JP6792983B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと呼ぶ）装置に係り、特に圧縮センシング技術を適用した画像撮像技術に関する。

ＭＲＩ装置は、静磁場に置かれた被検体に高周波磁場、傾斜磁場を印加し、核磁気共鳴により被検体から発生する信号を計測し、画像化する撮像装置である。ＭＲＩ装置では、一般に撮像面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその面内の磁化を励起させる励起パルス（高周波磁場パルス）を与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を取得する。このとき、磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、撮像面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場とを印加する。計測されたエコーは、横軸をｋｘ、縦軸をｋｙとするｋ空間に配置され、ｋ空間のエコーに逆フーリエ変換を施すことによって画像再構成が行われる。

また、位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場とに加え、スライスエンコード傾斜磁場の印加を加えることで、３Ｄ（三次元）撮像及び画像再構成を行うことも可能である。このとき、計測されたエコーは、横軸をｋｘ、縦軸をｋｙ、奥行き方向の軸をｋｚとする３Ｄｋ空間に配置される。

３Ｄ画像は、ＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）やＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎａｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）による画像処理によって、空間的な位置の把握が可能であるが、撮像時間が長くなってしまうという課題がある。

ＭＲＩ装置の撮像時間を短縮する技術の一つとして、近年、圧縮センシング（ＣＳ：Ｃｏｍｐｒｅｓｓｅｄ Ｓｅｎｓｉｎｇ）と呼ばれる手法のＭＲＩ装置への応用が研究されている（特許文献１、非特許文献１、非特許文献２）。ＣＳは信号の持つ疎性を利用し、疎な観測結果から本来の信号を高精度に復元する技術である。ここで、疎な観測とは、再構成されるデータ量よりも少ないデータ量の観測のことである。ＣＳにおいてはどのような観測パターンを用いるかが一つの重要なポイントであり、一般的にはランダムバイナリ行列、重み付きランダム行列、放射線状、らせん状等、平行線状等が用いられていることが多い。また、観測パターンについて、ランダム性が高いことが重要であることが知られている。一方で、観測空間（ＭＲＩ装置におけるｋ空間）において、低周波領域を比較的密に取得することで、ＣＳ再構成処理による復元精度が向上することが知られている。

米国特許第７６４６９５７号明細書

Lustig et al.," Sparse MRI:The Application of Compressed Sensing for Rapid MR Imaging, " Magnetic Resonance in Medicine,58 1182-1195,2007 G. Plonka, J. Ma, Curvelet-wavelet regularized Split Bregman method for compressed sensing, International Journal of Wavelets, Multiresolution and Information Processing, 79-110,2011

ＭＲＩへのＣＳ技術の適用については、いくつかの課題がある。
まず一般的なＣＳで提案されている観測パターンを、ｋｘ−ｋｙ面について適用する場合、傾斜磁場コイルの性能制限により実現がきわめて困難なものが多く、実現可能な観測パターンは特定のものに限定されている。

次に付加パルスを用いた撮像にＣＳを適用した場合に、付加パルスの効果を減じないことが重要となる。付加パルスとは、静止スピンと移動スピンとのコントラストを高めるＭＴＣ（Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ Ｔｒａｎｓｆｅｒ Ｃｏｎｔｒａｓｔ）パルス、ＩＲ（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）パルス、抑制（プリサチュレーション）パルス、脂肪抑制パルスなどである。

例えば、ＭＲＩ検査における３Ｄ撮像として代表的なものに、ＴＯＦ（Ｔｉｍｅ−Ｏｆ−Ｆｌｉｇｈｔ）シーケンスによる頭部ＭＲＡ（ＭＲ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）があるが、このＴＯＦシーケンスによるＭＲＡでは、脳実質などの背景信号を抑制し、血液が高信号になるように撮像するため、ＭＴＣパルスが併用されることが多い。ＭＴＣパルスなどの付加パルスは、ｋ空間に対する低周波領域のエコーにのみ十分な印加量を与え、かつ連続的な印加を行うことで、ｋ空間に対する高周波領域のエコーについては、パルス印加量が十分量でなくてもよいことが知られているが、その印加の仕方によっては、十分なＭＴＣパルスの効果を得ることができない。

本発明は、ＣＳを適用したＭＲＩ装置において、３Ｄ撮像を行った場合にも撮像時間を短縮でき且つ画質の良い画像を得ることを課題とする。特に付加パルスを用いる撮像において、付加パルスの効果を十分得ることができ、それにより短時間で高画質の画像を取得することを課題とする。

本発明は、３Ｄ撮像において、三次元ｋ空間のｋｙ−ｋｚ面に対し、低周波領域を比較的密に取得するＣＳの観測パターンを適用するとともにそのデータ取得順序（観測順）を制御することにより、撮像時間の短縮と画質の向上とを達成する。特に、付加パルスの印加量をもとにデータ取得順序を制御することにより、付加パルスを用いた撮像において付加パルスの効果を確保しながら、ＣＳの適用を可能にする。

具体的は、本発明のＭＲＩ装置は、被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、三次元ｋ空間データを収集する撮像部と、前記撮像部を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部と、を有し、前記制御部は、前記撮像部が圧縮センシングに基き前記三次元ｋ空間データのｋｙ−ｋｚ面について疎な観測データを取得するよう制御するＣＳ制御部と、前記ｋｙ−ｋｚ面におけるデータの取得順序を決定するデータ取得順序決定部とを有する。

本発明のＭＲＩ装置において、例えば、前記所定のパルスシーケンスは、付加ＲＦパルスを含む三次元パルスシーケンスであって前記付加ＲＦパルスの印加量が前記ｋｙ−ｋｚ面内で変化するものであり、前記データ取得順序決定部は、前記付加ＲＦパルスの印加量に応じて前記データの取得順序を決定する。

本発明によれば、ＭＲＩ装置により得られる画像の画質を損なうことなく、従来以上の高速撮像が可能となる。また、付加パルスの印加を伴うパルスシーケンスでは、付加パルス印加が比吸収率（ＳＡＲ：Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）を上昇させることになるので、その使用が制限されたり、使用者が所望の撮像条件で撮像できなったりする場合もあるが、ＣＳによる実観測数の低減により付加パルスの印加回数を低減でき、１回の撮像におけるＳＡＲ低減が可能となる。

