WO2004093682A1 - 磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents

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WO2004093682A1
WO2004093682A1 PCT/JP2004/005928 JP2004005928W WO2004093682A1 WO 2004093682 A1 WO2004093682 A1 WO 2004093682A1 JP 2004005928 W JP2004005928 W JP 2004005928W WO 2004093682 A1 WO2004093682 A1 WO 2004093682A1
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unit
image
echo signal
distribution data
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PCT/JP2004/005928
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Masahiro Takizawa
Tetsuhiko Takahashi
Yo Taniguchi
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G01R33/4824—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a non-Cartesian trajectory
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter, referred to as “MRI”) apparatus for obtaining a tomographic image of a detection site of a subject using a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon, and particularly to a propeller sampling method and a plurality of high-frequency receiving coils.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a technique for shortening the imaging time and the image reconstruction time by combining the used parallel imaging method.
  • An MRI system uses a quadrature system that samples along a trajectory parallel to the Cartesian coordinate axes in k space as a method to collect echo signals in k space required for image reconstruction.
  • Non-cartesian sampling in which sampling is performed along a trajectory that is not parallel to the Cartesian coordinate axis, has recently attracted attention, and propeller sampling ( References: INNERVISION (17 ⁇ 9) 29-31, 2002, Yasushi Watanabe et al., New radial scan: PROPELLER method) is one example.
  • This propeller sampling method uses a unit area (hereinafter referred to as a “blade”) consisting of multiple parallel trajectories sandwiching the origin of k-space as a unit, and rotates the blade around the origin of k-space. An echo signal corresponding to almost the entire area is measured. Within each blade, a plurality of echo signals are acquired by adding a phase encode pulse as in the case of normal measurement in the orthogonal sampling method.
  • a parallel imaging method as a technique for shortening an imaging time in an MRI apparatus.
  • a phase coil is used for each RF receiving coil by using a multiple receiving coil combining a plurality of high-frequency receiving coil units (hereinafter referred to as “RF receiving coils”) having mutually different local and non-uniform sensitivity distributions. Echo signals are measured by skipping one step, and alias artifacts generated on each reconstructed image are removed using the sensitivity distribution data for each RF receiving coil. This Since the number of echoes required for reconstructing one image can be reduced, the number of repetitions of the pulse sequence can be reduced, and the imaging time can be reduced.
  • the parallel imaging method is applied to the above-mentioned propeller sampling method
  • the generalized aliasing artifact expansion algorithm is applied to the data of the entire k-space that has been thinned out to remove aliasing artifacts. Must be performed, which greatly increases the operation time.
  • An object of the present invention is to perform high-speed imaging by shortening an imaging time from signal measurement to image display in a propeller sampling method.
  • the present invention is configured as follows from the viewpoint of a magnetic resonance imaging method. That is, a unit area measuring step of measuring an echo signal from a subject corresponding to a unit area having a predetermined width from the low spatial frequency area to the high spatial frequency area including the origin of the k space, A unit area image creation step of creating an image of the unit area from an echo signal corresponding to the unit area, the unit area processing step comprising: a rotation angle of the unit area about the origin of the k space.
  • the unit area measurement step is performed in at least one of the unit areas. Thin out echo signal measurement.
  • the measurement time of the unit area can be reduced in the propeller sampling method, so that the entire imaging time can be reduced and high-speed imaging can be performed.
  • an echo signal is obtained for each of the receiving coil units using a multiple receiving coil formed by combining a plurality of receiving coil units
  • the unit area image creating step is The unit area image is created using an echo signal for each of the reception coil units.
  • the unit area image creating step creates the unit area image from which aliasing artifacts have been removed using sensitivity distribution data for each reception unit.
  • the unit region includes a plurality of parallel trajectories, and the thinning measurement thins out measurement of an echo signal corresponding to at least one of the parallel trajectories.
  • the measurement of the echo signal corresponding to one high spatial frequency region side of the unit region is thinned out.
  • the unit area processing step comprises: from the echo signal, the sensitivity of each unit area and each reception coil unit, corresponding to the rotation angle of the unit area and the configuration of the multiple reception coil. Sensitivity distribution data to create distribution data The sensitivity distribution data creating step is performed before the unit area image creating step.
  • an echo signal for obtaining sensitivity distribution data for each receiving coil unit is acquired simultaneously with the measurement of the image reconstruction echo signal, so that even if the subject moves during imaging, the sensitivity distribution data is obtained.
  • the error between the image and the reconstructed image is reduced, and the aliasing artifact can be removed stably.
  • the sensitivity distribution data creating step uses the echo signals for each of the reception coil units in the low spatial frequency region of the plurality of unit regions, and uses the sensitivity for each of the unit regions and for each of the reception coil units. Create each distribution data.
  • sensitivity distribution data can be obtained for each unit region and for each receiving coil unit. This is because the rotation angle of each unit area is different, so even if the thinning measurement is performed in each unit area, the density is sufficient for creating sensitivity distribution data in the low spatial frequency area where each unit area overlaps. This is because it is possible to acquire an echo signal. Therefore, it is not necessary to acquire an extra echo signal for sensitivity distribution data for each receiving coil unit, and it is possible to acquire a unit area image without aliasing at high speed.
  • an interval in the low spatial frequency area of the plurality of parallel trajectories is larger than an interval in the high spatial frequency area.
  • Measuring the echo signals for each of the reception coil units; and forming the sensitivity distribution data in the sensitivity distribution data creating step wherein the echo signal for each reception coil unit in the low spatial frequency region that is densely measured in the plurality of unit areas is provided. Then, the sensitivity distribution data for each unit area and each reception coil unit are created by using.
  • the sensitivity distribution data echo signal for each unit area and each reception coil unit can be obtained simultaneously with the measurement of the image reconstruction echo signal.
  • the sensitivity distribution data for each receiving coil unit can be adjusted according to the body movement of the subject during imaging. Data can be obtained.
  • dense echo signals in one or more blades in the low spatial frequency region are obtained.
  • the echo signal for each reception coil unit in the low spatial frequency region of each unit region is synthesized for each reception coil unit, and the sensitivity distribution data creation process is performed for each reception coil unit.
  • a sensitivity distribution data echo signal is created, and the sensitivity distribution data echo signal for each reception coil unit is converted to create a sensitivity distribution data echo signal for each unit area and each reception coil unit. From the created sensitivity distribution data echo signal for each unit area and each reception coil unit, sensitivity distribution data for each unit area and each reception coil unit is created.
  • the sensitivity distribution data creating step the sensitivity distribution data for each unit area and each reception coil unit is created from an echo signal for each reception coil unit in the low spatial frequency area of each unit area,
  • the sensitivity distribution data for each reception coil unit is synthesized by synthesizing the sensitivity distribution data for each area and for each reception coil unit, and the sensitivity distribution data for each reception coil unit is converted. Create sensitivity distribution data for each unit.
  • an echo signal for each reception coil unit in the low spatial frequency region of each unit area is combined for each reception coil unit, and an echo signal for sensitivity distribution data for each reception coil unit is created.
  • the sensitivity distribution data for each reception coil unit is created from the echo signal for sensitivity distribution data for each reception coil unit, the sensitivity distribution data for each reception coil unit is converted, and the sensitivity distribution data for each unit area and each reception coil unit.
  • the echo signals for sensitivity distribution data for each reception coil unit are measured in a plurality of unit areas, and the sensitivity distribution data for each unit area and each reception coil unit are created by using them at the same time. Improving / N Thus, a unit area image from which aliasing artifacts have been removed can be obtained in a short time while improving its S / N.
  • the interval in the low spatial frequency region of the plurality of parallel trajectories is made denser than the interval in the high spatial frequency region.
  • the sensitivity distribution data creating step using an echo signal for each reception coil unit in a low spatial frequency region that is densely measured in the one unit area, The sensitivity distribution data is created for each unit area and for each receiving coil unit in another unit area.
  • the sensitivity distribution data for each reception coil unit for another unit area can be acquired by measuring the echo signal for sensitivity distribution data in only one unit area.
  • the sensitivity distribution data for each receiving coil unit can be adjusted according to the body movement of the subject during imaging. Can be obtained.
  • the method further includes a step of measuring in advance each of the sensitivity distribution data echo signals for each of the receiving coil units, and the sensitivity distribution data creating step includes the step of: Using the echo signal for sensitivity distribution data for each coil unit, the sensitivity distribution data for each unit area and each reception coil unit is created.
  • the sensitivity distribution data echo signal for each unit area and each reception coil unit is measured in advance, so that the sensitivity for each unit area and each reception coil unit is measured during the measurement of the image reconstruction echo signal. It is possible to eliminate the acquisition of the extra echo signal and the calculation processing for obtaining the distribution data. Therefore, a unit area image can be acquired only by the acquisition time of one signal for image reconstruction. This is particularly effective when the body movement of the subject does not occur during imaging.
  • the unit area image creation step creates the unit area image
  • the whole image creation step includes the unit area image and The entire image from at least one other unit area image Create
  • the entire image can be acquired at substantially the same time interval as the time required for a series of processing from the measurement of the echo signal in the unit area to the creation of the unit area image. It is possible to improve the time resolution of each whole image when shooting.
  • the unit area measurement step and the unit area image creation step are performed in parallel, and the unit area image creation step is performed in a unit area measurement step before the unit area measurement step.
  • the unit area image is created using the measured echo signal, and the whole image creating step creates the entire image from the unit area image and at least one other unit area image.
  • measurement of the echo signal in the unit area and image reconstruction processing can be performed simultaneously in parallel, and the entire imaging time can be reduced.
  • the unit area measurement step and the unit area image creation step are performed in parallel, and the unit area image creation step is performed in a unit area measurement step before the unit area measurement step.
  • the unit area image is created using the measured echo signal, and in the whole image creating step, after all the unit area images including the unit area image have been prepared, the whole unit area image is inverted Fourier Conversion to create k-space data for each unit area, respectively, combine the k-space data for each unit area to create overall k-space data, and perform a Fourier transform on the overall k-space data to generate the entire k-space data.
  • An image is created, and the k-space data for each unit area is combined so that the k-space data for each unit area is converted to grid point data on the same coordinate system. Addition or addition of data for each grid point Level.
  • the object of the present effort can be achieved also from the viewpoint of a magnetic resonance imaging apparatus having the following configuration. That is,
  • a signal receiving means for receiving an echo signal from the subject; and a signal receiving means based on a predetermined sequence.
  • Measurement control means for measuring the echo signal by using the echo signal, signal processing means for performing image reconstruction calculation using the echo signal, and overall control means for controlling the measurement control means and the signal processing means.
  • the measurement control means includes a sequence of repeating measurement of an echo signal corresponding to a unit area composed of a plurality of parallel trajectories on the k space by changing a rotation angle of the unit area about the origin of the k space,
  • the signal processing unit includes a unit area image creating unit that creates each unit area image from the echo signal of each unit area, and a magnetic resonance system that includes a whole image creating unit that creates an entire image from each unit area image.
  • the signal receiving unit includes a multiple receiving coil configured by combining a plurality of receiving coil units, receives the echo signal for each of the receiving coil units, and the measurement control unit includes one or more of the The echo signal is measured for each of the receiving coil units by thinning out one or more of the parallel trajectories in the unit area, and the unit area image creating means receives the echo signal for each of the thinned measured receiving coil units and receives the echo signal for each unit area. Create the unit area image from which aliasing artifacts have been removed from the sensitivity distribution data for each coil unit. You.
  • the signal processing means converts sensitivity distribution data for each unit area and each reception coil unit from the echo signal in accordance with the rotation angle and the configuration of the multiple reception coil. It further has means for creating sensitivity distribution data.
  • the measurement control means measures the echo signal corresponding to the unit area, and the unit area image using the echo signal by the previous unit image creation means. And the creation of the whole image from the unit area image and another unit area image by the whole image creation means is repeated for each unit area.
  • the overall control means includes: measuring the echo signal corresponding to the unit area by the measurement control means; and measuring the unit area before the measurement of the unit area by the unit area image creating means. The unit area image creation using the echo signal acquired in the measurement is repeated in parallel, and each time the unit area image and at least one other unit area image are aligned, the whole image creation unit performs the entire area creation. Create an image.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating the signal processing in the first embodiment of the present invention in detail.
  • FIG. 2 is a diagram showing an outline of a signal processing flow in the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing the data arrangement in k-space of each blade in the first embodiment of the present invention, and FIG. 3a is a diagram in which data obtained by a normal propeller MRI method is arranged in k-space.
  • 3b is a diagram in which data obtained by performing thinning out measurement on FIG. 3a is arranged in k-space, and FIGS. 3c to 3f show a case where the data in FIG.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a folded image obtained by reconfiguration. Fig.
  • FIG. 4 is a diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus to which this effort is applied.
  • FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence of a propeller MRI method to which the present invention is applied.
  • Fig. 6 shows the propeller MRI method and gridding.
  • Fig. 6a shows the arrangement of the data obtained by the probe MRI method in k-space.
  • Fig. 6b shows the data actually measured (open circles).
