コイルの感度分布を求めるためのグリッディングでは、第１の実施の形態と同様に、非直交データのうちｋ空間の中心部分のデータ、即ち円７０３で囲まれる部分のデータのみをこれを対応するグリッドの領域７０８にグリッディングする。例えば、２５６×２５６の直交座標点上のデータに変換する。このグリッディングは、最終画像の視野と同じで低空間分解能のグリッドへのグリッディングであり、グリッド軌跡の間隔７０９が、軌跡の間隔１３０２にほぼ等しいか大きいという、ハイブリッドラディアルのアーチファクトを抑制するための条件を満たしている。領域７０８以外の領域には０を設定し、必要に応じてフィルタを適用した後、２次元フーリエ変換する。こうして得られる画像を各コイルの感度分布とする。

以上のように、本実施形態のＭＲＩ装置は、第一の実施形態と基本的に同様であるが、軌跡は、ｋ空間の原点を中心とする角度の異なる複数の放射状軌跡と、核放射状軌跡に平行な直線軌跡となる。

本実施の形態によれば、データサンプリング速度を一定に保つことでデータ取得時間を半減し、ＴＲ、ＴＥをほぼ１／２に短縮することができる。この場合、撮像時間は実質的に４倍高速になる。
なお本実施の形態のハイブリッドラディアル型の撮影シーケンスは、例えばＦＳＥ型ハイブリッドラディアルシーケンスにも適用できる。

＜第５の実施の形態＞
第５の実施の形態は、非直交データサンプリングがフリップ角の異なる複数種のＲＦパルスを用いており、複数のスポーク或いは軌跡のデータがフリップ角の異なるデータを含んでいる点が、上記第１〜第４の実施の形態と異なる。

本実施の形態では、例えば、図３に示す２Ｄラディアルスキャンの場合、ＲＦパルス５０１としてフリップ角が異なる複数種類、例えば１０°、３０°、６０°のフリップ角のＲＦパルスを用い、繰り返し時間毎にフリップ角をサイクリックに変えて計測を行なう。このような可変フリップ角サンプリングは、ＲＦパワーを低減し、比吸収率（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ ： ＳＡＲ）を抑制する有効な手法であり、ダイナミック撮影などの連続撮影に好適である。

この非直交データサンプリングにより得られる非直交データ１５００を図１３（ａ）に示す。図では、フリップ角の違いはスポークの線種で表現している。例えば、実線のスポークはフリップ角６０°のときに計測されたデータ１５０１、一点鎖線のスポークはフリップ角３０°のときに計測されたデータ１５０２、二点鎖線のスポークはフリップ角１０°のときに計測されたデータ１５０３である。図では、計測されなかったスポークは省略しているが、通常のラディアルスキャンでは図示されたスポークの間にも計測されるスポークが存在している。

まずこの非直交データを、画像再構成のために、スポーク間隔と等しいグリッド間隔のグリッド上にグリッディングする。すなわち最終画像の視野より小さい視野で且つ空間分解能が等しいグリッドにグリッディングする。このことは第１〜第４の実施の形態と同様である。ただし本実施の形態では、グリッディングの際に非直交データのフリップ角に応じて重み付けすることが好ましい。こうして得られる直交データを２次元フーリエ変換したものは、ラディアルスキャン固有のアーチファクトは含まないが、視野が縮小したことにより、折り返し画像成分を有している。

次に同様に計測した非直交データから折り返し除去演算のための感度分布を作成する。感度分布の作成では、図１３（ａ）に示す非直交データ１５００のうち、フリップ角が同じであるデータのみを取り出し、グリッディングする。例えば、図１３（ｂ）に示すように、フリップ角１０°のときに計測されたデータ１５０３のみを用いてグリッディングする。この場合、データ１５０３のうちｋ空間中心近傍のデータのみ（円１５０４内のデータ）をグリッディングし、ｋ空間の周辺に０を設定し、フーリエ変換する。得られた画像データを小型コイルの感度分布とする。或いは、第１の実施の形態において説明したように、ゼロフィルをしない代わりに、少ないマトリクス数でフーリエ変換し、小さいサイズ（例えば６４×６４）のマップを作成する。その後に、実空間上の補間処理（例えばスプライン補間）によって目的画像と同じサイズ（例えば２５６×２５６）の感度マップを作成する。