本発明の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 計算機（ＣＰＵ）１０９の構成例を示すブロック図である。 実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れを示す図である。 （Ａ）〜（Ｃ）は、それぞれＣＳ撮像時に表示されるＧＵＩの例を示す図である。 ＣＳ撮像の観測パターンを説明する図である。 ３Ｄパルスシーケンスの一例を示す図である。 付加パルスを含む３Ｄパルスシーケンスの一例を示す図である。 第一実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図である。 第一実施形態におけるデータ取得順序を示す模式図である。 第一実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れの変形例を示す図である。 観測空間における付加パルスの印加量の分布を示す図である。 第二実施形態の計算機（ＣＰＵ）１０９の構成例を示すブロック図である。 第二実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図である。 第二実施形態のデータ取得順序決定の際のセグメント分割の一例を示す図である。 第四実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図である。 （Ａ）、（Ｂ）は第四実施形態における各セグメントのＳＡＲ重みと、ＳＡＲを考慮したデータ取得順序決定を説明する図である。 第四実施形態におけるデータ取得順序を模式的に示す図である。 第五実施形態における計算機（ＣＰＵ）１０９の構成例を示すブロック図である。 第五実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図である。 （Ａ）、（Ｂ）は、それぞれ第五実施形態のデータ取得順序決定の際に表示されるＧＵＩの例を示す図である。 第五実施形態において表示されるＧＵＩの例を示す図である。 第五実施形態において表示されるＧＵＩの例を示す図である。 第六実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図である。

以下、本発明の実施形態を具体的に説明する。
本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成について、図１を参照して説明する。図１に示すように、ＭＲＩ装置は、静磁場の中に置かれた被検体１０３に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、被検体１０３から発生する核磁気共鳴信号を検出する撮像部１０と、撮像部１０の動作を制御する制御部１１と、核磁気共鳴信号に対して演算を行い、画像を生成する画像処理部１２と、操作部１３とを備えている。

撮像部１０は、被検体１０３が配置される撮像空間に均一な静磁場を発生するマグネット１０１と、撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、撮像空間に高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号（以下、エコーと呼ぶ）を検出するプローブ１０７と、傾斜磁場コイル１０２に電流を供給する傾斜磁場電源１０５と、プローブ１０７に高周波電圧を供給する高周波発生装置１０６と、プローブ１０７の検出したエコーを検波する受信器１０８と、シーケンサ１０４とを備えている。被検体（例えば生体）１０３は、寝台（テーブル）等に載置され、撮像空間に配置される。

シーケンサ１０４は、制御部１１によってその動作が制御され、所定の撮像方法および撮像条件による撮像を実行する。具体的には、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波発生装置１０６とに、所定の撮像方法を実現するタイミングでそれぞれ命令を送り、電流・電圧信号を発生させ、傾斜磁場コイル１０２およびプローブ１０７にそれぞれ供給させる。傾斜磁場コイル１０２は傾斜磁場を、プローブ１０７は高周波磁場を、それぞれ発生し、被検体１０３に印加する。被検体１０３から発生したエコーはプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波される。受信器１０８の検波の基準となる核磁気共鳴周波数（検波基準周波数ｆ０）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られる。

シーケンサ１０４は、予めプログラムされたタイミング、強度で各部が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場および信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。パルスシーケンスは、撮像の目的に応じて種々のものが知られている。本実施形態のＭＲＩ装置では、ＣＳを適用した所定の観測パターンで３Ｄ撮像を行うパルスシーケンスが実行される。

制御部１１および画像処理部１２は、計算機１０９内に配置される。計算機（ＣＰＵ）１０９の構成例を図２に示す。図示するように、制御部１１はＣＳ制御部１１１及びデータ取得順序決定部１１２を備え、画像処理部１２はＣＳ再構成部１２１及び画像再構成部１２２を備える。また計算機１０９は内部メモリとして制御や画像処理に必要なデータや計算途中のデータなどを記憶するメモリ１１０を備える。

制御部１１は、所定の撮像を撮像部１０に実行させるもので、シーケンサ１０４にパルスシーケンスの種類の選択の指示や、上記タイミングや強度の設定を行う。これにより、所定の撮像方法で撮像が実行されるように制御する。撮像方法としてＣＳ有の撮像が行われる場合には、データ取得順序決定部１１２が観測空間（３Ｄ−ｋ空間）のデータ取得順序を決定し、ＣＳ制御部１１１が操作部１３（図４のＧＵＩ）を介して設定されたＣＳに関わる条件（観測パターンやサンプリング率等）及びデータ取得順序決定部１１２が決定したデータ取得順序に従ったスライスエンコード傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場の強度（とその組み合わせ）で撮像が行われ、且つ所定の条件で復元処理の演算が行われるように撮像部１０および画像処理部１２を制御する。

画像処理部１２は、受信器１０８が受信した信号（エコー）に対し、画像再構成に必要な演算を行い、被検体１０３の画像やスペクトルなど作成する。ＣＳ有の撮像の場合には、ＣＳ再構成部１２１がＣＳのアルゴリズムを用いた復元計算を行い、画像再構成部１２２がフーリエ変換などの画像再構成演算、その他補正計算などを行う。

これら制御部１１及び画像処理部１２の機能は、計算機１０９内のＣＰＵが、内蔵されている不図示のメモリに格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、それぞれ実現される。なお機能の一部は、ＡＳＩＣやＦＰＧＡ等のハードウェアで実現することも可能である。

計算機１０９には、入力装置１３２及び表示装置１３１を備えた操作部１３、及び記憶媒体１４が接続されており、操作者は入力装置１３２を介して、制御や画像処理に必要な指令やデータを計算機１０９に入力することができる。また画像処理により得た画像等や操作者の操作に必要なＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）が表示装置１３１に表示される。記憶媒体１４は画像処理により得た画像等を記憶する。また検波された信号や計測条件を必要に応じて記憶媒体１４に記憶させてもよい。

次に、上述したＭＲＩ装置においてＣＳを適用した撮像処理の流れを、図３を用いて説明する。

まず制御部１１は、操作者によるＣＳ撮像に関する指示を受け付ける（Ｓ３０１）。ＣＳ撮像に関する指示は、例えば図４（Ａ）〜（Ｃ）に示すような、ＧＵＩを介して入力される。図４（Ａ）は、ＣＳを実施するか否かを設定するＧＵＩであり、「ＯＮ」ボタンの操作により、制御部１１はＣＳを実施する。図４（Ｂ）及び（Ｃ）は、ＣＳにおけるデータ点の数（間引き率）を設定するためのＧＵＩである。図４（Ｂ）に示すＧＵＩでは、倍速数の指定を受け付け、例えば１．０より大きい値が設定された場合、制御部１１は設定された値に応じた倍速数となるようにデータ点の数を設定する。図４（Ｃ）に示すＧＵＩでは、撮像時のサンプリング率の設定を受け付け、例えば１００より小さい値が設定された場合に、設定された値に応じたサンプリング率でデータ点の数を設定する。いずれのＧＵＩを採用してもよいし、それ以外のＧＵＩであってもよい。