  • FIG. 4 is a diagram showing the relationship between the arrangement of the parentheses and the arrangement of grid points in k-space.
  • Figure 7 shows the parallel MRI method.
  • FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence of a propeller MRI method to which the present invention is applied.
  • Fig. 6 shows the propeller MRI method and gridding.
  • Fig. 6a shows the arrangement of the data obtained by the probe MRI method in k-space.
  • Fig. 6b shows the data actually measured (open circles).
  • FIG. 4 is a
  • FIG. 8 is a diagram showing a case in which a low spatial frequency region in k space is densely measured and an echo signal for sensitivity distribution data is extraly measured in the second embodiment of the present invention
  • FIG. Fig. 8b is a diagram showing the data arrangement in k-space when the frequency domain is densely measured
  • Fig. 8b is a diagram in which only data in the low spatial frequency region for obtaining sensitivity distribution data is extracted from Fig. 8a.
  • FIG. 8c is a diagram in which only data that has been thinned out at regular intervals for obtaining a folded image from FIG. 8a is extracted.
  • FIG. 9 is a diagram showing signal processing when performing continuous shooting in the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating signal processing when performing parallel processing according to the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a block diagram showing the overall configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
  • This magnetic resonance imaging apparatus uses a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon to obtain a tomographic image of a subject.
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • a static magnetic field generation system 2 and a gradient magnetic field It comprises a generating system 3, a transmitting system 5, a receiving system 6, a signal processing system 7, a sequencer 4, and a central processing unit (CPU) 8.
  • CPU central processing unit
  • the static magnetic field generating system 2 generates a uniform static magnetic field in the space around the subject 1 in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis.
  • An electric conduction type or superconducting type magnetic field generating means is arranged.
  • the gradient magnetic field generating system 3 is composed of a gradient magnetic field coil 9 wound in three directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field gradient 10 for driving each gradient magnetic field coil.
  • the slice gradient magnetic field pulse (Gs) and the phase encoder gradient magnetic field pulse (Gp) in each of the X, Y, and Z axis directions.
  • one of the frequency-encoded gradient magnetic field pulses (Gr) is assigned and applied to the subject 1. More specifically, Gs is applied in one of the X, Y, and z directions to set a slice plane for the subject 9, and Gp and Gr are applied in the remaining two directions to apply echo to the echo signal. Encode the position information in each direction.
  • these three gradient magnetic fields are distributed in the respective axial directions according to the angles, and the gradient magnetic fields added in the respective axial directions are applied in the axial direction.
  • the sequencer 4 is a control means for repeatedly applying a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter, referred to as an “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence.
  • the sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and outputs data of a tomographic image of the subject 1.
  • Various commands required for acquisition are sent to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • the transmission system 5 irradiates an RF pulse to cause nuclear magnetic resonance of nuclear spins of atoms constituting the living tissue of the subject 1, and includes a high-frequency oscillator 11, a modulator 12, a high-frequency amplifier 13, and a transmission side. And a high-frequency coil 14a.
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then close to the subject 1.
  • An electromagnetic wave (RF pulse) is applied to the subject 1 by supplying the high-frequency coil 14a disposed.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance (NMR) of a nuclear spin of an atom constituting a living tissue of the subject 1. It comprises a high-frequency coil 14b, an amplifier 15, a quadrature detector 16 and an AZD transformer 7.
  • An electromagnetic wave (NMR signal) of the response of the subject 1 induced by the electromagnetic wave emitted from the high-frequency coil 14a on the transmitting side is detected by the high-frequency coil 14b disposed close to the subject 1, and amplified by the amplifier 15.
  • the signal is divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the command from the sequencer 4, and each signal is converted into a digital quantity by the A / D transformer 17 and the signal is Sent to processing system 7.
  • the signal processing system 7 includes an external storage device such as a magnetic disk 18 and an optical disk 19, and a display 20 including a CRT.
  • an external storage device such as a magnetic disk 18 and an optical disk 19, and a display 20 including a CRT.
  • the CPU 8 performs signal processing and image processing. Processing such as reconstruction is performed, and the resulting tomographic image of the subject 1 is displayed on the display 20 and recorded on the magnetic disk 18 or the like of the external storage device.
  • the high-frequency coils 14a and 14b on the transmission side and the reception side and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 arranged in the space around the subject 1. .
  • the spin species to be imaged by the MRI apparatus as described above are protons, which are the main constituents of the subject, as being widely used clinically.
  • protons which are the main constituents of the subject, as being widely used clinically.
  • propeller sampling hereinafter referred to as “propeller MRI”
  • FIG. 5 shows an example of a dalladient echo pulse sequence using propeller MRI.
  • the gradient magnetic field output is set so that each blade has a different rotation angle with respect to the kx axis in k space.
  • a phase-encoding gradient magnetic field pulse is applied, and echo signals having different phase-encodings are measured by the number of parallel trajectories.
  • Fig. 5 shows an example in which measurement in k-space is divided into four blades 301 to 304, and five echo signals are acquired in each blade. Blades 301 to 304 are respectively 0. , 45 °, 90 °, 135. The rotation angle.
  • RF, Gz, Gy, Gx, A / D, and echo represent the RF pulse, the gradient magnetic field in each of the Z, Y, and X directions, the AD conversion, and the echo signal, respectively.
  • the ⁇ direction is the slice direction.
  • 501 is an RF pulse
  • 502 is a slice gradient magnetic field pulse (Gs)
  • 503 is a phase encode gradient magnetic field pulse (Gp)
  • 505 is a frequency encode gradient magnetic field pulse (Gr)
  • 506 is a dephase gradient magnetic field pulse
  • 507 is a sampler.
  • Gwind, 508 are echo signals
  • 301 to 304 are repetition times (time intervals between 501).
  • the phase-encoded gradient magnetic field pulse 503, the frequency-encoded gradient magnetic field pulse 505, and the dephase gradient magnetic field pulse 506 are dispersed in the X-axis direction and the Y-axis direction according to the rotation angle of the blade.
  • a component 504 of the frequency-encoded gradient magnetic field pulse 505 is generated, and a component of the dephase gradient magnetic-field pulse 506 is added to the phase-encoded gradient magnetic field pulse 503. Is performed.
  • a component of the phase encode gradient magnetic field pulse 503 is added to the dephase gradient magnetic field pulse 506.
  • the phase encoding gradient magnetic field pulse 503, the frequency encoding gradient magnetic field pulse 505, and the dephase gradient magnetic field pulse 506 must be dispersed. Instead, a gradient magnetic field having a predetermined amplitude is applied to each axis.
  • a phase encoder gradient magnetic field pulse 503 having a predetermined amplitude, a frequency encoding gradient magnetic field pulse 505, and a dephase gradient magnetic field pulse 506 on the blade 301 are provided. Is applied in the X-axis direction and the Y-axis direction, respectively, so that the gradient magnetic field pulse waveform in the X- and Y-axis directions has a complex shape in which the dispersion components in the respective directions are added.
  • An echo signal 508 applied and obtained with each phase code is detected. This operation is repeated as many times as the number of phase codes, and an echo signal necessary for reconstructing one image is acquired at an image acquisition time of 510. Is obtained.
  • the number of phase encoders is usually selected to be 64, 128, 256, 512, etc. per image, and each echo signal is usually obtained from 128, 256, 512, 1024 sampling data. Is detected as time-series data. These data are subjected to two-dimensional Fourier transform to create one MR image.
  • the number of echoes per blade (the number of parallel trajectories) and the number of blades can be set based on the following equation (1).
  • Fig. 6a shows the result of echo signals sampled using the pulse sequence of Fig. 5 arranged in k spaces.
  • each of the blades 301 to 304 is rotated at a rotation angle 604 about the origin of the k space, and five echo signals having different phase codes are acquired in each blade.
  • the blade 301 has an echo signal 311-1 to 311-5
  • the blade 302 has an echo signal 312-1 to 312-5
  • the blade 303 has an echo signal 313-1 to 313-5
  • the blade 304 has an echo signal. 314-1 to 314-5 have been acquired.
  • the order of the subscripts of the echo signal corresponds to the temporal order in which the echo signal was acquired.
  • the one with a small suffix is the echo — the time when the signal was acquired is early, and the one with a large suffix is the time when the echo signal was acquired is slow (hereinafter, the description in the text is the same unless otherwise specified) Is).
  • FIG. 6b is a schematic diagram when data acquired by the propeller MRI method is gridded and rearranged to grid points in k-space.
  • the k-space 601 has regular grid point coordinates as indicated by the black circles in FIG. 6B.
  • the sampled data indicated by white circles is the grid point coordinates of k-space. (Black circle in Fig. 6b).
  • these sampled data open circles in Fig. 6b
  • regular grid point coordinates black circles in Fig.
  • the data on the grid point coordinates that are not in the k-space are converted into data on the grid point coordinates by obtaining the data on the grid point coordinates from the sampling data that are not in the k-space grid points by interpolation.
  • the gridding process can be performed using, for example, an interpolation function such as a Sine function or a Kaiser-Bessel function (reference example: JI Jackson et.al., Selection of a Convomnon Function for Fourier Inversion Using Gridding JEEE Trans. Med Imaging, vol. 10, pp. 473-478, 1991).
  • a parallel imaging (hereinafter referred to as “parallel MRI”) method (reference example: Magnetic Resonance in Medicine 30: 142-145,1993, JBRa, CYRim, Fast Imaging Using Subencoding Data Sets from Multiple Detectors)
  • Fig. 7a shows an example where the echo signal obtained by executing the pulse sequence of the orthogonal sampling method (for example, the gradient echo method) is arranged in the k-space 701, and the data in the k-space 701 is Fourier-transformed.
  • the reconstructed image is 702.
  • the phase encoding to be added is doubled (that is, the number of all phase encodings is reduced to 1Z2) and the pulse sequence is executed, and only half the echo signal is acquired.
  • the echo signals are arranged every other line in the k space 704 in parallel with the kx axis (solid lines in 704 indicate the measured echo signals, and dotted lines indicate the unmeasured echo signals, respectively).
  • the acquired echo signal is every other line, it is 705 that the k-space is reduced to half the size using only the lines of the acquired echo signal.
  • the image reconstructed by Fourier transforming the data in the k space 705 is 706.
  • aliasing artifacts occur in the image 706 due to the fact that the reconstruction matrix is halved while the spatial resolution at the time of imaging is the same.
  • This aliasing artifact is obtained by superimposing the upper part 703-1 and the lower part 703-2 of the area separated by the dotted line in the image 702 when all the echo signals in FIG. 7a are acquired. Can be considered the same as
  • an aliasing artifact occurs in an image according to the thinning-out step.
  • the image in which the aliasing artifact has occurred is referred to as an aliased image.
  • This folded image is removed by the parallel MRI method.
  • Norarel MRI The method measures echo signals for each RF reception coil using multiple reception coils consisting of multiple RF reception coils, and develops a folded image using sensitivity distribution data for each RF reception coil.
  • Figure 7c shows an example of signal processing by the parallel MRI method when two RF receiving coils are used.
  • the folded images 706-1 and 706-2 are acquired by each RF receiving coil, the matrix operation 208 is performed using the sensitivity distribution data 707-1 and 707-2 of each RF receiving coil, and the folded Obtain an image 709 without any.
  • the suffix of the sensitivity distribution data 707 and the folded image 706 indicates the number of the RF reception coil.
  • the sensitivity distribution of each RF receiver coil used must be different in the direction in which aliasing artifacts occur (phase encoding direction) (in the y direction in Fig. 7).
  • the sensitivity distribution data 707-1 and 707-2 of each RP receiving coil are created by executing a dedicated pulse sequence prior to the pulse sequence for image acquisition.
  • a pulse sequence for image acquisition is used, the phase encoding step at the time of measuring the low spatial frequency region in k space is made dense, and the signal is created using the echo signal in the low spatial frequency region.
  • the sensitivity distribution of the RF receiver coil fluctuates gently spatially. Therefore, only echo signal data in the low spatial frequency region is sufficient, and conversely, noise due to consideration of data in the high spatial frequency region is sufficient. This is advantageous because it can prevent contamination and improve the SZN ratio of the sensitivity distribution data.
  • the number of echo signals to be acquired in the pulse sequence for acquiring images is increased compared to when the dedicated pulse sequence is used, so the imaging time is extended accordingly.
  • the sensitivity distribution data is obtained in advance, the blade image and the entire image can be acquired only by the acquisition time of the image reconstruction echo signal, so that the photographing time is shortened.
  • the method of obtaining sensitivity distribution data in advance is effective when the subject does not move during imaging.
  • the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 and 3 based on the principles of the propeller MRI method and the parallel MRI method.
  • FIG. 3a shows a case of a normal propeller MRI method in which ten echo signals are acquired in four blades 301 to 304, respectively.
  • Fig. 3b shows the case where the phase encoder gradient magnetic field strength added in each blade is set to twice that of Fig. 3a, and only half (five) echo signals are acquired.
  • the solid line in the figure corresponds to the position of the measured echo signal, and the dotted line corresponds to the position of the unmeasured echo signal.
