JP4699739B2

JP4699739B2 - Ｍｒｉ装置

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Publication number: JP4699739B2
Application number: JP2004313652A
Authority: JP
Inventors: 健一神田
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2004-10-28
Filing date: 2004-10-28
Publication date: 2011-06-15
Anticipated expiration: 2024-10-28
Also published as: JP2006122301A

Description

本発明は、ＭＲＩ（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）装置に関し、とくに、ｋスペース（ｓｐａｃｅ）を中央部から周辺部にかけて複数領域に区分した各領域について、中央領域の頻度を周囲領域よりも高めて繰り返し磁気共鳴信号を収集し、それら磁気共鳴信号を用いた補間演算によって生成された信号に基づいて、信号収集期間中の複数の時相の画像をそれぞれ再構成するＭＲＩ装置に関する。

ＭＲＩの一方式としてＴＲＩＣＫＳ（ＴｉｍｅＲｅｓｏｌｖｅｄＩｍａｇｉｎｇｆｏｒＣｏｎｔｒａｓｔＫｉｎｅｔｉｃｓ）がある。ＴＲＩＣＫＳでは、撮影の対象に関し、ｋスペースを中央部から周辺部にかけて複数領域に区分した各領域について、中央領域の頻度を周囲領域よりも高めて繰り返し磁気共鳴信号を収集し、それら磁気共鳴信号を用いた補間演算によって生成された信号に基づいて、信号収集期間中の複数の時相の画像をそれぞれ再構成するようにしている。この技法によれば時間分解能の高い画像が得られるので、体内に注入された造影剤の動態を撮影する場合等に利用される（例えば、特許文献１参照）。
米国特許第５，７１３，３５８号明細書（第７−１０欄、図４−７）

ＴＲＩＣＫＳでは、最後の時相用の信号収集が終わった後も補間演算用に最終の時相用に取得された領域以外の全ての領域の信号収集を行わなければならない。このため、信号収集に要する時間すなわちスキャンタイム（ｓｃａｎｔｉｍｅ）が延長されスキャン能率が低下する。

そこで、本発明の課題は、スキャンタイムの延長が抑制されたＭＲＩ装置を実現することである。

上記の課題を解決するための本発明は、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を対象に印加し、中央部から周辺部にかけて複数領域に区分されたｋスペースの各領域についてそれぞれ磁気共鳴信号を収集する信号収集手段と、それら磁気共鳴信号を用いた補間演算によって生成された信号に基づいて信号収集期間中における複数の時相の画像をそれぞれ再構成する画像再構成手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記信号収集手段は、中央領域についての信号収集を複数の周囲領域についての信号収集を間に挟みながら複数回繰り返し、最終回の信号収集の後は中央領域に近い周囲領域までについて信号を収集する、ことを特徴とするＭＲＩ装置である。

前記複数の時相は、前記周囲領域の信号収集を間に挟みながらの中央領域の信号収集の繰り返しにおける個々の領域の信号収集時相であることが、個々の領域の信号収集時相の画像を得る点で好ましい。

前記複数の時相は、前記周囲領域の信号収集を間に挟みながらの中央領域の信号収集の繰り返しにおける個々の領域の信号収集時相に必ずしも一致しない時相であることが、任意の時相の画像を得る点で好ましい。

前記信号収集手段は、前記周囲領域の信号収集を間に挟みながらの中央領域の信号収集の繰り返しを、中央領域の信号収集が最終回となるように行うことが、スキャンタイムの延長を効果的に抑制する点で好ましい。

前記ｋスペースは３次元のｋスペースであることが、３Ｄ画像を撮影する点で好ましい。
前記ｋスペースは２次元のｋスペースであることが、２Ｄ画像を撮影する点で好ましい。

前記信号収集手段は、造影剤が注入された対象の磁気共鳴信号を収集することが、造影画像を撮影する点で好ましい。
前記複数の時相の画像について造影剤が注入される前の画像との差分画像をそれぞれ構成する差分画像構成手段を具備することが、非造影部分を除去する点で好ましい。