ＣＳの実施とその条件が設定されると、制御部１１は、任意の撮像条件によって観測位置を決定する（Ｓ３０２）。観測位置とは、３Ｄｋ空間におけるデータ点の位置であり、本実施形態では、位相エンコード傾斜磁場及びスライスエンコード傾斜磁場の間引きパターンにより決定される。即ち、ｋｙ−ｋｚ面において間引きパターンが決定される。間引きパターンは、ランダムバイナリ行列、重み付きランダム行列、放射線状、らせん状等、平行線状等のＣＳにおける観測パターンを用いる。

以下の実施形態では、一例として図５に示すような放射線状の観測パターンを用いる場合を説明する。放射線状の観測パターンは、観測空間における低周波領域を比較的密に取得しやすい観測パターンであり、ＣＳ再構成の復元精度に優れている。

放射線状の観測パターンとする場合、例えば、ｋ空間の原点を起点とする放射線を所定の間隔（角度θ）で１本ずつ所定の本数まで順次配置する。配置する放射線の数は、処理Ｓ３０１で設定したサンプリング率で決まる。配置する角度θは任意であるが、ｋ空間における放射線の間隔をランダムとするために、例えば、放射線を原点の周りを３６０度（１回転）分配置した時点で、次の回転では放射線が重ならないような角度に調整する。特に角度θとして、黄金角（約１３７．５度）と呼ばれる角度が好適である。黄金角は、何回回転させても同じ角度は現れないため、ＣＳ再構成処理に必要とされるランダム性が生じやすい角度である。角度θの設定方法は、操作者がＧＵＩ（入力装置１３２）を通して入力してもよいし、あらかじめ設定された設定値を制御部１１が読み込んでもよい。

次に制御部１１（データ取得順序決定部１１２）は、観測位置決定処理Ｓ３０２で決定した観測位置を基に、データ取得順序を決定する（Ｓ３０３）。データ取得順序は、付加パルスの効果、ＳＡＲ、撮像時間等を考慮して決定される。具体的なデータ取得順序の決定方法は、後述する実施形態で詳述する。

制御部１１（ＣＳ制御部１１１）は、データ取得順序決定部１１２が決定したデータ取得順序に従い、パルスシーケンスのタイミングや強度をシーケンサ１０４に設定し、撮像を実施する（Ｓ３０４）。撮像に用いる３Ｄパルスシーケンスの一例を図６に示す。このパルスシーケンスは公知のグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、ＲＦパルス６０１印加後にスライスエンコード方向（Ｇｓ）と位相エンコード方向（Ｇｐ）の傾斜磁場６０２、６０３を印加した後、読出し方向（Ｇｒ）の傾斜磁場６０４を印加しながらエコー信号（Ｓｉｇ）６０５を計測する。図示するシーケンスを、Ｇｓ方向及びＧｐ方向の傾斜磁場強度を順次変化させながら、所定数のエコーを収集する。なお図６では、ＲＦパルス印加後に一つのエコーを収集する場合を示しているが、２以上のエコーを収集するマルチエコーパルスシーケンスであってもよい。また図７に示すように、励起用のＲＦパルス６０１の前にＭＴＣパルス等の付加パルス７０１を印加するパルスシーケンスであってもよい。ＭＴＣパルスの場合には、付加パルス７０１印加後ＲＦパルス６０１印加前にクラッシャー傾斜磁場７０２が印加される。

このようなパルスシーケンスによる撮像の際に、撮像部１０は、観測位置決定処理Ｓ３０２で決定した観測位置および、データ取得順序決定処理Ｓ３０３で決定したデータ取得順序に従い、エコーを収集する。すなわち、スライスエンコード方向（Ｇｓ）と位相エンコード方向（Ｇｐ）の傾斜磁場６０２、６０３の強度（印加量）を変化させて、ｋ空間上の観測位置にエコー（データ）を配置する順序を制御する。収集したエコーのまとまりは、３Ｄ−ｋ空間データとして計算機１０９のメモリ或いは記憶媒体１４に格納される（Ｓ３０５）。

画像処理部１２は、まず、処理Ｓ３０５で収集した３Ｄ−ｋ空間データのｋｘ方向に対して逆フーリエ変換を実行して、ｘ−ｋｙ−ｋｚ次元データを作成し、ついでＣＳ再構成部１２１により、各ｘのｋｙ−ｋｚ断面に対してＣＳ再構成処理によるデータ復元処理を実施する（Ｓ３０６）。ＣＳの信号復元アルゴリズムは、計測したデータをスパース化変換したのち、Ｌ１ノルム最小化等の最適化問題を反復アルゴリズムで解くもので、いくつかの手法が知られている。本実施形態では、特に限定されず公知のものを採用することができる。

画像処理部１２（画像再構成部１２２）は、さらに、ＣＳ再構成処理後のｘ−ｋｙ−ｋｚ次元データを用いて、任意の再構成処理を実施する（Ｓ３０７）。例えば、プローブ１０７のチャンネル数に合わせたチャンネル合成（ＭＡＣ）や、パラレルイメージング演算（ｋ空間上での演算或いは、画像空間上での演算）などである。また、プローブ１０７の受信感度範囲を補正する感度補正処理や、傾斜磁場歪みによる画像歪みを補正する歪み補正処理などを実施してもよい。

画像処理部１２の演算により再構成された画像は、例えば、記憶媒体１４に記憶され、表示装置１３１に表示され、或いは、ＭＲＩ装置とは別の画像処理装置や表示装置等に転送される。

本実施形態によれば、ＣＳの観測パターンとしてｋｙ−ｋｚ面を放射状とするパターンを採用することにより、低周波領域で密、高周波領域で疎な観測データが得られ、効果的なＣＳ復元を行うことができる。