  • each of the blades 301 to 304 is separately taken out, and the k space is divided and considered as shown in FIGS. 3c to 3f.
  • the echo signal data acquired by the propeller MRI method is one common k-space (351 in the case of Fig. 3) which is the final coordinate system for image reconstruction.
  • the coordinate system is relocated to the “coordinate system for the image” (grid processing).
  • FIG. 1 shows a reconstruction process of the divided folded images 355 to 358.
  • the processing is performed when imaging is performed using two RF receiving coils, and the suffixes of the sensitivity distribution data 101 to 104 of the RF receiving coil and the folded images 355 to 358 are: Indicates the number of the RF receiving coil.
  • the sensitivity distribution data 101-1 and 101-2 of each RF receiving coil in the first coordinate system acquired according to the rotation angle of the first blade 301 the folded image acquired in 301 is obtained.
  • the matrix operation processing 208-1 is applied to 355-1 and 355-2 to obtain an image 105 without aliasing artifacts.
  • k-space data 110 in the first coordinate system which is obtained by reconstructing the parallel MRI method by the inverse Fourier transform 109-1, is obtained.
  • matrix calculation processing is performed using the sensitivity distribution data 102 to 104 of the RF receiving coil corresponding to the coordinate system of each blade.
  • inverse Fourier transforms 109-2 to 109-4 are performed, and k-space data 111- Create 113.
  • These k-space data 110 to 113 correspond to coordinate systems 351 to 354, respectively, and are different coordinate systems.
  • the k-space data 110-: L13 in each coordinate system created in this way is subjected to a daliding process 114-1 to 114-4 to obtain a final image coordinate system (FIG.
  • the force is the same as that of the coordinate system 351 (not necessarily the same as the coordinate system 351). It is rearranged in 116, and synthesized on the coordinate system 116 for the image by the signal combining process 115 It is processed.
  • the final image 118 is obtained by performing a Fourier transform 117 on the k-space data synthesized in the coordinate system 116 for this image.
  • image reconstruction by the parallel MRI method is performed on each k-space corresponding to the rotation angles of the blades 301 to 304 without performing the gridding process.
  • Figure 2 illustrates this effort from a processing perspective.
  • the echo signal data acquired at 121-124 is Fourier transformed 128-1 to 128-4 in each coordinate system to create a folded image, and then parallelized in each coordinate system
  • Removal of aliasing artifacts by MRI method Performs 208-1 to 208-4 to obtain images without aliasing artifacts and inverse Fourier transform them 109- :! 109-4 to obtain k-space data in each coordinate system.
  • the k-space data created in each coordinate system is subjected to gridding processing 114-1 to 114-4 in the coordinate system for the image, and the signal combining processing 115 is used to process the data in the coordinate system for the image.
  • each of the above-described processes in the first embodiment of the present invention performs, for example, the Fourier transform 128, the matrix operation 208, the inverse Fourier transform 109, and the glitching process 114 by the CPU 8.
  • the sensitivity distribution data and image data for each blade are stored, for example, on the magnetic disk 18 and read and processed in a memory in the CPU 8 as needed. This is the same in other embodiments described below.
  • the echo signal is acquired as shown in FIG. 8A (a solid line corresponds to the measured echo signal, and a line corresponds to the trajectory of the unmeasured echo signal).
  • 3B is different from FIG. 3B in the number and interval of parallel trajectories in each blade in the k space 801. That is, the k space in each of the blades 301 to 304 is divided into the low spatial frequency region 804 to 807 and the high spatial frequency region outside the low spatial frequency region, and the phase encoding step when acquiring an echo signal in the low spatial frequency region is performed.
  • Fig. 8a shows an example in which measurement is performed with the acquisition interval of echo signals in the low spatial frequency domain being twice as dense as the acquisition interval of echo signals in the high spatial frequency domain.
  • the echo signal is divided into two groups.
  • FIG. 8b shows data in the low spatial frequency domain
  • FIG. 8C is data equivalent to FIG. 3C, so that the folded images 355 to 358 for each of the blades 301 to 304 can be reconstructed from this data.
  • Sensitivity distribution data for each blade created in this way The same processing as in FIG. 1 is performed using 101 to 104 and the folded images 355 to 358 to obtain the final image.
  • the advantage of this embodiment is that the sensitivity distribution data of the RF receiving coil required for the parallel MRI method can be acquired at the same time as the imaging (main measurement) for image acquisition, and the sensitivity distribution data is acquired using a dedicated pulse sequence. Compared with the case, even if the position of the subject changes during imaging, the error between the sensitivity distribution data and the actual measurement data is small, and the folded artefat can be stably developed. It can be applied to the case of imaging the heart region and other parts where the movement of the subject is large, or to the method of performing imaging while changing the imaging section in real time (interactive scan method).
  • the rotation angle of k-space is different for each blade.
  • the rotation of k-space and the rotation of image space are Corresponding. Therefore, it is also possible to transform the coordinate system by rotating the sensitivity distribution data acquired by a certain blade in the image space by interpolating processing, and to use it for the aliasing artifact removal processing in the coordinate system of another blade .
  • FIG. 1 for example, only the sensitivity distribution data 101 of the first coordinate system with respect to the blade 301 is measured, and the remaining blades 302 to 304 are used to obtain the sensitivity distribution data.
  • the measurement is not performed, and the rotation processing is performed by using the first sensitivity distribution data 101 to generate the sensitivity distribution data 102 to 104 for each blade.
  • the number of blades for performing measurement for acquiring sensitivity distribution data can be reduced, and the time for the entire imaging can be reduced.
  • the acquired echo distribution signal for sensitivity distribution data is converted (rearranged) into a coordinate system for image by gridding processing, and After signal combination, Fourier transform is performed to create sensitivity distribution data, and this sensitivity distribution data is converted again to a coordinate system corresponding to each blade by rotation processing, and it can be used for aliasing artifact removal processing of parallel MRI method .
  • the echo signal for the sensitivity distribution data is added, the S / N ratio of the sensitivity distribution data is improved.
  • the S / N ratio of the sensitivity distribution data used to develop aliasing artifacts greatly affects the S / N ratio of the resulting image. Is useful.
  • the following variations are conceivable for the method of obtaining sensitivity distribution data for each blade using the echo distribution signal for sensitivity distribution data acquired in the plurality of blades.
  • One is to convert the acquired echo signal for the sensitivity distribution data into a coordinate system for the image by a daliding process and to combine the signals, and then convert the signal to a coordinate system corresponding to each blade by a rotation process,
  • Another method is to perform Fourier transform on the acquired echo signal for sensitivity distribution data in a coordinate system corresponding to the blade to create sensitivity distribution data, convert it to a coordinate system for images by gridding, and combine (add) Or addition average), and then re-convert to a coordinate system corresponding to each blade by rotation processing.
  • the processing in each step is performed for each RF receiving coil, and the final sensitivity distribution data is obtained for each blade and each RF receiving coil, that is, the RF receiving coil in the coordinate system corresponding to each blade.
  • the sensitivity distribution data for each is obtained.
  • the propeller MRI method acquires echo signals in the low spatial frequency region of k-space for each blade, and since the rotation angle of each blade is different, it is decimated and measured as shown in Fig. 8c. ,
  • the low spatial frequency region of k-space can be obtained densely.
  • the data in the low spatial frequency region is extracted from the echo signals obtained by each blade, converted into a coordinate system for an image by gridding processing, and synthesized.
  • the sensitivity distribution data can be created using the data in the low spatial frequency domain.
  • the dedicated pulse sequence for acquiring the sensitivity distribution data and the sequence for measuring the low spatial frequency region densely as described above and using an extra signal for the sensitivity distribution data echo signal are not used.
  • Reconstruction of the parallel MRI method can be performed using only pulse sequences for acquiring echo signals. As a result, it is possible to acquire a blade image and an entire image from which aliasing artifacts have been removed at high speed.
  • sensitivity distribution data simply by extracting and combining the echo signals in the low spatial frequency region of each blade, if necessary, use one or more blades to extract the echo signals in the low spatial frequency region as described above. By densely measuring only the core signal, it is possible to obtain an echo signal for sensitivity distribution data at a density sufficient to obtain sensitivity distribution data.
  • the same variation as the above-described method of obtaining the sensitivity distribution data from the sensitivity distribution data echo signal can be applied.
  • the sensitivity distribution data finally obtained is the sensitivity distribution data for each EF receiving coil in the coordinate system corresponding to each blade.
  • the block in which each processing is performed in the MRI apparatus shown in FIG. 4 is the same as that in the first embodiment.
  • the processing is performed by the CPU 8, and an echo signal for sensitivity distribution data for each blade is also stored in, for example, the magnetic disk 18, and is read into a memory in the CPU 8 and processed as necessary.
  • FIGS. 9 and 10 show an example in which the present invention is applied to continuous imaging using a propeller MRI method including four blades 301 to 304, and the horizontal direction indicates time passage.
  • FIG. 9 is an example of a method for improving the time resolution of each image by creating an image for each blade.
  • the parallel expansion processing 135 internal processing is performed at 128, 208, and 109
  • the gridding processing 114 are performed. Each can be started immediately after the end of -1 to 304-1.
  • the propeller MRI method data with the same blade number is measured so that the rotation angle in k-space is the same or almost the same, so the k-space data created in the gridding process 114 is discarded to create an image.
  • By performing 137 (internal processing is 115 and 117), it is possible to create an image in the middle of the image update interval 130. This makes it possible to improve the time resolution of these images when continuously acquiring images.
  • FIG. 10 shows an example of a method for shortening the overall processing time by performing the measurement of the echo signal by the blade and the subsequent image reconstruction processing in parallel.
  • parallel expansion processing 135 internal processing is performed at 128, 208, and 109 and gridding using data acquired at the time of measurement of the previous blade.
  • Perform process 11 For example, the measurement of each of the blades 301 to 304 is controlled and performed by the sequencer 4, and at the same time, the parallel expansion processing 135 and the gridding processing 114 are performed by the CPU 8, so that they can be performed independently and in parallel.
  • FIG. 10 is an example in which the image 140-1 of the immediately preceding rotation is obtained at the time when the measurement and image reconstruction processing of the first blade 301-2 in the next rotation are completed. This makes it possible to shorten the time required to acquire one image and perform high-speed imaging.
  • the above two high-speed imaging methods can be performed independently or in combination.
  • the embodiment described above specifically describes the present invention in which the parallel MRI method is applied to the propeller MRI method.
  • the present invention is not limited to the contents disclosed in the above-described embodiments, and can take various forms based on the spirit of the present invention.
  • the Dalladient echo pulse sequence is described, but the propeller MRI method does not depend on the type of pulse sequence, and can be applied to SE pulse sequence, FSE pulse sequence, EPI pulse sequence, etc. You.
  • the rotation in the k-space is performed in a two-dimensional plane including the X axis and the Y axis has been described. It can correspond to any of the X, Y, and Z axes, and can perform oblique and off-center imaging. Furthermore, rotation in a three-dimensional sphere can be performed.
  • the case where the number of RF receiving coils is two and the phase encoder interval is twice has been described as the parallel MRI method, but the number of RF receiving coils and the magnification of the phase encoder interval can be set arbitrarily ( ⁇ And the number of RF receive coils phase magnification interval magnification). It is also possible to select the signals acquired by the RF receiver coil according to the section to be imaged, or to combine and use them.
  • the measurement of the echo signal in one of the high spatial frequency regions of the blade is omitted, and a known half-Fourier method (reference example: Japanese Patent Application Laid-Open No. 7-31605) is applied to create a blade image.
  • the photographing time can be further reduced.
  • the complex conjugate of the measured echo signal in the high spatial frequency region on the opposite side is captured by symmetrically arranging the origin in k-space. Can be.
  • the parallel MRI method for developing the folded artifact in the image space has been described.
  • the present invention is also applicable to the parallel MRI method for creating a thinned echo signal in the k space.
  • the measurement of the echo signal can be thinned out within an allowable range.
  • blurring and folded artifacts occur on the blade image and the whole image in proportion to the amount of thinning out the measurement of one echo signal.
  • these problems may occur depending on the thinning position in k-space. different. For example, thinning in the high spatial frequency domain of k-space has less effect on the image than thinning in the low spatial frequency domain.
  • by making the field of view larger than the cross section of the image it is possible to substantially prevent the occurrence of aliasing artifacts to some extent.
  • the parallel MRI method by applying the parallel MRI method to the propeller MRI method, even if the number of echoes acquired by one blade is reduced, the imaging time is reduced without causing aliasing artifacts. And eliminates the need to apply a generalized algorithm to remove aliasing artifacts required when applying parallel MRI and to perform the daliding process required for propeller MRI, reducing the amount of computation and increasing the speed. Computation becomes possible, and high-speed imaging can be performed as a whole.
  • propeller MRI alone is acceptable.