前記差分画像に基づいてＭＩＰ画像を構成するＭＩＰ画像構成手段を具備することが、造影部位のみの透視像を得る点で好ましい。

本発明によれば、ＭＲＩ装置が、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を対象に印加し、中央部から周辺部にかけて複数領域に区分されたｋスペースの各領域についてそれぞれ磁気共鳴信号を収集する信号収集手段と、それら磁気共鳴信号を用いた補間演算によって生成された信号に基づいて信号収集期間中における複数の時相の画像をそれぞれ再構成する画像再構成手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記信号収集手段は、中央領域についての信号収集を複数の周囲領域についての信号収集を間に挟みながら複数回繰り返し、最終回の信号収集の後は中央領域に近い周囲領域までについて信号を収集するので、スキャンタイムの延長を抑制することができる。

以下、図面を参照して発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、本発明は発明を実施するための最良の形態に限定されるものではない。図１にＭＲＩ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は発明を実施するための最良の形態の一例である。本装置の構成によって、ＭＲＩ装置に関する本発明を実施するための最良の形態の一例が示される。

同図に示すように、本装置はマグネットシステム１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。

マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、撮像の対象１がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。

主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。また、マグネットシステムは、水平磁場方式のものに変えて、静磁場の方向が対象１の体軸に垂直は垂直磁場方式のものを用いるようにしてもよい。

勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。

静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置では対象１の体幅の方向をｘ方向とし、体厚の方向をｙ方向とし、体軸の方向をｚ方向とする。

スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄｏｕｔ）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。

ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１の体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルス（ｐｕｌｓｅ）ともいう。

励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（ｄｏｍａｉｎ）すなわちフーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間についてのサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）信号となる。

位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行えば、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間についてのサンプリング信号として得られ、スライス勾配をも利用してエンコードを３軸で行えば３次元フーリエ空間についての信号として得られる。各勾配は、２次元あるいは３次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。以下、フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。

勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。

ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信させ、対象１の体内のスピンを励起する。

ＲＦコイル部１０８には、また、データ（ｄａｔａ）収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。

勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。以下、磁気共鳴信号の収集をスキャンともいう。

シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）および各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。マグネットシステム１００ないしシーケンス制御部１６０からなる部分は、本発明における信号収集手段の一例である。

データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。

データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。

データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はｋスペースに対応する。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。データ処理部１７０は、本発明における画像再構成手段の一例である。

データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。

表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作することが可能である。

図２に、スキャン用のパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示す。このパルスシーケンスは３Ｄグラディエントエコー（３ＤｉｍｅｎｓｉｏｎａｌＧｒａｄｉｅｎｔＥｃｈｏ）法によるパルスシーケンスである。

同図において、（１）はＲＦ信号のシーケンスを示す。（２）−（４）はいずれも勾配磁場のシーケンスを示す。（２）はスライス勾配およびスライス方向の位相エンコード勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。

先ず、α°パルスによるスピン励起が行われる。α°励起はスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。α°励起後に、スライス方向の位相エンコード勾配Ｇｓｌｉｃｅ、周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑおよび位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅが所定のシーケンスで印加され、エコーが読み出される。なお、エコー信号は中心エコーで代表する。

このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間ＴＲで所定回数繰り返され、そのつど、エコーが読み出される。繰り返しのたびにエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、３次元ｋスペース全体についてのエコー信号収集が行われる。このようなエコーデータを３次元逆フーリエ変換することにより３Ｄ画像が再構成される。

なお、スライス方向の位相エンコードを行わないときは、２次元ｋスペースについてのエコー信号収集が行われる。このようなエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより２Ｄ画像が再構成される。

本装置では、ｋスペースの信号収集は、ｋスペースを中心部から周辺部にかけて複数の領域に区分してできる各領域ごとに行う。領域区分の一例を図３に示す。同図に示すように、互いに垂直な３軸ｋｘ，ｋｙ，ｋｚを持つ３次元ｋスペースは、例えば、中央領域Ａ、その周囲の領域Ｂ、さらにその周囲の領域Ｃ、さらにまたその周囲の領域Ｄの４つに区分される。中心領域Ａの中心軸はｋｘである。中心軸ｋｘは周波数エンコード軸である。他の２軸ｋｙ，ｋｚはいずれも位相エンコード軸である。なお、ｋスペースの区分数は４に限らず適宜でよい。