次に、以上説明した、ＣＳを適用したＭＲＩ装置における処理の実施形態を基本として、撮像方法に応じたデータ取得順序の制御方法の具体的な実施形態を説明する。

＜第一実施形態＞
本実施形態では、ｋ空間の中心（原点）からの距離と、放射線の角度を基準として、データ取得順序を決定する。また本実施形態では、撮像のパルスシーケンスとして、図７に示したような、ＭＴＣパルス等の付加パルスを含むパルスシーケンスを採用する。

以下、データ取得順序決定部１１２の処理の流れを、図８を参照して説明する。
データ取得順序決定部１１２は、各データ点（データ点）のｋ空間中心（位相ゼロエンコードかつ、スライスゼロエンコード）からの距離を算出する（Ｓ８０１）。具体的には、各データ点が持つ、位相ゼロエンコードに対するエンコード量Ｅｐとスライスゼロエンコードに対するエンコード量Ｅｓを、それぞれベクトルの各要素とし、以下の式（１）で距離Ｄ（Ｅｐ、Ｅｓ）を算出する。

次いで、処理Ｓ８０１で算出した各データ点のｋ空間中心からの距離Ｄ（Ｅｐ、Ｅｓ）を、昇順もしくは降順にソートする（Ｓ８０２）。昇順にソートした場合、ｋ空間中心に近い箇所から撮像することとなるため、ｋ空間における低周波領域を観測した後、高周波領域を観測することとなる。

各データ点のｋ空間中心からの距離のみでは、同じ距離のデータ点が発生しうるため、データ取得順序決定部１１２は各データ点の角度（データ点が載っている放射線の角度）を算出する（Ｓ８０３）。このとき、角度を０°とする基準は任意の角度でよい。本実施形態では、位相エンコードが正極でかつ、スライスゼロエンコードとなる角度を０°とし、各データ点の角度を算出する。

次いで、処理Ｓ８０２で距離をソートした結果から、同じ距離であるデータ点のグループ内において、データ点角度算出処理Ｓ８０３で算出した各データ点の角度について再度ソートする。このとき、ソート順は昇順もしくは降順とする。このソートの結果をデータ取得順序とする（Ｓ８０４）。

以上のようなデータ点距離ソート及びデータ点角度ソートを行った場合のデータ取得順序の模式図を図９に示す。ここでは各ソートはいずれも昇順としている。

データ取得順序決定部１１２が決定したデータ取得順序に従って、エコーを収集すること、収集したエコーを用いて、ｘ−ｋｙ−ｋｚ次元データを作成し、各ｘのｋｙ−ｋｚ断面に対してＣＳ再構成処理すること、信号復元後のデータを用いて画像再構成することは、図３に示す処理Ｓ３０４〜Ｓ３０７と同様である。なお、撮像Ｓ３０４において、付加パルスの効果を最大にするため、観測開始点の観測を実施する前に、観測せずに付加パルスを何度か印加する処理を追加してもよい。

以上、説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、三次元ｋ空間データを収集する撮像部１０と、撮像部１０を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部１１と、を有し、制御部１１は、撮像部１０が圧縮センシングに基き三次元ｋ空間データのｋｙ−ｋｚ面について疎な観測データを取得するよう制御するＣＳ制御部１１１と、ｋｙ−ｋｚ面におけるデータの取得順序を決定するデータ取得順序決定部１１２とを有する。そしてデータ取得順序決定部１１２は、ｋｙ−ｋｚ面の原点からの距離が小さいデータ点から大きいデータ点に向かって或いは距離が大きいデータ点から小さいデータ点に向かってデータを取得するように前記データの取得順序を決定し、ｋｙ−ｋｚ面の原点からの距離が同一である複数のデータ点については、ｋｙ−ｋｚ面の原点を通る所定の基準線と、原点とデータ点とを結ぶ線との角度が、漸減又は漸増する順序でデータの取得順序を決定する。

本実施形態によれば、ｋ空間低域を連続的に観測することにより、付加ＲＦパルスを連続的に印加することが可能となり、付加ＲＦパルスの効果、例えば静止スピンと移動スピンの高コントラスト化を維持できる。但し、本実施形態の実施において、付加ＲＦパルスを用いるパルスシーケンスであることは必須ではなく、図６に示すような付加ＲＦパルスのない３Ｄ−パルスシーケンスであっても同様に適用でき、ＣＳによる効果的な復元と撮像時間短縮の効果を得ることができる。

また、図８では、データ点距離算出Ｓ８０１、データ点距離ソートＳ８０２、データ点角度算出Ｓ８０３、及びデータ点角度ソートＳ８０４を順に行う例を示したが、これらの処理の順序を組み替えることも可能である。例えば、図１０に示すように、まずデータ点距離算出とデータ点角度算出とを行い（Ｓ１００１）、その後、データ点の距離と角度のソートを行ってもよい（Ｓ１００２）。

＜第二実施形態＞
本実施形態でも、図７に示すような付加パルスを用いたパルスシーケンスを用いる。また付加ＲＦパルスは、図１１に示すように、印加量がｋｙ−ｋｚ空間において、低周波領域で多く、周辺（高周波領域）に向かうに従って少なくなるように制御される。即ち付加パルスの印加量がエコーによって異なる。

本実施形態は、このような前提で、付加パルス印加量を基準として観測空間のデータ取得順序を決定することが特徴である。このため、本実施形態では、観測空間を付加パルス印加量によって複数のセグメントに分割し、セグメントのデータ取得順序、セグメント内のデータ点のデータ取得順序を決定する。
本実施形態の計算機１０９の構成例を図１２に示す。図１２中、図２と同じ要素は同じ符号で示す。図示するように本実施形態は、制御部１１に付加パルスの印加量を算出する印加量算出部１１３及び観測空間を印加量に応じてセグメントに分割するセグメント分割部１１４が追加されている。

以下、本実施形態のデータ取得順序決定処理の流れを、図１３を参照して説明する。図１３に示すように、本実施形態のデータ取得順序決定処理は、付加パルス印加量算出処理Ｓ１３０１、セグメント分割処理Ｓ１３０２、セグメントソート処理Ｓ１３０３、及びセグメント内データ点ソート処理Ｓ１３０４を含む。以下、各処理を説明する。

付加パルス印加量算出処理Ｓ１３０１では、印加量算出部１１３が、各データ点について、付加パルスの印加量を算出する。各エコーに対する付加パルスの印加量があらかじめ決められている場合は、再度算出する必要はなく、本処理は省略できる。