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Abstract

本発明は、プロペラMRI法に関して、1つのブレードで取得するエコー数を低減しても折り返しアーチファクトを生ずることなく撮影時間の短縮を図り、かつ、演算量を低減して高速演算を可能とすることにより、全体として高速イメージングを可能とすることを目的とする。そのために、静磁場中に置かれた被検体にRFパルスを照射するとともに、一連の傾斜磁場を印加し、誘導された核磁気共鳴信号（エコー信号）を少なくとも2個以上のRF受信コイルからなるマルチプルRF受信コイルを用いてエコー信号を受信する核磁気共鳴イメージング装置において、プロペラMRI法の1ブレードあたりのエコー数を減じて取得したエコー信号に対してパラレルMRI法を適用し、折り返しアーチファクトを除去して得られた再構成画像を逆フーリエ変換して当該ブレードに対応する計測空間上のエコー信号に戻した後、このエコー信号を任意に定めた画像用の座標系に再配置して合成する処理を、全ブレードのエコー信号に対して行い、画像用の座標系における合成後のエコー信号を用いて最終画像を再構成する。

Description

明 細 書 磁気共鳴ィメ一ジング方法及び装置 技術分野
本発明は、核磁気共鳴（NMR)現象を利用して被検体の検查部位の断層画像を 得る磁気共鳴イメージング （以下 「MRI」 という） 装置に関し、 特にプロペラサ ンプリング法と複数の高周波受信コイルを用いたパラレルイメージング法とを組 み合わせて、 撮影時間と画像再構成時間を短縮する技術に関する。 背景技術
MRI装置では、画像再構成に必要な k空間上のエコー信号を収集する方式とし て、 k 空間の直交座標軸に平行な軌跡に沿ってサンプリングする直交系
(Cartesian)サンプリング方式が多用されているが、 k空間の直交座標軸に平行 でない軌跡に沿ってサンプリングする非直交系 （Non-cartesian) サンプリング と呼ばれる方式が近年注目されてきており、 プロペラサンプリング法 （文献： INNERVISION (17 · 9) 29-31， 2002，渡部靖志他，新しいラジアルスキャン： PROPELLER法） がその一例である。
このプロペラサンプリング法は、 k空間の原点を挟んだ複数の平行軌跡から成 る単位領域 （以下、 「ブレード」 という） を単位として、 そのブレードを k空間 の原点の周りに回転させて k空間のほぼ全域に対応するエコー信号を計測する。 各ブレード内では、 直交系サンプリング方式における通常計測の場合と同様に位 相ェンコ一ドパルスを付加して複数のエコー信号を取得する。
また、 MRI装置における撮影時間短縮の手法としてパラレルイメ一ジング法が ある。 パラレルイメージング法では、 互いに異なる局所的で不均一感度分布を有 する複数の高周波受信コイルュニット (以下 「RF受信コイル」 という） を組み 合わせて成るマルチプル受信コイルを用いて、 RF受信コイル毎に位相ェンコ一 ドステップを間引いてエコー信号を計測し、 各再構成画像上に生じた折り返しァ ーチファタトを RF受信コイル毎の感度分布データを用いて除去する。 これによ り、一枚の画像再構成に必要なェコ一数を低減できることから、 パルスシーケン スの繰り返し回数を減らせ、 撮影時間を短縮することが可能となる。
しかし、 以上のようなプロペラサンプリング方式にパラレルイメージング法を 適用する場合、 間引き計測された k空間全体のデータに対して、 一般化された折 り返しアーチファタト展開アルゴリズムを適用して折り返しアーチファタトを除 去することが必要であり、 そのため演算時間が非常に長くなる。
上記文献には、 プロペラサンプリング法にパラレルイメージング法を適用する こと、 及ぴ、 その場合における上記問題点は考慮されていない。 発明の開示
本発明の目的は、 プロペラサンプリング法において信号計測から画像表示まで のイメージング時間を短縮して高速イメージングを行うことである。 特に、 パラ レルイメ一ジング法を適用して撮影時間を短縮し、 その際の画像再構成のための 演算量を低減して高速演算を可能とすることである。
前記目的を達成するために、 本発明を磁気共鳴イメージング方法の観点からみ れば、 以下の様に構成される。 即ち、 k空間の原点を含み低空間周波数領域から 高空間周波数領域に渡って所定の幅を有して成る単位領域に対応する被検体から のェコ一信号を計測する単位領域計測工程と、 前記単位領域に対応するェコ一信 号から該単位領域の画像を作成する単位領域画像作成工程とを有する単位領域処 理工程を、前記 k空間の原点を中心とする前記単位領域の回転角度を変えて繰り 返し、 複数の前記単位領域画像を合成して全体画像を作成する全体画像作成工程 を有する磁気共鳴イメージング方法において、 前記単位領域計測工程は、 少なく とも一つの前記単位領域において、 前記エコー信号の計測を間引く。
これにより、 プロペラサンプリング法において単位領域の計測時間を短縮でき るので、全体の撮影時間を短縮することができ、高速イメージングが可能になる。 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域計測工程は、 複数の受信コイルュ ニットを組み合わせて成るマルチプル受信コイルを用いて、 該受信コイルュニッ ト毎にエコー信号を取得し、 前記単位領域画像作成工程は、 前記受信コイルュニ ット毎のエコー信号を用いて前記単位領域画像を作成する。 これにより、 各受信コイルュニットが受信したエコー信号を用いて再構成した 画像を合成して単位領域画像を作成する場合にも、 撮影時間を短縮することがで きるので高速ィメ一ジングが可能になる。 しかも単位領域画像及ぴ全体画像の S Nを向上させることができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域画像作成工程は、 受信コィ ルュニット毎の感度分布データを用いて、 折り返しアーチファタトが除去された 前記単位領域画像を作成する。
これにより、エコー信号の計測を間引くことによって単位領域画像上に発生す る折り返しアーチファタトを、 パラレルイメ一ジング法を適用することにより、 受信コイルユニット毎の感度分布データを用いて除去することができる。 その結 果、 折り返しアーチファタ トの無い全体画像を短時間で作成できるようになる。 また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域は、 複数の平行軌跡からな り、 前記間引き計測は、 前記平行軌跡のうちの少なくとも一つの軌跡に対応する エコー信号の計測を間引く。
これにより、 単位領域画像の作成の際に、 折り返しアーチファクトを除去する ために一般ィヒされた折り返しアーチファタト展開アルゴリズムを適用する必要が なくなり、 高速な行列演算によって短時間の内に折り返しアーチファクトの展開 を行うことができるようになる。 その結果、 折り返しアーチファクトの無い高画 質な単位領域画像を短時間で作成できるようになる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域の一方の高空間周波数領域 側に対応するエコー信号の計測を間引く。
これにより、 公知のハーフフーリ工法を適用すれば、 単位領域の一方の高空間 周波数領域側に対応するエコー信号の計測を間引いても単位領域画像を作成する ことが可能なので、 短時間で単位領域画像を作成することができるようになる。 特に、 単位領域の他の領域においてさらに間引き計測を行ってパラレルイメージ ング法を適用すれば、 さらに短時間で単位領域画像を作成できるようになる。 また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域処理工程は、 前記単位領域 の回転角度と前記マルチプル受信コイルの構成に対応して、 前記ェコ一信号から 単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データを作成する感度分布デー タ作成工程をさらに有し、 前記感度分布データ作成工程は、 前記単位領域画像作 成工程より前で行われる。
これにより、 受信コイルュニット毎の感度分布データを求めるためのエコー信 号が、 画像再構成用エコー信号の計測と同時に取得されるので、 撮影中に被検体 の体動が生じても、 感度分布データと再構成画像との間で誤差が少なくなり、 安 定して折り返しアーチファタトを除去できるようになる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記感度分布データ作成工程は、 複数の 前記単位領域の低空間周波数領域における受信コイルュニット毎のエコー信号を 用いて、 前記単位領域毎且つ受信コイルユニット毎の感度分布データをそれぞれ 作成する。
これにより、 複数の単位領域における低空間周波数領域のエコー信号を抽出し て合成することにより、 単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データ を求めることができる。 これは、 各単位領域の回転角度が異なることから、 たと え各単位領域で間引き計測を行つても、 各単位領域が重なる領域である低空間周 波数領域では感度分布データ作成に充分な密度でエコー信号を取得することが可' 能であることによる。 従って、 受信コイルユニット毎の感度分布データ用のェコ 一信号を余分に取得する必要がなく、 高速で折り返しアーチファタトの無い単位 領域画像を取得することが可能になる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域計測工程は、 複数の前記単 位領域のそれぞれにおいて、 前記複数の平行軌跡の低空間周波数領域における間 隔を高空間周波数領域のおける間隔よりも密にして、 前記受信コイルュニット毎 に前記エコー信号を計測し、 前記感度分布データ作成工程は、 前記複数の単位領 域で密に計測された低空間周波数領域における受信コィルュニット毎のェコ一信 号を用いて、 前記単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データをそれ ぞれ作成する。
これにより、 低空間周波数領域におけるエコー信号のみを余分に計測すること により、単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号を、 画像再構成用エコー信号の計測と同時に取得できるので、 撮影時間の僅かな延長 のみで、 撮影中の被検体の体動に対応して受信コイルュニット毎の感度分布デー タを取得することができる。 特に、 前述の各単位領域における低空間周波数領域 のェコ一信号を抽出して合成するだけでは感度分布データを求めるに充分でない 場合に、 1以上のブレードの低空間周波数領域におけるエコー信号を密に計測す ることにより、 感度分布データを求めるに充分な密度で感度分布データ用のェコ 一信号を取得できるようになる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記感度分布データ作成工程は、 前記各 単位領域の前記低空間周波数領域における受信コイルユニット毎のェコ一信号を 受信コイルュニット毎に合成して受信コイルュニット毎の感度分布データ用ェコ 一信号を作成し、 該受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号を変換 して単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号をそれ ぞれ作成し、 該各作成された単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布デ ータ用ェコ一信号から前記単位領域毎且つ受信コイルユニット毎の感度分布デー タをそれぞれ作成する。
あるいは、 前記感度分布データ作成工程は、 前記各単位領域の前記低空間周波 数領域における受信コィルュニット毎のェコ一信号からそれぞれ単位領域毎且つ 受信コイルュニット毎の感度分布データを作成し、 該各単位領域毎且つ受信コィ ルュニット毎の感度分布データを受信コイルュニット毎に合成して受信コイルュ ニット毎の感度分布データを作成し、 該受信コイルュニット毎の感度分布データ を変換して前記単位領域毎且つ受信コイルユニット毎の感度分布データを作成す る。
あるいは、 前記感度分布データ作成工程は、 前記各単位領域の前記低空間周波 数領域における受信コイルュニット毎のエコー信号を受信コイルュニット毎に合 成して受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号を作成し、 該受信コ ィルュニット毎の感度分布データ用エコー信号から受信コイルュニット毎の感度 分布データを作成し、 該受信コイルユニット毎の感度分布データを変換して前記 単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データを作成する。
これらによれば、 複数の単位領域で受信コイルュニット毎の感度分布データ用 エコー信号を計測し、 それらを同時に用いて単位領域毎且つ受信コイルュニット 毎の感度分布データを作成するので、 感度分布データの S/Nを向上させること ができ、 折り返しアーチファタトの除去された単位領域画像をその S/Nを向上 させつつ短時間で得ることができるようになる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域計測工程は、 前記単位領域 の一つにおいて、 前記複数の平行軌跡の低空間周波数領域における間隔を高空間 周波数領域のおける間隔よりも密にして、 前記受信コイルュニット毎に前記ェコ 一信号を計測し、 前記感度分布データ作成工程は、 前記一つの単位領域で密に計 測された低空間周波数領域における受信コイルュニット毎のエコー信号を用いて、 他の単位領域における前記単位領域毎且つ受信コイルユニット毎の感度分布デー タをそれぞれ作成する。
これによれば、 一つの単位領域のみにおいて感度分布データ用エコー信号を余 分に計測することにより、 他の単位領域用の受信コイルュニット毎の感度分布デ ータを取得することができる。 つまり、 感度分布データ取得のための計測に必要 なブレード数を 1つにして撮影時間の延長をより僅かにしても、 撮影中の被検体 の体動に対応して受信コイルュニット毎の感度分布データを取得することができ る。
また、 好ましい一実施態様によれば、 事前に受信コイルユニット毎の感度分布 データ用ェコ一信号をそれぞれ計測する工程を有し、 前記感度分布データ作成ェ 程は、 前記事前計測された受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号 を用いて、 前記単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データをそれぞ れ作成する。