作成された各小型コイルの感度分布を用いて、各小型コイルについて得られた、折り返し成分を持つ画像データ（実空間データ）に対し、折り返しを除去する演算を行い合成し、最終画像を得る。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、基本的に第一の実施形態と同様であるが、第１のｋ空間データは、複数の異なるフリップ角の高周波磁場パルスを用いて計測され、信号処理部４０７は、１種類のフリップ角の高周波磁場パルスを用いて計測されたデータのみを用い、第２のｋ空間データを取得する。

本実施の形態によれば、非直交データサンプリングに可変フリップ角サンプリングを適用した撮影においても、データ取得時間の短縮と実空間で演算するパラレルイメージングが可能となる。
なお感度分布に用いるデータとして、フリップ角１０°のデータを用いる場合を説明したが、それ以外のフリップ角のデータを用いてもよい。ただし一般にフリップ角が大きいデータほど画像のコントラストが大きくなるので、感度分布を求めるためには、低フリップ角のデータを用いることが好ましい。

本実施の形態は、ラディアルスキャンのみならず、ハイブリッドラディアルスキャンにも適用できる。ハイブリッドラディアルスキャンの場合には、例えば１つのブレードを構成するスポークのフリップ角を変えて計測し、各ブレードからフリップ角が同じであるスポークのデータを選択し、感度分布の作成に用いることができる。

なお、上記各実施形態において、信号処理部４０７が、パラレルイメージングに基づく演算として、第１のｋ空間データが再配置された直交格子点の間の直交格子点のデータを、第１のｋ空間データが再配置された直交格子点のデータと感度分布データとを用いて求める処理を行うよう構成してもよい。

本発明によれば、非直交系撮影シーケンスに対して、直交撮影でのパラレルＭＲＩが高速で行える演算方法が提示され、非直交系撮影シーケンスヘのパラレルＭＲＩ適用が容易になる。これにより、ＳＭＡＳＨ法またはＳＥＮＳＥ法の直交撮影シーケンスが搭載された製品において、演算方式の異なる非直交型を開発することなく、実用的な非直交撮影シーケンスを適用することができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置のブロック図 図１のＭＲＩ装置の検出部および信号処理部の一例を示すブロック図 本発明のＭＲＩ装置で実行されるパルスシーケンスの一例を示す図 従来および本発明における非直交データサンプリングを説明する図 本発明の画像再構成方法の第１の実施の形態を示すフローチャート 第１の実施の形態における画像再構成を説明する図 画像データに含まれる折り返しアーチファクトを説明する図 第１の実施の形態の変更例を示すフローチャート 第１の実施の形態の一般化した例を示すフローチャート 第２の実施の形態における画像再構成を説明する図 第３の実施の形態における画像再構成を説明する図 第４の実施の形態における画像再構成を説明する図 第５の実施の形態における画像再構成を説明する図 第３の実施形態における画像再構成を説明する図

符号の説明

４０１・・・被検体、４０２・・・静磁場発生磁石、４０３・・・傾斜磁場コイル、４０４・・・ＲＦコイル、４０５・・・ＲＦコイル（受信コイル）、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

Claims (20)