次に、セグメント分割処理Ｓ１３０２では、セグメント分割部１１４が処理Ｓ１３０１で算出した付加パルスの印加量に基き、観測空間をある程度の範囲を持ったセグメントに分割する。このとき、セグメントを分割する範囲は、任意の範囲でよい。本実施形態では、図１１に示す印加量の分布において、最大印加量を１００％としたとき、最小印加量が最大印加量に対して５０％の場合を例として説明する。この場合、例えば９０〜１００％の印加量を持つデータ点を第１セグメント、８０〜９０％の印加量を持つデータ点を第２セグメント、というようにセグメントを分割する。このようにセグメント分割した例を図１４に示す。図１４において、○で囲った数字はセグメントの番号を示す。ここでは観測空間が印加量に応じて５つのセグメントに分割されている。

セグメントソート処理Ｓ１３０３では、各データ点をセグメントによって昇順または降順でソートする。図１４で示す例では、昇順であれば、第１セグメントに属するデータ点→第２セグメントに属するデータ点→第３セグメントに属するデータ点・・以下同様、の順でデータ取得順序が決まる。同一番号のセグメントは第１セグメントを除き複数存在するが、それらのデータ取得順序は決めない。

セグメント内データ点ソート処理Ｓ１３０４では、同一番号のセグメント内のデータ点のデータ取得順序を決定する。この場合のデータ取得順序の決定方法は、限定されるものではないが、例えば、第一実施形態の決定手法と同様にｋ空間中心からの距離と角度を用いた決定方法を採用することができる。或いは、まず複数ある同一番号のセグメントを角度でソートし、個々のセグメント内のデータ点を距離及び角度でソートしてもよい。このソートの結果をデータ取得順序として、決定する。

以上、説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、付加ＲＦパルスを含む三次元パルスシーケンスであって前記付加ＲＦパルスの印加量が前記ｋｙ−ｋｚ面内で変化するパルスシーケンスを実行し、その際、データ取得順序決定部は、付加ＲＦパルスの印加量に応じて前記データの取得順序を決定する。具体的には、付加ＲＦパルスの印加量が多いデータ点から少ないデータ点に向かってデータを取得するようにデータの取得順序を決定する。
また本実施形態のＭＲＩ装置は、付加ＲＦパルスの印加量の大きさによって、ｋｙ−ｋｚ面内のデータ点を複数のセグメントに分割するセグメント分割部を有し、データ取得順序決定部は、複数のセグメントのデータ取得順序を付加ＲＦパルスの印加量に基き決定する。

本実施形態によれば、ＣＳによるデータ点の削減による撮像時間短縮効果に加え、ｋ空間低域を連続的に観測することにより、付加パルスを連続的に印加することが可能となり、付加パルスの効果を保った撮像を行うことができる。またセグメントに分割することにより、セグメント内でデータ取得順序決定の自由度が増す。

＜第三実施形態＞
本実施形態は、第二実施形態のデータ取得順序決定手法を基本として、さらに、傾斜磁場効率を考慮して順番を決定する。

ｋｙ−ｋｚ空間におけるデータ点の位置は、スライスエンコード方向の傾斜磁場のエンコード量（強度）と位相エンコード方向の傾斜磁場のエンコード量（強度）で決まる。従って、第一実施形態のデータ取得順序決定手法のようにｋ空間をセグメントに分割することなく中心からの距離でデータ取得順序を決定した場合には、時間的に隣接するデータ点間でエンコード量の変化、すなわち磁場の時間変化率は小さい。一方、第二実施形態のデータ取得順序決定手法のようにセグメントに分割した場合、図１４に示す分割例からもわかるように、後半のセグメントになるにつれ、同番号セグメントが大きく離れている。このとき、同番号セグメント内でｋ空間中心からの距離を基準としたデータ取得順序とした場合、あるデータ点から次のデータ点に移る際、位相エンコード傾斜磁場とスライスエンコード傾斜磁場を大きく変更する必要があり、磁場の時間変化率が大きくなってしまう。磁場の時間変化率が、ＭＲＩ装置の安全制限に達した場合には、操作者が所望する撮像条件で撮像することが困難になる。そこで、本実施形態では、第二実施形態を基本として、傾斜磁場の時間変化効率を最小化するようにデータ取得順序を調整する。

本実施形態のデータ取得順序決定処理の流れは、図１３に示す第二実施形態の処理の流れと同様であるが、セグメント内データ点ソート処理の内容が異なる。

本実施形態では、セグメント内データ点ソート処理において、まずにセグメント分割部１１４で分割したセグメント内の各データ点について、位相エンコード量Ｅｐとスライスエンコード量Ｅｓを算出する。次いで同セグメント内の各データ点同士の位相エンコード量とスライスエンコード量の差分ΔＥの絶対値を算出する。この値はすなわち、あるデータ点から次のデータ点に移動するまでの距離である。

ｉはデータ点を識別する符号

各データ点をノードと見立て、あるデータ点から次のデータ点に移動するまでの差分ΔＥを重みと見立て、最短経路問題を解くことで、傾斜磁場の変化量を最小としたデータ取得順序を求める。最短経路問題を解くアルゴリズムとしては、ダイクストラ法やワーシャル-フロイド法等が知られているが、いずれの方法を用いてもよい。

以上、説明したように、本実施形態のデータ取得順序決定部は、セグメントに含まれるデータ点について、データ取得時に印加する傾斜磁場の変化が最小となる順序でデータを取得するようにデータの取得順序を決定する。本実施形態によれば、第二実施形態と同様の効果に加え、傾斜磁場の時間変化率を抑制し、操作者が所望の撮像条件を設定しやすくなるという効果が得られる。

＜第四実施形態＞
本実施形態は、第二実施形態のデータ取得順序決定手法を基本として、さらに、ＳＡＲを考慮して順番を決定する。本実施形態でも、図７に示すように付加パルスを用いたパルスシーケンスを用い、付加ＲＦパルスは、図１１に示すように、付加パルスの印加量が一様ではなくエコーによって異なるものとする。

ＭＲＩ装置に規定されたＳＡＲの制限には、６分平均制限と１０秒平均制限とがある。いずれも所定時間の範囲内でのＳＡＲの平均値を規定の値に制限するものである。上述した第一実施形態及び第二実施形態において、データ取得順序をｋ空間中心から距離の昇順とした場合或いは印加量が低減する順とした場合、ＲＦパルス印加によるエネルギーは時間軸に沿って一定である。付加パルスの印加量のパターンを図１１にように高周波領域に向かって印加量が低減するパターンにした場合、エネルギーの上昇を抑えることができ、比較的長い６分平均制限を満たすことができる。しかし付加パルスの印加エネルギーを１０秒平均で見た場合には、付加パルスの印加量の多い低周波領域を連続して観測した場合、１０秒平均を満たさない場合も有りえる。