これによれば、 単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データ用ェコ 一信号を事前に計測しておくことによって、 画像再構成用エコー信号の計測中に 単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度分布データを求めるための余分なェ コー信号の取得と演算処理を無くすことができる。 そのため、 画像再構成用ェコ 一信号の取得時間のみで単位領域画像を取得することができるようになる。特に、 撮影中に被検体の体動が発生しない場合に有効となる。
また、好ましい一実施態様によれば、前記単位領域計測工程が終了する度に、 前記単位領域画像作成工程は、 その単位領域画像を作成し、 前記全体画像作成ェ 程は、 該単位領域画像と他の少なくとも一つの単位領域画像とから前記全体画像 を作成する。
これにより、 単位領域におけるェコ一信号の計測から単位領域画像の作成まで の一連の処理に必要な時間とほぼ同じ時間間隔で全体画像を取得することができ るようになり、 全体画像を連続撮影する場合の各全体画像の時間分解能を向上さ せることができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域計測工程と前記単位領域画 像作成工程とを平行して行い、 該単位領域画像作成工程は、 該単位領域計測工程 以前の単位領域計測工程で計測されたェコ一信号を用いて前記単位領域画像を作 成し、 前記全体画像作成工程は、 該単位領域画像と他の少なくとも一つの単位領 域画像とから前記全体画像の作成を行う。
これによれば、 単位領域におけるェコ一信号の計測と画像再構成処理を並列さ せて同時に行うことができ、 全体のィメ一ジング時間を短縮することが可能にな る。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記単位領域計測工程と前記単位領域画 像作成工程とを平行して行い、 該単位領域画像作成工程は、 該単位領域計測工程 以前の単位領域計測工程で計測されたェコ一信号を用いて前記単位領域画像を作 成し、 前記全体画像作成工程は、 該単位領域画像を含む全単位領域画像が揃った 後で、該全単位領域画像を逆フーリェ変換して単位領域毎の k空間データをそれ ぞれ作成し、該各単位領域毎の k空間データを合成して全体 k空間データを作成 し、 該全体 k空間データをフーリエ変換して前記全体画像を作成し、 前記各単位 領域毎の k空間データの合成は、該各単位領域毎の k空間データを同一座標系上 の格子点データとなるように変換し、該各変換された k空間データを格子点毎に 加算又は加算平均する。
これによれば、 撮影中の被検体の体動にも対応して受信コイルュニット毎の感 度分布データを求めながら、 短時間で全体画像を作成することが可能になり、 高 速ィメ一ジングができるようになる。
また、 前記本努明の目的は、 以下の様な構成を有する磁気共鳴イメージング装 置の観点からも達成することが可能である。 即ち、
被検体からのェコ一信号を受信する信号受信手段と、 所定のシーケンスに基づレヽ て前記ェコ一信号を計測する計測制御手段と、 前記ェコ一信号を用いて画像再構 成演算を行う信号処理手段と、 前記計測制御手段と前記信号処理手段を制御する 全体制御手段を備え、
前記計測制御手段は、 k空間上で複数の平行軌跡から成る単位領域に対応する エコー信号の計測を、前記 k空間の原点を中心とする前記単位領域の回転角度を 変えて繰り返すシーケンスを備え、
前記信号処理手段は、 前記単位領域毎のェコ一信号から各単位領域画像を作成 する単位領域画像作成手段と、 前記各単位領域画像から全体画像を作成する全体 画像作成手段を備えた磁気共鳴ィメ一ジング装置において、前記信号受信手段は、 複数の受信コイルュニットを組み合わせて成るマルチプル受信コイルを備えて該 受信コイルユニット毎に前記エコー信号を受信し、 前記計測制御手段は、 1以上 の前記単位領域において 1以上の前記平行軌跡を間引いて前記受信コイルュニッ ト毎に前記エコー信号を計測し、 前記単位領域画像作成手段は、 前記間引き計測 された受信コイルュニット毎のエコー信号と単位領域毎且つ受信コイルュニット '毎の感度分布データとから折り返しアーチファタトが除去された前記単位領域画 像を作成する。
好ましい一実施態様によれば、 前記信号処理手段は、 前記回転角度と前記マル チプル受信コィルの構成に対応して、 前記ェコ一信号から前記単位領域毎且つ受 信コイルュニット毎の感度分布データを作成する感度分布データ作成手段をさら に有する。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記計測制御手段による前記単位領域に 対応するェコ一信号の計測と、 前賈己単位領域画像作成手段による該ェコ一信号を 用いた前記単位領域画像の作成と、 前記全体画像作成手段による該単位領域画像 と他の単位領域画像とから前記全体画像の作成とを、前記単位領域毎に繰り返す。 また、 好ましい一実施態様によれば、 前記全体制御手段は、 前記計測制御手段 による前記単位領域に対応するエコー信号の計測と、 前記単位領域画像作成手段 による該単位領域の計測以前の単位領域計の計測で取得されたエコー信号を用い た前記単位領域画像作成とを平行させて繰り返すと共に、 該単位領域画像と他の 少なくとも一つの単位領域画像が揃う毎に前記全体画像作成手段による前記全体 画像の作成を行う。
これらの各態様の効果は、 前述の対応する方法の効果と同様である。 図面の簡単な説明
図 1は本宪明の第 1の実施形態における信号処理を詳細に示す図である。 図 2 は本発明の第 1の実施形態における信号処理フローの概要を示す図である。 図 3 は本発明の第 1の実施形態における各ブレードの k空間上のデータ配置を示す図 で、図 3aは通常のプロペラ MRI法で取得されたデータを k空間に配置した図で あり、図 3bは図 3aに対して間引き計測を行って得られたデータを k空間に配置 した図であり、図 3c〜図 3fは図 3bのデータをブレード毎に分割して配置した場 合とそれぞれを再構成して得られる折り返し画像を示す図である。 図 4は本努明 が適用される MRI装置の全体構成を示す図である。 図 5は本発明が適用される プロペラ MRI法のパルスシーケンスを示す図である。図 6はプロペラ MRI法と グリッディングを示す図で、図 6aはプロべ MRI法で取得されたデータの k空間 上での配置を示す図であり、図 6bは実際に計測されたデータ （白丸） の配置と k 空間の格子点の配置の関係を示す図である。 図 7はパラレル MRI法を示す図で ある。図 8は本発明の第 2の実施形態における k空間の低空間周波数領域を密に 計測して感度分布データ用エコー信号を余分に計測する場合を示す図で、 図 8a は各ブレードにおいて低空間周波数領域を密に計測した場合の k空間上のデータ 配置を示す図であり、図 8bは図 8aから感度分布データを求めるための低空間周 波数領域のデータのみを抽出した図であり、 図 8cは図 8aから折り返し画像を求 めるための一定間隔で間引かれたデータのみを抽出した図である。 図 9は本発明 の第 3の実施形態における連続撮影を行う際の信号処理を示す図である。 図 10 は本発明の第 3の実施形態における並行処理を行う際の信号処理を示す図である。 発明を実施するための最良の形態
図 4は本発明による磁気共鳴ィメ一ジング装置の全体構成を示すプロック図で ある。 この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（NMR)現象を利用して被 検体の断層画像を得るもので、 図 4に示すように、 静磁場発生系 2と、 傾斜磁場 発生系 3と、 送信系 5と、 受信系 6と、信号処理系 7と、 シーケンサ 4と、 中央 処理装置 (CPU) 8とを備えて構成される。
静磁場発生系 2は、被検体 1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交す る方向に均一な静磁場を発生させるもので、 被検体 1の周りに永久磁石方式また は常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
傾斜磁場発生系 3は、 X， Y， Zの 3軸方向に卷かれた傾斜磁場コイル 9と、 そ れぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場葡原 10 とカゝら成り、 後述のシーケ ンサ 4からの命令に従つてそれぞれのコィルの傾斜磁場電源 10を駆動すること により、 X， Y， Z の各軸方向にスライス傾斜磁場パルス （Gs) ， 位相ェンコ一 ド傾斜磁場パルス （Gp) ， 周波数エンコード傾斜磁場パルス （Gr) のいずれか 一つをそれぞれ割り当てて被検体 1に印加する。 より具体的には、 X， Y, zのい ずれかの 1方向に Gsを印加して被検体 9に対するスライス面を設定し、 残り 2 つの方向に Gpと Grを印加して、 エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をェ ンコードする。 あるいはスライス面をオブリークさせる場合は、 その角度に応じ てこれら 3つの傾斜磁場をそれぞれの軸方向に分配し、 それぞれの軸方向で加算 した傾斜磁場をその軸方向に印加する。
シーケンサ 4は、 高周波磁場パルス （以下、 「RFパルス」 という） と傾斜磁 場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、 CPU8 の制御で動作し、被検体 1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系 5、 傾斜磁場発生系 3、 および受信系 6に送る。
送信系 5は、被検体 1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴 を起こさせるために RFパルスを照射するもので、 高周波発振器 11と変調器 12 と高周波増幅器 13と送信側の高周波コイル 14aとから成る。高周波発振器 11か ら出力された高周波パルスをシーケンサ 4からの指令によるタイミングで変調器 12により振幅変調し、 この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器 13で增 幅した後に被検体 1に近接して配置された高周波コイル 14aに供給することによ り、 電磁波 （RFパルス） が被検体 1に照射される。
受信系 6は、被検体 1の生体組織を構成する原子の原子核スピンの核磁気共鳴 (NMR) により放出されるエコー信号 （NMR信号） を検出するもので、 受信側 の高周波コイル 14bと増幅器 15と直交位相検波器 16と、 AZD変 ^ 7とか ら成る。送信側の高周波コイル 14aから照射された電磁波によって誘起される被 検体 1の応答の電磁波 （NMR信号） が被検体 1に近接して配置された高周波コ ィル 14bで検出され、 増幅器 15で増幅された後、 シーケンサ 4からの指令によ るタイミングで直交位相検波器 16により直交する二系統の信号に分割され、 そ れぞれが A/D変鶴 17でディジタル量に変換されて、 信号処理系 7に送られ る。
信号処理系 7は、 磁気ディスク 18、 光ディスク 19等の外部記憶装置と、 CRT 等からなるディスプレイ 20とを有し、 受信系 6からのデータが CPU8に入力さ れると、 CPU8で信号処理、 画像再構成等の処理が実行され、 その結果である被 検体 1の断層画像がディスプレイ 20に表示されると共に、 外部記憶装置の磁気 ディスク 18等に記録される。
なお、 図 4において、 送信側及び受信側の高周波コイル 14a， 14bと傾斜磁場 コイル 9は、被検体 1の周りの空間に配置された静磁場発生系 2の静磁場空間内 に設置されている。
上記の様な MRI装置の撮影対象スピン種は、 臨床で普及しているものとして は、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。プロトン密度の空間分布や、 励起状態の緩和現象の空間分布を画像ィ匕することで、 人体頭部、 腹部、 四肢等の 形態、 又は機能を 2次元もしくは 3次元的に撮影する。
次に、 プロペラサンプリング （以下、 「プロペラ MRI」 という） 法 （文献例：
Magnetic Resonance in Medicine 42:963-969,1999, James G.Pipe,Motion Correction With PROPELLER MRIrApplication to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging) を説明する。 図 5は、 プロペラ MRI法を用 いたダラディエントエコーパルスシーケンスの一例である。 各ブレードが k空間 の kx軸に対して異なる回転角度となるように傾斜磁場出力が設定される。また、 各ブレード内では位相ェンコ一ド傾斜磁場パルスが印加されて位相ェンコ一ドの 異なるエコー信号が平行軌跡の数だけ計測される。 図 5は、 k空間上での計測が 4つのブレード 301〜304に分割され、 それぞれのブレード内で 5個のエコー信 号が取得される例である。 ブレード 301〜304 は kx軸に対してそれぞれ 0。，45°，90°，135。の回転角度をなしている。
図 5の： RF， Gz, Gy， Gx, A/D， echoはそれぞれ、 RFパルス， Z，Y，Xの各 軸方向の傾斜磁場、 AD変換， エコー信号を表す。 図 5では、 特に Ζ方向をスラ イス方向としている。 また、 501は RFパルス， 502はスライス傾斜磁場パルス (Gs)、 503は位相エンコード傾斜磁場パルス （Gp)、 505は周波数エンコード 傾斜磁場パルス (Gr) 、 506はディフェーズ傾斜磁場パルス、 507はサンプリン グウィンド、 508はエコー信号、 301〜304は繰り返し時間 （501間の時間間隔） である。
ただし、位相ェンコ一ド傾斜磁場パルス 503と周波数ェンコ一ド傾斜磁場パル ス 505 とディフェーズ傾斜磁場パルス 506は、 ブレードの回転角度に応じて X 軸方向と Y軸方向にそれぞれ分散される。 その結果、 Y軸方向傾斜磁場 (Gy) に おいては、周波数ェンコ一ド傾斜磁場パルス 505の成分 504が生じ、位相ェンコ 一ド傾斜磁場パルス 503にはディフェーズ傾斜磁場パルス 506の成分が付加され る。 また X方向傾斜磁場 (Gx) においては、 ディフェーズ傾斜磁場パルス 506 に位相ェンコ一ド傾斜磁場パルス 503の成分が付加される。