1. 互いに異なる感度分布を有する複数の受信コイルと、
   少なくとも一部がｋ空間の座標軸に非平行となる軌跡上のデータを計測して、受信コイル毎に第１のｋ空間データを取得する計測制御手段と、
   前記受信コイル毎の、前記第１のｋ空間データと感度分布データとを用いて、パラレルイメージングに基づく演算を適用して目的画像を取得する画像再構成手段と、を有し、
   前記画像再構成手段は、
   前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部を、前記ｋ空間の直交格子点に再配置して第２のｋ空間データを取得し、
   前記受信コイル毎の、前記第２のｋ空間データと前記感度分布データとを用いて、前記パラレルイメージングに基づく演算を行い、前記目的画像を取得する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第１のｋ空間データの少なくとも一部が再配置される前記ｋ空間の直交格子点は、前記目的画像の視野より狭い視野に対応すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記第１のｋ空間データの少なくとも一部が再配置される前記ｋ空間の直交格子点は、前記目的画像と等しい空間分解能に対応すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記画像再構成手段は、直交する２方向について、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部を、前記目的画像の視野より狭い視野に対応する前記ｋ空間の直交格子点に再配置すること、
   を特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記画像再構成手段は、直交する２方向のうちの１方向について、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部を、前記目的画像の視野より狭い視野に対応する前記ｋ空間の直交格子点に再配置すること、
   を特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記計測制御手段は、少なくとも一部の軌跡の間隔を、前記目的画像の視野と空間分解能とに対応する間隔よりも広く設定して、該間隔を広く設定した軌跡上のデータ計測を行い、
   前記画像再構成手段は、前記データ計測された軌跡の間隔に対応して、前記第１のｋ空間データを再配置する前記直交格子点の間隔を制御すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記軌跡は、前記ｋ空間の原点を中心とする角度の異なる複数の放射状軌跡であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６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、所定方向の軌跡の間隔と他の方向の軌跡の間隔とを異ならせること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記軌跡は、前記ｋ空間の原点を中心とする角度の異なる複数の放射状軌跡と、各放射状軌跡に平行な直線軌跡であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記軌跡は、前記ｋ空間の原点を始点とし、渦巻状にｋ空間の原点側から周辺側に広がる曲線軌跡であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記画像再構成手段は、前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの一部を、前記目的画像と等しい視野及び低い空間分解能に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第３のｋ空間データを取得し、該第３のｋ空間データを用いて前記感度分布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。
11. 請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記画像再構成手段は、前記第１のｋ空間データの内の原点近傍のデータを、前記直交格子点の原点近傍に再配置して前記第３の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。
12. 請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記画像再構成手段は、前記第３のｋ空間データにおける、前記第１のｋ空間データが再配置された前記原点近傍の直交格子点とは異なる他の直交格子点にはゼロを配置すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記画像再構成手段は、前記第１のｋ空間データの内のデータであって、前記ｋ空間の直交格子点の間隔とデータ間隔が同じかそれ以下である密データ領域のデータを、前記直交格子点の対応する領域に再配置して前記第３の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。
14. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記第１のｋ空間データは、複数の異なるフリップ角の高周波磁場パルスを用いて計測され、
    前記画像再構成手段は、同一のフリップ角の高周波磁場パルスを用いて計測されたデータのみを用い、前記第２の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。
15. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記画像再構成手段は、前記パラレルイメージングに基づく演算として、前記受信コイル毎に前記第２のｋ空間データをフーリエ変換して折り返しのある画像を取得し、前記受信コイル毎の折り返しのある画像と前記感度分布データとを用いて、行列演算により前記目的画像を取得する処理を行うこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
16. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記画像再構成手段は、前記パラレルイメージングに基づく演算として、前記第１のｋ空間データが再配置された前記直交格子点の間の直交格子点のデータを、前記第１のｋ空間データが再配置された前記直交格子点のデータと前記感度分布データとを用いて求める処理を行うこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
17. 互いに異なる感度分布を有する複数の受信コイルを用いて被検体を撮影して、当該被検体の画像を目的画像として取得する磁気共鳴イメージング方法であって、
    少なくとも一部がｋ空間の座標軸に非平行となる軌跡上のデータを計測して、受信コイル毎に第１のｋ空間データを取得するステップと、
    前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの少なくとも一部を、前記目的画像よりも狭い視野に対応する前記ｋ空間の直交格子点に再配置して第２のｋ空間データを取得するステップと、
    前記受信コイル毎の、前記第２のｋ空間データと感度分布データとを用いて、パラレルイメージングに基づく演算を行い、前記目的画像を取得するステップと、を備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
18. 請求項１７記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記第１のｋ空間データの少なくとも一部が再配置される前記ｋ空間の直交格子点は、前記目的画像と等しい空間分解能に対応すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
19. 請求項１７記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記受信コイル毎に、前記第１のｋ空間データの一部を、前記目的画像と等しい視野及び低い空間分解能に対応するｋ空間の直交格子点に再配置して第３のｋ空間データを取得し、当該第３のｋ空間データを用いて、前記感度分布データを取得するステップをさらに有すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
20. 請求項１７記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記パラレルイメージングに基づく演算は、前記受信コイル毎に前記第２のｋ空間データをフーリエ変換して折り返しのある画像を取得し、前記受信コイル毎の折り返しのある画像と前記感度分布データとを用いて、行列演算により前記目的画像を取得する処理であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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