本実施形態は、ＳＡＲを考慮して順番を決定し、短期のＳＡＲ上昇を抑制する。
以下、図１５を参照して、本実施形態のデータ取得順序決定処理を説明する。図１５における、付加パルス印加量算出処理Ｓ１５０１及びセグメント分割処理Ｓ１５０２は、図１３に示す第二実施形態の処理Ｓ１３０１、Ｓ１３０２と同様であり、重複する説明を省略する。

本実施形態では、印加量に応じたセグメント分割処理Ｓ１５０２後、セグメントごとにＳＡＲ重みを算出する（Ｓ１５０３）。ＳＡＲ重みとは、パルス印加によるＳＡＲ上昇度またはＳＡＲ上昇率を重みとしてとらえたものである。例えば、図１６（Ａ）に示すように、付加パルス印加量の多い第１セグメントはＳＡＲ上昇率が高く、第２、第３・・と順次ＳＡＲ上昇率は低下する。なお図１６（Ａ）において、複数ある同一番号のセグメントは、同一番号のセグメント内のデータ点を例えば角度範囲で分割したサブセグメントである。

また心電同期等の各データ点の観測時間（例えばＴＲ）がデータ点ごとに変化しうる撮像では、上述したＳＡＲ重みに、観測時間を加えてもよい。観測時間を加えた重みは、図１６（Ａ）に示す棒グラフにおいて、各棒の面積（観測時間×ＳＡＲ上昇率）が重みとなる。

このようにセグメントのＳＡＲ重みが決まったならば、データ取得順序決定部１１２は、各セグメントの組み合わせについてＳＡＲの１０秒平均制限を求め、ＳＡＲの１０秒平均が最小になるようなセグメントのデータ取得順序序を決定する。その結果は、概ね図１６（Ｂ）に示すように、第１セグメントから第２、第３・・・までのデータ取得順序を順番に繰り返す順序となる。図１６（Ａ）の１０秒間に比べ、図１６（Ｂ）の１０秒間では、棒の総面積が小さく、ＳＡＲの上昇が抑えられていることがわかる。各セグメント内での順番は、ｋ空間からの距離と角度を用いた順序でもよいし、図１６に「棒」で示すセグメントが角度範囲で分割されたものであれば、距離のみを用いた順序でもよい。

本実施形態におけるデータ取得順序の一例を図１７に示す。図１７に示すように、本実施形態ではｋ空間中心が、付加パルスの印加量が多くＳＡＲ重みが大きいことから、データ取得順序はｋ空間低周波領域を連続して観測するのではなく、ｋ空間中心からｋ空間外側に向かう順序（図中の矢印）を繰り返すものとなる。このようなデータ取得順序序とすることにより、ＳＡＲ上昇の急激な上昇を抑制し、ＭＴＣ等の付加パルスを用いる撮像であっても、観測時間や付加パルスの強度に過剰な制限を与えることなくＳＡＲの１０秒平均制限を満たすことができる。なお図１７では、ｋ空間原点から外側に向かう順序を直線的な矢印で示したが（つまり放射線状の順序である場合を示しているが）、セグメントの順序が１０秒平均を最小にするものであれば、放射線状のデータ取得順序序である必要はない。

以上、説明したように、本実施形態のデータ取得順序決定部は、複数のセグメントのデータ取得順序を、比吸収率（ＳＡＲ）に基き決定する。具体的には、比吸収率の１０秒平均が最小になるように前記複数のセグメントのデータ取得順序を決定する。本実施形態によれば、第二実施形態と同様の効果が得られ、且つＳＡＲを低減した高速撮像を行うことが可能となる。

＜第五実施形態＞
以上説明した第一〜第四実施形態は、いずれもＭＲＩ装置の制御部が自動的にデータ取得順序を決定したが、本実施形態のＭＲＩ装置は操作者によるデータ取得順序の選択を受け付ける手段を持つことが特徴である。
本実施形態の計算機１０９の構成例を図１８に示す。図１８中、図２と同じ要素は同じ符号で示す。図示するように本実施形態は、計算機１０９に比較情報提示部１１５及び比較情報演算部１１６が追加されている。

以下、図１９を参照して、本実施形態のデータ取得順序決定処理を説明する。まず、制御部１１は、入力装置（ＧＵＩ）を介して、付加パルスを使用するか否かを受け付ける（Ｓ１９０１）。ＧＵＩの例を図２０に示す。図２０（Ａ）に示すＧＵＩは、ＭＴＣ、ＩＲ、Ｆｓａｔなどの付加パルスの種類と、付加パルスを使用しない場合「ＯＦＦ」とをボタンで表示し、いずれかを選ばせるものである。また図２０（Ｂ）は、付加パルス毎に使用する場合「ＯＮ」と非使用の場合「ＯＦＦ」を選択させるものである。これらは例示であって、それ以外のＧＵＩであってもよい。

付加パルスの有無、種類が設定されると（Ｓ１９０２）、次にデータ取得順序の設定のＧＵＩを表示する（Ｓ１９０３）。ＧＵＩの例を図２１に示す。図示する例では、選択可能なデータ取得順序として、３つのデータ取得順序、距離及び角度によるソート順（データ取得順序Ａ）、付加パルスの印加量によるソート順（データ取得順序Ｂ）、傾斜磁場の時間変化を考慮した印加量によるソート順（データ取得順序Ｃ）が表示されている。データ取得順序Ａ〜Ｃは、それぞれ、上述した第一、第二及び第三実施形態のデータ取得順序決定方法に対応する。図示していないが、さらにＳＡＲを考慮したデータ取得順序を選択可能にしてもよい。またこれらデータ取得順序の一部だけを選択可能にしてもよい。またデータ取得順序の選択肢と併せて、自動でデータ取得順序を決定する場合を選択肢に加えてもよい。

ＧＵＩとして表示されたデータ取得順序（自動も含む）のいずれかが選択されると、データ取得順序決定部１１２は選択されたデータ取得順序を実施するデータ取得順序として決定し、ＣＳ制御部１１１に渡す（Ｓ１９０４）。