例えば、 図 5のブレード 301は kx軸に対して 0° (つまり平行） であるため、 位相エンコード傾斜磁場パルス 503、 周波数エンコード傾斜磁場パルス 505、 及 ぴディフェーズ傾斜磁場パルス 506は分散されることなく、それぞれの軸におい て所定の振幅の傾斜磁場が印加される。 し力 し、 k 軸に対して 0°でないブレー ド 302〜304では、 ブレード 301における所定の振幅を持つ位相ェンコ一ド傾斜 磁場パルス 503、 周波数エンコード傾斜磁場パルス 505、 及びディフェーズ傾斜 磁場パルス 506は X軸方向と Y軸方向にそれぞれ分散されて印加されるので、 X，Y軸方向の傾斜磁場パルス波形はそれぞれの方向の分散成分が加算された複雑 な形状となる。
また、 MRI装置では、パルスシーケンスの繰り返し時間毎に位相ェンコード傾 斜磁場パルス 503の印加量 （=傾斜磁場パルス波形と時間軸との囲む面積） が変 えられて、 エコー信号に異なる位相エンコードが付与され、 それぞれの位相ェン コードで得られるエコー信号 508が検出される。 この操作が位相ェンコ一ドの数 だけ繰り返され、画像取得時間 510で 1枚の画像再構成に必要なエコー信号が取 得される。
直交系サンプリング方式では、位相ェンコ一ドの数は通常 1枚の画像あたり 64, 128， 256, 512等の値が選ばれ、 各エコー信号は通常 128， 256, 512, 1024個 のサンプリングデータからなる時系列データとして検出される。 これらのデータ が 2次元フーリェ変換されて 1枚の MR画像が作成される。
一方、 プロペラ MRI法では、 例えば以下の （1) 式に基づいて、 1ブレード当 たりのエコー数 （平行軌跡数） とブレード数を設定することができる。
(1ブレード当たりのエコー数） X (ブレード数） =
(マトリックス数） X ( π /2) (1) 例えば、 1ブレード当たりのエコー数 =32、 マトリックス数 =256とすると、 ブレード数 =8〜： 10程度となる。
次に、図 5のパルスシーケンスを用いてサンプリングされたエコー信号が k空 間に配置された結果を図 6aに示す。 図 6aでは、各ブレード 301〜304が k空間 原点を中心に回転角度 604で回転され、それぞれのブレード内では位相ェンコ一 ドが異なる 5個のエコー信号が取得されている。つまり、 ブレード 301ではェコ 一信号 311-1〜311-5力 ブレード 302ではエコー信号 312-1〜312-5力 ブレー ド 303ではエコー信号 313-1〜313-5が、 ブレード 304ではエコー信号 314-1〜 314-5が取得されている。 ここで、 エコー信号の添え字の順序は、 エコー信号を 取得した時間的順序と対応する。 すなわち、 添え字の番号の小さいものは、 ェコ —信号を取得した時聞が早く、 番号の大きなものは、 エコー信号を取得した時間 が遅い （以下、 特に指定しない限り本文中の記述は同様である） 。
ここで、 k空間 601へのデータの配置について説明する。 図 6bは、 プロペラ MRI法で取得したデータが、グリッディング処理されて k空間の格子点に再配置 された場合の模式図である。 k空間 601は、 図 6bの黒丸で示すように規則正し い格子点の座標を有する。 しかし、プロペラ MRI法で取得されたデータは 603-1 〜603-3の様に k空間に対して異なる軌跡 （座標） を通るので、 白丸で示すサン プリングされたデータは k空間の格子点座標 （図 6b中の黒丸） と一致しない。 グリッディング処理では、 捕間処理によりこれらサンプリングされたデータ （図 6b中の白丸）を規則正しい格子点座標（図 6b中の黒丸）に再配置する。つまり、 k空間の格子点座標にないサンプリングデータから格子点座標上のデータを補間 処理により求めることによって、 k空間の格子点座標にないデータを格子点座標 上のデータに変換する。 なお、 グリッディング処理は、 例えば Sine 関数や Kaiser-Bessel関数の補間用関数を用いて行うことができる（文献例: J.I Jackson et.al.,Selection of a Convomnon Function for Fourier Inversion Using GriddingJEEE Trans. Med. Imaging, vol.10, pp.473-478, 1991) 。
次に、 パラレルイメージング （以下、 「パラレル MRI」 という) 法 (文献例： Magnetic Resonance in Medicine 30:142-145,1993,J.B.Ra,C.Y.Rim,Fast Imaging Using Subencoding Data Sets from Multiple Detectors) ίこつレヽて I¾明 する。 図 7aは、 直交系サンプリング方式のパルスシーケンス （例えば、 グラデ イエントェコ一法）を実行して取得されたェコ一信号が k空間 701に配置された 例であり、 k空間 701のデータをフーリェ変換して再構成された画像が 702であ る。 これに対し、 付加する位相エンコードを 2倍のステップにして （つまり全位 相エンコード数の 1Z2に間引いて） パルスシーケンスが実行されて、 半分だけ のエコー信号が取得された例が図 7bである。この場合、エコー信号は k空間 704 上で kx軸に平行に 1ラインおきに配置される （704内の実線が計測したエコー 信号、 点線が計測しなかったエコー信号をそれぞれ表す） 。 この場合、 取得され たエコー信号が 1ラインおきであることから、 取得されたエコー信号のラインの みを使用して、 k空間を半分の大きさに減少したのが 705であり、 この縮小され た k空間 705のデータをフーリエ変換して再構成された画像が 706となる。 この場合、 撮影時の空間分解能が同じまま、 再構成マトリクスが半分になった こと力 ら、 画像 706には折り返しアーチファクトが発生する。 この折り返しァー チファクトは、 図 7aの全てのエコー信号を取得した場合の画像 702のうち、 点 線で区切られた領域の上側部分 703-1と、 下側部分 703-2を重ね合わせたものと 同様であると考えることができる。 このように、 MRI装置では、取得するエコー 数を間引いて計測を行った場合、 画像にはその間引きステップに応じた折り返し アーチファクトが発生することが知られている。 以下、 折り返しアーチファクト の発生した画像を折り返し画像と呼ぶ。
この折り返し画像をパラレル MRI法によつて除去する。つまりノ ラレル MRI 法は、 複数の RF受信コィルからなるマルチプル受信コィルを用いて RF受信コ ィル毎にエコー信号を計測し、 RF受信コイル毎の感度分布データを用いて折り 返し画像を展開する。図 7cに 2個の RF受信コイルを用いた場合のパラレル MRI 法の信号処理の一例を示す。パラレル MRI法では、各 RF受信コイルで折り返し 画像 706-1， 706-2を取得し、 各 RF受信コイルの感度分布データ 707-1， 707-2 を用いて、行列演算 208を行い、折り返しアーチファタトの無い画像 709を得る。 ここで、感度分布データ 707と折り返し画像 706の添え字は RF受信コィルの番 · 号を表す。パラレル MRI法を安定に行うためには、使用する各 RF受信コイルの 感度分布は、 折り返しアーチファクトの発生した方向 （位相エンコード方向） に 異なっている必要がある （図 7では y方向） 。
一般的に、 各 RP受信コイルの感度分布データ 707-1， 707-2は、 画像取得の ためのパルスシーケンスに先立ち、 専用のパルスシーケンスを実行して作成され る。 或いは、 画像取得のためのパルスシーケンスを利用し、 k空間の低空間周波 数領域を計測する時点の位相ェンコードステップを密にし、 この低空間周波数領 域のエコー信号を用いて作成しても良い （本発明のプロペラ MRI法に適用した 場合は後述する） 。 一般的に RF受信コイルの感度分布は空間的に穏やかに変動 するので、 低空間周波数領域のエコー信号データのみで十分であり、 逆にその方 が高空間周波数領域のデータまで考慮することによるノィズの混入を防止でき、 感度分布データの SZN比を向上できるので好都合である。ただし、この場合は、 専用パルスシーケンスを用いた場合と比較して、 画像取得のためのパルスシーケ ンスで取得するェコ一信号数が増加されるため、 撮影時間はその分だけ延長され る。 逆に事前に感度分布データを求めておく場合は、 画像再構成用エコー信号の 取得時間のみでブレード画像及び全体画像を取得することができるので撮影時間 が短くなる。 事前に感度分布データを求めておく方法は、 撮影中に被検体の体動 が発生しなレ、場合に有効となる。
(第 1の実施形態）
以上の、 プロペラ MRI法とパラレル MRI法の原理を踏まえて、 本発明の第 1 の実施形態を図 1, 図 3を用いて説明する。
説明を簡単にするために、 4つのブレードで計測を行うプロペラ MRI法の場合 を説明する。 図 3aは、 4つのブレード 301〜304内で、 それぞれ 10個のエコー 信号が取得される、通常のプロペラ MRI法の場合である。これに対して図 3bは、 それぞれのブレード内で付加する位相ェンコ一ド傾斜磁場強度が図 3aの 2倍に 設定されて、 半分 (5個） だけのエコー信号が取得される場合である。 図の実線 は計測されるエコー信号、 点線は計測されないエコー信号の位置に対応する。 このように計測を行った場合、画像には折り返しアーチファタトが発生するが、 プロペラ MRI法ではブレード毎に k空間の角度が異なるため、 折り返しアーチ ファタトは図 7bのように単純な形状とはならない。 そこで、 本発明ではそれぞ れのプレード 301〜304を別々に取り出し、 k空間を図 3c〜図 3fの様に分割して 考える。 通常、 プロペラ MRI法で取得されたエコー信号のデータは、 画像再構 成のため最終的な座標系である一つの共通 k空間 （図 3の場合では 351である。 以下、 この様な k空間座標系を 「画像用の座標系」 という） に再配置 （グリツデ イング処理） される。
本努明では、 このグリッディング処理を行わず、 ブレード毎にそれぞれ異なる 座標系 351〜354のままそのデータのフーリエ変換を行う （図 3の 351と 353， 352と 354はそれぞれ 90°ずれている） 。 これにより、 それぞれの座標系で折り 返し画像 355〜358が再構成される。 これら画像は、 最終的な画像の座標系 （図 3の場合は 355)に対して k空間 351〜354の関係と同様に回転した形状となる。 このように、 ブレード毎のデータを別々の座標系を用いて再構成することで、 グ リツディング処理を行うことなく各ブレードの折り返し画像 355〜358を得る。 次に、分割した折り返し画像 355〜358の再構成処理を図 1に示す。図 1では、 図 7cと同様に、 2個の RF受信コイルを用いて撮影を行った場合の処理であり、 RF受信コイルの感度分布データ 101〜104及び折り返し画像 355〜358の添え字 は、 RF受信コイルの番号を表す。 このとき、 1番目のブレード 301の回転角に 応じて取得された第 1の座標系での各 RF受信コィルの感度分布データ 101-1， 101-2を用いて、 301で取得された折り返し画像 355-1， 355-2に対して行列演算 処理 208-1を適用して、折り返しアーチファクトの無レ、画像 105を得る。次いで、 逆フーリェ変換 109-1によってパラレル MRI法の再構成を行った、 第 1の座標 系での k空間データ 110を得る。 同様に、 他のブレード 302〜304で取得された折り返し画像 356〜358につい ても、 それぞれのプレードの座標系に対応した RF受信コィルの感度分布データ 102〜104を用いて行列演算処理 208-2〜208-4を適用して折り返しアーチファク トの無い画像 106〜108を得た後、逆フーリェ変換 109-2〜109-4を行い、それぞ れのブレードの座標系での k空間データ 111〜113を作成する。
これらの k空間データ 110〜： 113は、 座標系 351〜354にそれぞれ対応してお り、 互いに異なる座標系である。
このようにして作成されたそれぞれの座標系での k空間データ 110〜： L13は、 ダリッデイング処理 114-1〜114-4が行われて、 最終的な画像用の座標系 （図 1 では、 第 1の座標系 351と同じである力 必ずしも同じである必要は無い） 116 に再配置され、信号結合処理 115によって画像用の座標系 116上で合成（例えば 格子点毎の加算または加算平均等の処理） される。 最終画像 118は、 この画像用 の座標系 116で合成された k空間データがフーリェ変換 117されて得られる。 本実施形態では、 ブレード 301〜304の回転角に応じた各 k空間上で、 グリッ デイング処理せずに、 パラレル MRI法による画像再構成を行っている。 そのた め、 グリッデイング処理後の k空間に対して一般的化アルゴリズムを使って折り 返しアーチファタトの展開を行う従来の方法と比較して、 グリッデイング処理前 の k空間でそれぞれ折り返しアーチファクトの展開を行うので一般化ァルゴリズ ムが不要となり、 かつ、 パラレル MRI法の再構成に捕間が必要無いこととあわ せて、 計算量が大幅に低減される。
本努明を処理の観点から説明すると、図 2の様になる。それぞれのブレード 301 〜304での計測 121〜124で取得されたエコー信号データを、 それぞれの座標系 でフーリェ変換 128-1〜128-4 して折り返し画像を作成した後、 それぞれの座標 系でパラレル MRI法の折り返しアーチファクト除去 208-1〜208-4を行つて折り 返しアーチファクトの無い画像を得て、 それらを逆フーリエ変換 109-：！〜 109-4 してそれぞれの座標系での k空間データとする。 最終画像は、 それぞれの座標系 で作成した k空間データを、画像用の座標系にグリッディング処理 114-1〜： 114-4 した後、信号結合処理 115によつて画像用の座標系での最終的な k空間データを 合成して、 それをフーリエ変換 117する。 以上の本発明の第 1の実施形態における各処理は、 図 4に示した MRI装置に おいては、 フーリェ変換 128と行列演算 208と逆フーリェ変換 109とグリツテ ィング処理 114は、例えば CPU8で行われ、ブレード毎の感度分布データと画像 データは、 例えば磁気ディスク 18に記憶され、 必要に応じて CPU8内のメモリ 一に読み込まれて処理される。 これは、 以下の他の実施形態においても同様であ る。