また比較情報提示部１１５は、決定されたデータ取得順序によるパルス効果、ＳＡＲ、撮像時間などを比較情報として提示してもよい（Ｓ１９０５）。比較情報は、データ取得順序ごとに、あらかじめ決められた情報を読み込んでもよいし、比較情報演算部１１６が、比較可能な数値を計算してもよい。例えば、「ＳＡＲ」の場合、シーケンスパターンを計算することで予測ＳＡＲ値を算出することができる。また、「パルス効果」について、データ取得順序ごとにＭＲＩのシミュレーションなどを実施することで、２つの組織のコントラストを算出し、これを比較可能な数値とすることができる。但しシミュレーションによる演算は、ある程度時間がかかるため、予め求めておいたものを記憶部１１０に格納しておき、比較情報提示部１１５が記憶部１１０から読み出し、提示してもよい。

比較情報を提示したＧＵＩの例を図２２に示す。図示する例では、選択されたデータ取得順序（例えばデータ取得順序Ａ）について、各評価項目の定性的情報（高、低、中）を示している。比較情報の提示の仕方は図示するものに限らず、数値や色表示、バー表示などで示してもよい。このような比較情報が提示されることで、操作者は選択したデータ取得順序が適切かどうかを確認することができる。操作者が適切でないと判断した場合には（Ｓ１９０６）、Ｓ１９０３に戻り、再度データ取得順序を受け付けるようにしてもよい。

一方、Ｓ１９０３で操作者が「自動」を選択した場合は、データ取得順序決定部１１２が自動的に最適と思われるデータ取得順序を決定する（Ｓ１９０４）。或いはデフォルトで設定されているデータ取得順序とする。最適か否かの判断は、例えば、あるデータ取得順序で実施した場合のＭＴＣ効果、ＳＡＲ、撮像時間などを評価指標とし、そのいずれか或いは組み合わせについて評価することにより行うことができる。その後の処理（Ｓ１９０５、Ｓ１９０６）は、所定のデータ取得順序を選択した場合と同様である。或いはこれらの処理（Ｓ１９０５、Ｓ１９０６）を省略してもよい。

なお図１９に示す処理の流れでは、データ取得順序が選択された後或いは決定した後、そのデータ取得順序について比較情報を提示する場合を示したが、図２１に示すような選択肢とともに各選択肢について比較情報を提示してもよい。操作者による選択に先立って比較情報を提示することで、操作者はどのデータ取得順序が適切か、を判断しやすくなる。

また図２２に示すＧＵＩが、選択されたデータ取得順序について比較情報を示す場合を説明したが、図２２に示すようなＧＵＩを操作者の入力を促すＧＵＩとしてもよい。この場合、パルス効果、ＳＡＲ、撮像時間などの項目に対して、右側のボックスはブランクとし、操作者が所望する値や「高、中、低」のいずれかを入力或いは選択するようにしてもよい。データ取得順序決定部１１２は、このＧＵＩを介した操作者の選択を考慮して、最適なデータ取得順序を決定する。データ取得順序決定後は、再度、比較情報の値を入力したＧＵＩを表示し、操作者に決定したデータ取得順序とともに提示してもよい。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、データ取得順序の候補を提示すると共に前記候補の選択を受け付ける入力部を有し、データ取得順序決定部（データ取得順序決定部）は、入力部が受け付けた候補をデータ取得順序として決定する。また、データ取得順序の候補について、比較情報を算出し、入力部に提示させる比較情報演算部を備える。本実施形態によれば、操作者が撮像の目的等を考慮して、より適切なデータ取得順序を決定することが可能となる。例えば操作者がＳＡＲ、傾斜磁場の時間変動、撮像時間、パルス効果を高めた画質の向上、などから優先性の高いものを選択することで、それに最適なデータ取得順序を決定することができる。

＜第六実施形態＞
本実施形態は、同じ撮像（同じ位置、同じ撮像条件での撮像）を繰り返し行う撮像方法に適用される実施形態であり、データ取得順序序を記録する手段を備え、撮像が繰り返される際に、一つの撮像における最後の観測位置を記録し、決定されているデータ取得順序に従って、記録された観測位置の次の観測位置から、次の撮像を開始する。データ取得順序は前述した第一〜第五実施形態のデータ取得順序決定手法のいずれで決定されたものでもよい。

本実施形態が適用される撮像法として、例えば、複数回同じ撮像を繰り返し、これらの画像を足し合わせることで、ＳＮＲなどの画質を向上させる加算処理や、これらの画像を時系列に並べることで、生体組織（例えば、血流や心臓など）の動きなどを観察する時系列撮像などがある。

本実施形態においても計算機（ＣＰＵ）１０９の構成は、図２と同様であるが、制御部の機能が追加される。
本実施形態の制御部の動作の流れを、図２３に示す。図２３において、観測位置決定処理Ｓ２３０１は、図３の観測位置決定処理Ｓ３０２と同様であり、また撮像Ｓ２３０６から再構成処理Ｓ２３０９は、図３の処理Ｓ３０４〜Ｓ３０７と同様である。以下、図３と異なる点を中心に説明する。

予め設定されている観測パターンとＣＳのサンプリング率に基づき観測位置を決定したのち、その撮像が１回目の撮像であれば（Ｓ２３０２ ）、データ取得順序決定処理Ｓ２３０４に進み、２回目以降の撮像であれば、観測開始位置読込処理Ｓ２３０３に進む。

データ取得順序決定処理Ｓ２３０４は、１回目の撮像であれば、第一〜第五実施形態の決定手法のいずれかによりデータ取得順序を決定する。このデータ取得順序は基本データ取得順序として記録媒体１４に保存される。１回目の撮像における観測開始位置は、データ取得順序の決定手法に応じて所定の位置が決まる。例えば、ｋ空間の原点が開始位置となる。またデータ取得順序が決まれば、１回の撮像で観測するデータ点の数に応じて、その回の撮像における観測終了位置が決まる。この観測終了位置は記憶媒体１４に保存される（Ｓ２３０５）。その後、撮像（Ｓ２３０６）及びエコー収集（Ｓ２３０７）に進む。

一方、２回目以降の撮像の場合には、観測開始位置読込処理Ｓ２３０３で、記憶媒体１４に保存された観測位置（前回の撮像の観測終了位置）を読み込み、データ取得順序決定部１１２へ受け渡す。