(第 2の実施形態）
次に、 本発明の第 2の実施形態を図 8を用いて説明する。 説明を簡単にするた めに、 ブレード数が 4のプロペラ MRI法を例に説明する。 本実施形態では、 ェ コー信号は図 8aのように取得される （実線が計測されるエコー信号、 線が計 測されないエコー信号の軌跡に対応する） 。 図 3bとの違いは、 k空間 801にお ける各ブレード内の平行軌跡の数と間隔である。すなわち、各ブレード 301〜304 内の k空間を低空間周波数領域 804〜807と、 その外側の高空間周波数領域に分 け、 低空間周波数領域でエコー信号を取得する際の位相ェンコ一ドステップを高 空間周波数領域での位相エンコードステップより小さく （つまり密に） する。 或 いは逆に、 高空間周波数領域でエコー信号を取得する際の位相ェンコ一ドステツ プを低空間周波数領域での位相エンコードステップより大きく （つまり疎に） し ても良い。 図 8aは、 低空間周波数領域でのエコー信号の取得間隔を高空間周波 数領域のエコー信号の取得間隔より 2倍密にして計測を行う例である。
図 8aのエコー信号に対し、 説明のために 2つの群にエコー信号を分割する。
(1) 低空間周波数領域 804-807内で取得したェコ一信号のデータみを選択 したのが図 8b、
(2) ブレード内のエコー信号のうち、 1ラインおきのステップで取得したェ コー信号のデータを選択したのが図 8c、
である。 図 8bは、 低空間周波数領域のデータであるので、 このデータから各 ブレード 301〜304でパラレル MRI法の再構成に必要な RF受信コィルの感度分 布データ 101〜104を算出することが可能である。 また、 図 8cは、 図 3cと等価 なデータであるので、このデータから各ブレード 301〜304毎の折り返し画像 355 〜358を再構成できる。 このようにして作成されたブレード毎の感度分布データ 101〜104と折り返し画像 355〜358を用いて図 1と同様の処理を行い、最終画像 を得ることができる。
本実施形態のメリットは、パラレル MRI法で必要な RF受信コイルの感度分布 データを、 画像取得のための撮影 （本計測） と同時に取得できることであり、 専 用パルスシーケンスで感度分布データを取得する場合と比較して、 撮影中に被検 体の位置が変化しても、感度分布データと本計測データ間で誤差が少なくて済み、 安定して折り返しアーチファタトの展開が行えることである。 心臓領域やその他 被検体の動きの大きな部位を撮影する場合や、 リアルタイムに撮影断面を変更し ながら撮影を行う手法 (インタラクティブスキャン法) 等へ応用できる。
プロペラ MRI法では、 ブレード毎に k空間の回転角が異なるが、 前述したと おり k空間の回転と画像空間 （画像データを表現する空間、 k空間をフーリエ変 換によって写像した空間） の回転は対応する。 そこで、 あるブレードで取得した 感度分布データを捕間処理により画像空間上で回転することで座標系を変換し、 他のブレードの座標系での折り返しアーチファタト除去処理に使用することも可 能である。 図 1を例にして説明すると、例えば、 ブレード 301に対する第 1の座 標系の感度分布データ 101のみを計測しておき、 残りのプレード 302〜304につ いては、 感度分布データ取得のための計測は行わず、 第 1の感度分布データ 101 を用いて捕間による回転処理を行い、 それぞれのブレードの感度分布データ 102 〜104を作成する。 このように処理することで、 感度分布データ取得のための計 測を行うブレード数が低減され、 撮影全体の時間を短縮することができる。
あるいは、 複数のブレードで感度分布データ用のエコー信号を取得した場合、 取得した感度分布データ用のェコ一信号をグリツディング処理によつてー且画像 用の座標系に変換 （再配置） し、 信号結合した後にフーリエ変換して感度分布デ ータを作成し、 この感度分布データを回転処理により各ブレードに応じた座標系 に再度変換し、 パラレル MRI法の折り返しアーチファタト除去処理に用いるこ ともできる。 この場合、 感度分布データ用のエコー信号が加算されるので、 感度 分布データの S/N比が向上する。 パラレル MRI法では、 折り返しアーチファ クト展開に用いる感度分布データの S/N比は、 結果の画像の S/N比に大きく 影響することが知られており、 感度分布データの S/N比の向上は有用である。 上記複数のプレードで取得した感度分布データ用のェコ一信号を用いてブレー ド毎の感度分布データを求める方法は、 次の様なバリエーションが考えられる。 一つは、 取得した感度分布データ用のエコー信号をダリッデイング処理によって ー且画像用の座標系に変換し、 信号結合した後に回転処理により各ブレードに応 じた座標系に再度変換し、 各ブレードに応じた座標系でフーリエ変換して感度分 布データを作成する方法である。 他は、 取得した感度分布データ用のエコー信号 をそのブレードに応じた座標系でフーリエ変換して感度分布データを作成し、 グ リッデイング処理によってー且画像用の座標系に変換して合成 （加算又は加算平 均） し、 回転処理により各ブレードに応じた座標系に再度変換する方法である。 上記いずれの方法においても、 各ステップの処理は RF受信コイル毎に行われ て、 最終的な感度分布データはブレード毎且つ RF受信コイル毎に、 つまり各ブ レードに応じた座標系における RF受信コイル毎の感度分布データが求められる。 さらに、 プロペラ MRI法では、 ブレード毎に k空間の低空間周波数領域にお けるェコ一信号を取得しており、また、各プレードの回転角度が異なることから、 図 8cのように間引いて計測を行っても、 k空間の低空間周波数領域は密に取得で きる。 このため、 各ブレードで取得したェコ一信号のうち低空間周波数領域のデ ータを抽出してそれらをグリツディング処理によつて一且画像用の座標系に変換 して合成し、 その合成された低空間周波数領域のデータを用いて感度分布データ を作成することができる。 この場合にも、 感度分布データ取得用の専用パルスシ · —ケンスや上記の様な低空間周波数領域を密に計測して感度分布データ用エコー 信号を余分に計測するシーケンスを用いずに、 画像用エコー信号取得のためのパ ルスシーケンスのみでパラレル MRI法の再構成を行うことができる。その結果、 高速で折り返しアーチファクトが除去されたブレード画像及び全体画像を取得す ることが可能になる。
なお、 各ブレードにおける低空間周波数領域のエコー信号を抽出して合成する だけでは感度分布データを求めるに充分でない場合に、 必要に応じて前述の様に 1以上のブレードで低空間周波数領域におけるェコ一信号のみを密に計測するこ とにより、 感度分布データを求めるに充分な密度で感度分布データ用エコー信号 を取得することもできる。 この低空間周波数領域のデータを用いて感度分布データを求める方法において も、 前述の感度分布データ用のェコ一信号から感度分布データを求める方法と同 様のバリエーションを適用することができる。 さらに、 最終的に求める感度分布 データが、 各ブレードに応じた座標系における EF受信コイル毎の感度分布デー タであることも同様である。
以上の本発明の第 2の実施形態では、 図 4に示した MRI装置において各処理 が行われるプロックは第 1の実施形態の場合と同様であるが、 その他に感度分布 データを求める処理も例えば CPU8で行われ、ブレード毎の感度分布データ用ェ コー信号も例えば磁気ディスク 18に記憶され、 必要に応じて CPU8内のメモリ 一に読み込まれて処理される。
(第 3の実施形態）
次に、 本発明の第 3の実施形態を図 9，10を用いて説明する。 本発明の方法で は、 ブレード毎にパラレル MRI法の再構成処理が独立であるため、 ブレード内 のェコ一信号データが取得された時点で、 そのブレードの画像再構成処理を開始 できるので、 より高速にイメージングが可能となる。
説明を簡単にするために、 4つのブレードで計測を行うプロペラ MRI法の場合 を説明する。 図 9,10は、 4つのブレード 301〜304から成るプロペラ MRI法を 用いた連続撮影に本発明を適用した例であり、 横方向が時間経過を表す。
図 9は、 ブレード毎に画像を作成することによって各画像の時間分解能を向上 させる方法の一例である。 図 9に示すようにブレード 301〜304毎に処理を行う ため、パラレル展開処理 135 (内部の処理は 128， 208， 109を行う） 及ぴグリツ ディング処理 114を、 各ブレード 301〜304の計測 301-1〜304-1の終了直後か らそれぞれ開始することができる。 プロペラ MRI法では、 ブレード番号が同じ データは、 k空間の回転角度が同じ、 もしくはほぼ同じとなるように計測される ので、グリッディング処理 114で作成された k空間データを取捨選択して画像作 成 137 (内部の処理は、 115と 117) することで、 画像更新間隔 130の中間の時 相の画像を作成可能である。 これにより連続して画像を取得する場合にそれらの 画像の時間分解能を向上させることができる。
例えば、 ブレード 301-1， 302-1, 303-1, 304-1のデータを選択して画像作成 137-1を行い画像 140-1を得、次いで第 1ブレードのデータのみ更新した、 302-1， 303-1, 304-1, 301-2のデータを用いて画像作成 137-2を行い、 画像 140-1に対 してブレード 301-2の計測の分だけ時相が遅れた画像 140-2を得ることができる。 同様に、 303-1， 304-1， 301-2, 302-2のデータを用いて画像作成 137-3を行い、 画像 140-2に対してブレード 302-2の計測の分だけ時相が遅れた画像 140-3を得 ることができる。このようにして、画像の更新時間間隔を短くすることができる。 これに対して、 従来法では、 全ブレードのエコー信号を取得した後にダリッデ ィング処理を行い、一般ィ匕パラレル展開する必要があるため、例えば時間間隔 130 毎にし力画像が得られない。
また、 図 10は、 ブレードでのエコー信号の計測とその後の上記各画像再構成 処理を並列して行うことにより、 全体としての処理時間を短縮する方法の一例で ある。図 10に示すように、各ブレード 301〜304の計測時にそれ以前のブレード の計測時に取得されたデータを用いてパラレル展開処理 135 (内部の処理は 128， 208， 109を行う）及ぴグリッディング処理 11 を行う。例えば、各ブレード 301 〜304の計測をシーケンサ 4で制御して行うと同時に、パラレル展開処理 135と グリッディング処理 114を CPU8で行うことにより、それぞれ独立して並列に行 うことが可能である。そして全てのブレード 301〜304のグリッディング処理 114 が終了した時点で、それぞれのブレードの k空間データを用いて画像作成 137 (内 部の処理は、 115と 117) することにより画像 140を得る。 図 10は、 次の周回 時の最初のブレード 301-2の計測及ぴ画像再構成処理が終了した時点で直前の周 回時の画像 140-1を得ている例である。 これにより 1枚の画像を取得する時間を 短縮して高速イメージングを行うことができる。
これに対して、 従来法では、 全ブレードのエコー信号を取得した後にグリツデ イング処理を行い、 一般化パラレル展開する必要があるため、 計測を開始してか ら画像を得るまでの時間が長くなる。
なお、 以上の 2つの高速ィメ一ジング方法はそれぞれ独立にまたは組み合わせ て実施することが可能である。
以上までが、プロペラ MRI法にパラレル MRI法を適用する本発明を具体的に 説明する実施形態である。 し力 し、 本発明は、 以上の実施形態の説明で開示された内容にとどまらず、 本 発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。
.例えば、 各実施形態の説明ではダラディエントエコーパルスシーケンスについ て記載したが、 プロペラ MRI法はパルスシーケンスの種類には依存せず、 SEパ ルスシーケンス， FSEパルスシーケンス， EPIパルスシーケンスなどに適用でき る。
また、 プロペラ MRI法の実施形態として、 X軸と Y軸で構成される二次元面 内で k空間の回転を行う場合について説明したが、 スライス軸、 位相エンコード 軸、 及び周波数エンコード軸は撮影空間の X， Y, Zの任意の軸と対応させるこ とが可能であり、 オブリーク撮影やオフセンター撮影も実行できる。 更に、 三次 元球内での回転を行うこともできる。
また、 ブレード数が 4のプロペラ MRI法の場合を説明したが、 実際の撮影で は、 ブレード数と各ブレード内のエコー数を任意に設定することができ、 この場 合も同様の処理を行うことができる。
また、 パラレル MRI法として、 RF受信コイルの数が 2、 位相ェンコ一ド間隔 が 2倍の場合を説明したが、 RF受信コイルの数及び位相ェンコ一ド間隔の倍率 は任意に設定できる （伹し、 RF受信コイルの数 位相エンコード間隔の倍率） 。 また撮影する断面に併せて RF受信コイルで取得した信号を選択したり、 合成し て使用することもできる。
また、 ブレードの一方の高空間周波数領域におけるエコー信号の計測を省略し て、 公知のハーフフーリエ法 (文献例：特開平 7-31605号公報） を適用してブレ 一ド画像を作成することにより、更に撮影時間を短縮することができる。例えば、 エコー信号の計測が省略された一方の高空間周波数領域には、 反対側の高空間周 波数領域の計測済みのエコー信号の複素共役を k空間の原点対称に配置すること によって捕うことができる。
また、 本実施例では画像空間で折り返しアーチファタ トの展開を行うパラレル MRI法について説明したが、 k空間で間引いた分のエコー信号を作成するパラレ ル MRI法にも適用可能である。
さらに本発明では、パラレル MRI法を適用することなく、 プロペラ MRI法に おいて許容できる範囲でエコー信号の計測を間引くことができる。 一般に、 ェコ 一信号の計測を間引く量に比例して、 ブレード画像及び全体画像上にはボケや折 り返しアーチファタト等が発生するが、 k空間上で間引く位置によってこれらの 問題の生じ方が異なる。 例えば、 k空間の高空間周波数領域における間引きは低 空間周波数領域における間引きと比較して画像上への影響が少ない。 また、 撮影 視野を撮影断面よりも大きくとることによって、 折り返しアーチファタトの発生 をある程度実質的に防止することも可能である。
そこで、 各ブレードの計測においても、撮影視野や画像の分解能に応じて k空 間上でエコー信号の計測を間引く位置又は範囲を調整することにより、 パラレル MRI法を適用しなくても実質的に問題の無い画像を取得することができる。これ により、プロペラサンプリング法においてブレードの計測時間を短縮できるので、 全体の撮影時間を短縮することができ、 高速ィメージングが可能になる。
さらにこのように実質的に問題ない画像を取得できる程度にエコー信号計測の 間引きを行った状態で、 マルチプル受信コイルを構成する RF受信コイル毎の画 像を単に合成してブレード画像を得るだけでも良い。 これにより、 撮影時間を短 縮して高速ィメ一ジングが可能になるとともに、 ブレード画像及び全体画像の S ZNを向上させることができる。
あるいは、 パラレル MRI法を適用することなく、 前述の様に、 ブレードの一 方の高空間周波数領域におけるエコー信号の計測を省略して、 公知のハーフフー · リエ法に基づいた演算によりブレード画像を作成することにより、 撮影時間を短 縮することも可能である。
以上に述べたように本発明によれば、プロペラ MRI法にパラレル MRI法を適 用することにより、 1つのブレードで取得するエコー数を低減しても折り返しァ ーチファクトを生ずることなく撮影時間を短縮化でき、 かつ、 パラレル MRI法 を適用する際に必要な折り返しアーチファタト除去のための一般化アルゴリズム の適用や、 プロペラ MRI法に必要なダリッデイング処理を行う必要が無くなる ため、 演算量を低減して高速演算が可能になり、 全体として高速イメージングを 行うことができるようになる。
また、 パラレル MRI法を適用しなくとも、 プロペラ MRI法のみでも許容でき る範囲内でエコー信号の計測を間引くことによって、 プロペラ MRI法による撮 影時間を実質的に短縮することも可能である。

Claims

求 の 範 囲
1. k空間の原点を含み低空間周波数領域から高空間周波数領域に渡って所 定の幅を有して成る単位領域に対応する被検体からのエコー信号を計測 する単位領域計測工程と、 前記単位領域に対応するエコー信号から該単位 領域の画像を作成する単位領域画像作成工程とを有する単位領域処理ェ 青
瑝を、前記 k空間の原点を中心とする前記単位領域の回転角度を変えて繰 り返し、複数の前記単位領域画像を合成して全体画像を作成する全体画像 作成工程を有する磁気共鳴ィメ一ジング方法において、 前記単位領域計測 工程は、 少なくとも一つの前記単位領域において、
前記エコー信号の計測を間引くことを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジン グ方法。
2. 請求項 1に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記単位領域計測工程は、 複数の受信コイルュニットを組み合わせて成 るマルチプル受信コイルを用いて、 該受信コイルュニット毎にエコー信号 を取得し、
前記単位領域画像作成工程は、 前記受信コイルュ-ット毎のエコー信号 を用いて前記単位領域画像を作成することを特徴とする磁気共鳴ィメ一 ジング方法。
3. 請求項 2に記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記単位領域画像作成工程は、 受信コイルュニット毎の感度分布データ を用いて、 折り返しアーチファタトが除去された前記単位領域画像を作成 することを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング方法。
4. 請求 3に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記単位領域は、 複数の平行軌跡からなり、
前記間引き計測は、 前記平行軌跡のうちの少なくとも一つの軌跡に対応 するエコー信号の計測を間引くことを特徴とする磁気共鳴イメージング 方法。
5. 請求項 1乃至 4に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、 前記単位領域の一方の高空間周波数領域側に対応するエコー信号の計 測を間引くことを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング方法。
6. 請求項 4に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記単位領域処理工程は、 前記単位領域の回転角度と前記マルチプル受 信コイルの構成に対応して、 前記エコー信号から単位領域毎且つ受信コィ ルュニット毎の感度分布データを作成する感度分布データ作成工程をさ らに有し、
前記感度分布データ作成工程は、 前記単位領域画像作成工程より前で行 われることを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング方法。
7. 請求項 6に記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記感度分布データ作成工程は、 複数の前記単位領域の低空間周波数領 域における受信コイルュニット毎のエコー信号を用いて、 前記単位領域毎 且つ受信コイルユニット毎の感度分布データをそれぞれ作成することを 特徴とする磁気共鳴ィメージング方法。
8. 請求項 6に記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記単位領域計測工程は、 複数の前記単位領域のそれぞれにおいて、 前 記複数の平行軌跡の低空間周波数領域における間隔を高空間周波数領域 のおける間隔よりも密にして、 前記受信コイルュニット毎に前記エコー信 号を計測し、
前記感度分布データ作成工程は、 前記複数の単位領域で密に計測された 低空間周波数領域における受信コイルュニット毎のエコー信号を用いて、 前記単位領域毎且つ受信コイルユニット毎の感度分布データをそれぞれ 作成することを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング方法。
9. 請求項 7又は 8に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記感度分布データ作成工程は、 前記各単位領域の前記低空間周波数領 域における受信コイルュニット毎のエコー信号を受信コイルュニット毎 に合成して受信コィルュニット毎の感度分布データ用エコー信号を作成 し、 該受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号を変換して単 位領域毎且つ受信コイルユニット毎の感度分布データ用ェコ一信号をそ れぞれ作成し、 該各作成された単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感 度分布データ用ェコ一信号から前記単位領域毎且つ受信コイルユニット 毎の感度分布データをそれぞれ作成することを特徴とする磁気共鳴ィメ 一ジング方法。
10. 請求項 7又は 8に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記感度分布データ作成工程は、 前記各単位領域の前記低空間周波数領 域における受信コイルユニット毎のエコー信号からそれぞれ単位領域毎 且つ受信コイルユニット毎の感度分布データを作成し、 該各単位領域毎且 つ受信コイルュニット毎の感度分布データを受信コイルュニッ ト毎に合 成して受信コイルユニット毎の感度分布データを作成し、 該受信コイルュ ニット毎の感度分布データを変換して前記単位領域毎且つ受信コィルュ 二ット毎の感度分布データを作成することを特徴とする磁気共鳴ィメ一 ジング方法。
11. 請求項 7又は 8に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記感度分布データ作成工程は、 前記各単位領域の前記低空間周波数領 域における受信コイルュニット毎のエコー信号を受信コイルュニット毎 に合成して受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号を作成 し、 該受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号から受信コィ ルュニット毎の感度分布データを作成し、 該受信コイルュニット毎の感度 分布データを変換して前記単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度 分布データを作成することを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング方法。
12. 請求項 6に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記単位領域計測工程は、 前記単位領域の一つにおいて、 前記複数の平 行軌跡の低空間周波数領域における間隔を高空間周波数領域のおける間 隔ょりも密にして、 前記受信コイルュニット毎に前記エコー信号を計測し、 前記感度分布データ作成工程は、 前記一つの単位領域で密に計測された 低空間周波数領域における受信コイルュニット毎のエコー信号を用いて、 ，他の単位領域における前記単位領域毎且つ受信コイルュニット毎の感度 分布データをそれぞれ作成することを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング 方法。
13. 請求項 6に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
事前に受信コイルュニット毎の感度分布データ用エコー信号をそれぞ れ計測する工程を有し、
前記感度分布データ作成工程は、 前記事前計測された受信コイルュニッ ト毎の感度分布データ用ェコ一信号を用いて、 前記単位領域毎且つ受信コ ィルュニット毎の感度分布データをそれぞれ作成することを特徴とする 磁気共鳴ィメ一ジング方法。
14. 請求項 1に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、 前記単位領域計 測工程が終了する度に、
前記単位領域画像作成工程は、 その単位領域画像を作成し、
前記全体画像作成工程は、 該単位領域画像と他の少なくとも一つの単位 領域画像とから前記全体画像を作成することを特徴とする磁気共鳴ィメ 一ジング方法。
15. 請求項 1に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記単位領域計測工程と前記単位領域画像作成工程とを平行して行い、 該単位領域画像作成工程は、 該単位領域計測工程以前の単位領域計測ェ 程で計測されたェコ一信号を用いて前記単位領域画像を作成し、
前記全体画像作成工程は、該単位領域画像と他の少なくとも一つの単位 領域画像とから前記全体画像の作成を行うことを特徴とする磁気共鳴ィ メージング方法。
16. 請求項 9に記載の磁気共鳴ィメ一ジング方法において、
前記単位領域計測工程と前記単位領域画像作成工程とを平行して行い、 該単位領域画像作成工程は、 該単位領域計測工程以前の単位領域計測ェ 程で計測されたェコ一信号を用いて前記単位領域画像を作成し、
前記全体画像作成工程は、 該単位領域画像を含む全単位領域画像が揃つ た後で、該全単位領域画像を逆フーリェ変換して単位領域毎の k空間デー タをそれぞれ作成し、該各単位領域毎の k空間データを合成して全体 k空 間データを作成し、該全体 k空間データをフーリェ変換して前記全体画像 を作成し、
前記各単位領域毎の k空間データの合成は、該各単位領域毎の k空間デ ータを同一座標系上の格子点データとなるように変換し、 該各変換された k空間データを格子点毎に加算又は加算平均することを特徵とする磁気共 鳴イメージング方法。
17. 被検体からのェコ一信号を受信する信号受信手段と、 所定のシーケンス に基づいて前記ェコ一信号を計測する計測制御手段と、前記ェコ一信号を 用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、 前記計測制御手段と前記信 号処理手段を制御する全体制御手段を備え、
前記計測制御手段は、 k空間上で複数の平行軌跡から成る単位領域に対 応するエコー信号の計測を、前記 k空間の原点を中心とする前記単位領域 の回転角度を変えて繰り返すシーケンスを備え、
前記信号処理手段は、 前記単位領域毎のェコ一信号から各単位領域画像 を作成する単位領域画像作成手段と、 前記各単位領域画像から全体画像を 作成する全体画像作成手段を備えた磁気共鳴ィメージング装置において、 前記信号受信手段は、 複数の受信コイルュニットを組み合わせて成るマ ルチプル受信コィルを備えて該受信コイルュニット毎に前記ェコ一信号 を受信し、
前記計測制御手段は、 1以上の前記単位領域において 1以上の前記平行 軌跡を間引いて前記受信コイルュニット毎に前記エコー信号を計測し、 前記単位領域画像作成手段は、 前記間弓 Iき計測された受信コイルュニッ ト毎のェコ一信号と単位領域毎且つ受信コイルユニット毎の感度分布デ ータとから折り返しが除去された前記単位領域画像を作成することを特 徴とする磁気共鳴ィメ一ジング装置。
18. 請求項 17に記載の磁気共嗚ィメ一ジング装置において、
前記信号処理手段は、 前記回転角度と前記マルチプル受信コィルの構成 に対応して、 前記エコー信号から前記単位領域毎且つ受信コイルュ-ット 毎の感度分布データを作成する感度分布データ作成手段をさらに有する ことを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング装置。
19. 請求項 18に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置において、
前記全体制御手段は、 前記計測制御手段による前記単位領域に対応する ェコ一信号の計測と、 前記単位領域画像作成手段による該ェコ一信号を用 いた前記単位領域画像の作成と、 前記全体画像作成手段による該単位領域 画像と他の単位領域画像とから前記全体画像の作成とを、 前記単位領域毎 に繰り返すことを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング装置。
20. 請求項 18に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置において、
前記全体制御手段は、 前記計測制御手段による前記単位領域に対応する エコー信号の計測と、前記単位領域画像作成手段による該単位領域の計測 以前の単位領域計の計測で取得されたエコー信号を用いた前記単位領域 画像作成とを平行させて操り返すと共に、 該単位領域画像と他の少なくと も一つの単位領域画像が揃う毎に前記全体画像作成手段による前記全体 画像の作成を行うことを特徴とする磁気共鳴ィメ一ジング装置。
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