データ取得順序決定部１１２は、受け取った観測位置を元に、観測開始位置を決定し、この位置から始まるデータ取得順序を決定する（Ｓ２３０４）。データ取得順序は、１回目の撮像において決定した基本データ取得順序の開始位置をずらした順序となる。具体的には、受け取った前回の撮像の観測終了位置が、データ取得順序（初期）でｎ番目であったとすると、この回の観測開始位置は、決定されたデータ取得順序でｎ＋１番目の位置を開始位置とする順序となる。

データ取得順序が決定されると、その回に観測するデータ点の数によって、観測終了位置が決まるので、観測終了位置保存処理Ｓ２３０５において、観測終了位置を記憶媒体１４に保存する。その後、撮像Ｓ２３０６、エコー収集Ｓ２３０７に進むことは１回目の撮像と同じである。

なお図２３に示す処理の流れは、各回の撮像において観測するデータ点の数が予め決まっている場合を示しているが、データ点の数が撮像Ｓ２３０６を行ってからでなければ確定しない場合もある。この場合は、観測終了位置保存処理Ｓ２３０５は、撮像Ｓ２３０６の後に行われる（処理Ｓ２３０５と処理Ｓ２３０６の順番が入れ替わる）。

本実施形態によれば、同一の撮像を繰り返し行う場合において、データ取得順序の連続性を保つことができる。

１０：撮像部、１１：制御部、１２：画像処理部、１３：操作部、１４：記憶媒体、１０１：マグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波発生装置、１０７：プローブ、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：記憶部、１１１：ＣＳ制御部、１１２：データ取得順序決定部、１１３：印加量算出部、１１４：セグメント分割部、１１５：比較情報提示部、１１６：比較情報演算部、１２１：ＣＳ再構成部、１２２：画像再構成部、１３１：表示装置、１３２：入力装置（入力部）。

Claims (12)

1. 被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、三次元ｋ空間データを収集する撮像部と、
   前記撮像部を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部と、を有し、
   前記所定のパルスシーケンスは、付加ＲＦパルスを含む三次元パルスシーケンスであって前記付加ＲＦパルスの印加量が三次元ｋ空間のｋｙ−ｋｚ面内で変化するものであり、
   前記制御部は、前記撮像部が圧縮センシングに基き前記三次元ｋ空間データのｋｙ−ｋｚ面について疎な観測データを取得するよう制御するＣＳ制御部と、前記付加ＲＦパルスの印加量の大きさで、前記ｋｙ−ｋｚ面内のデータ点を複数のセグメントに分割するセグメント分割部と、前記ｋｙ−ｋｚ面におけるデータの取得順序を決定するデータ取得順序決定部と、を有し、
   前記データ取得順序決定部は、前記複数のセグメントのデータ取得順序を前記付加ＲＦパルスの印加量及び比吸収率（ＳＡＲ）に基き決定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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記データ取得順序決定部は、前記セグメントに含まれるデータ点について、前記付加ＲＦパルスの印加量、前記ｋｙ−ｋｚ面の原点からの距離、或いは前記ｋｙ−ｋｚ面の原点を通る所定の基準線と、前記原点とデータ点とを結ぶ線との角度、に基き前記データの取得順序を決定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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記データ取得順序決定部は、前記セグメントに含まれるデータ点について、データ取得時に印加する傾斜磁場の変化が最小となる順序でデータを取得するように前記データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記データ取得順序決定部は、比吸収率の１０秒平均が最小になるように前記複数のセグメントのデータ取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、三次元ｋ空間データを収集する撮像部と、
   前記撮像部を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部と、を有し、前記制御部は、前記撮像部が圧縮センシングに基き前記三次元ｋ空間データのｋｙ−ｋｚ面について疎な観測データを取得するよう制御するＣＳ制御部と、前記ｋｙ−ｋｚ面におけるデータの取得順序を決定するデータ取得順序決定部とを有し、
   さらに、データ取得順序の候補を提示すると共に前記候補の選択を受け付ける入力部と、前記データ取得順序の候補について、比較情報を算出し、前記入力部に提示させる比較情報演算部とを有し、
   前記データ取得順序決定部は、前記入力部が受け付けた候補をデータ取得順序として決定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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記所定のパルスシーケンスは、付加ＲＦパルスを含む三次元パルスシーケンスであって前記付加ＲＦパルスの印加量が前記ｋｙ−ｋｚ面内で変化するものであり、
   前記データ取得順序決定部は、前記付加ＲＦパルスの印加量に応じて前記データの取得順序を決定す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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記データ取得順序決定部は、前記付加ＲＦパルスの印加量が多いデータ点から少ないデータ点に向かってデータを取得するように前記データの取得順序を決定す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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記データ取得順序決定部は、前記ｋｙ−ｋｚ面の原点からの距離が小さいデータ点から大きいデータ点に向かって或いは前記距離が大きいデータ点から小さいデータ点に向かってデータを取得するように前記データの取得順序を決定す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８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記データ取得順序決定部は、前記ｋｙ−ｋｚ面の原点からの距離が同一である複数のデータ点について、前記ｋｙ−ｋｚ面の原点を通る所定の基準線と、前記原点とデータ点とを結ぶ線との角度が、漸減又は漸増する順序で前記データの取得順序を決定す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６に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記比較情報は、前記付加ＲＦパルスの効果、比吸収率、及び撮像時間の少なくとも一つを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、三次元ｋ空間データを収集する撮像部と、
    前記撮像部を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部と、を有し、
    前記制御部は、前記撮像部が圧縮センシングに基き前記三次元ｋ空間データのｋｙ−ｋｚ面について疎な観測データを取得するよう制御するＣＳ制御部と、前記ｋｙ−ｋｚ面におけるデータの取得順序を決定するデータ取得順序決定部とを有し、
    前記撮像部は、前記三次元ｋ空間データの収集を、複数の計測に分けて実行し、
    前記制御部は、前記複数の計測のうちの一つの計測において最後に取得した最終データ点を記録し、
    前記データ取得順序決定部は、前記一つの計測に続く計測において最初に取得する開始データ点と前記記録した最終データ点とが、所定のデータ取得順序を満たすように、前記開始データ点の位置を決定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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記所定のパルスシーケンスは、付加ＲＦパルスを含む三次元パルスシーケンスであって前記付加ＲＦパルスの印加量が前記ｋｙ−ｋｚ面内で変化するものであり、
    前記データ取得順序決定部は、前記付加ＲＦパルスの印加量に応じて前記データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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