ｋスペースが２次元のｋスペースであるときの区分の一例を図４に示す。同図に示すように、互いに垂直な２軸ｋｘ，ｋｙを持つ２次元のｋスペースは、例えば、中央領域Ａ、その周囲の領域Ｂ、さらにその周囲の領域Ｃ、さらにまたその周囲の領域Ｄの４つに区分される。中心領域Ａの中心軸はｋｘである。中心軸ｋｘは周波数エンコード軸である。他の１軸ｋｙは位相エンコード軸である。なお、ｋスペースの区分数は４に限らず適宜でよい。

このように区分されたｋスペースについての信号収集および画像再構成の動作の一例を図５に模式的に示す。動作は時間軸に沿って左からに右へ進行する。以下同様である。同図に示すように、最初のスキャンで全領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄについての信号収集が行われる。その後に造影剤注入準備等のためのポーズ（ｐａｕｓｅ）期間があり、ポーズ期間終了後にスキャンが再開される。

なお、最初に全領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄについて信号収集を行うためのスキャンは省略可能である。ただし、造影剤注入前の画像を必要とするときは、このスキャンを行うことが好ましい。また、これら領域の信号を後述の補間演算に利用できる点でも好ましい。

スキャン再開は、例えば、造影剤注入に同期して行われる。再開後のスキャンは、同図に示すように、例えば、各領域についてＡ−Ｂ−Ａ−Ｃ−Ａ−Ｄ−Ａ−Ｂ−・・・の順序で信号収集を行うスキャンとなっている。各領域から収集された信号は、この順序で時相が異なる。以下、各領域の時相を領域時相ともいう。また、領域ごとの信号収集時間を領域時間ともいう。

このスキャンは、中央領域Ａについての信号収集を、複数の周囲領域Ｂ，Ｃ，Ｄについての信号収集を間に挟みながら複数回行うスキャンとなる。このようなスキャンにより、中央領域Ａについて最も短い時間間隔で信号収集が行われる。したがって、中央領域について時間分解能が最も高い信号を得ることができる。なお、信号収集の順序は図示の順序に限らず、中央領域Ａについて最も短い時間間隔で信号収集可能な適宜の順序であってよい。

画像再構成は、例えば領域時相ごとの画像を得るように行われる。なお、画像の時相は領域時相ごとに限らず任意の時相としてよい。画像再構成には全領域の信号が用いられる。ただし、各領域時相では１つの領域の信号しか収集されていないので、それ以外の領域については、前後の時相で収集された同じ領域の信号から補間された信号が用いられる。補間には例えばリニア（ｌｉｎｅａｒ）補間演算が用いられる。以下同様である。画像再構成のための信号の利用関係を矢印線で示す。以下同様である。

同図に示すように、領域時相Ａの画像すなわちイメージナンバー（ｉｍａｇｅｎｕｍｂｅｒ）１の画像は、この時相で収集した中央領域Ａの信号と、前後の時相でそれぞれ収集した周囲領域Ｂ，Ｃ，Ｄの信号からの補間信号を用いて再構成される。

次の領域時相Ｂの画像すなわちイメージナンバー２の画像は、図６に示すように、この時相で収集した周囲領域Ｂの信号と、前後の時相でそれぞれ収集した中央領域Ａ、周囲領域Ｃ，Ｄの信号からの補間信号を用いて再構成される。以下、これに準じて、イメージナンバー３以降の画像が再構成される。

再構成画像は、信号収集が３次元のｋスペースについて行われたときは３Ｄ画像となり、２次元のｋスペースについて行われたときは２Ｄ画像となる。再構成された各時相の画像について、造影剤注入前の画像との差分が求められる。差分画像は、造影部分のみについての画像となる。差分画像が３Ｄ画像のときはＭＩＰ（ＭａｘｉｍｕｍＩｎｔｅｎｓｉｔｙＰｒｏｆｅｃｔｉｏｎ）処理によってＭＩＰ画像が求められる。これによって、造影部位のみの透視像を得ることができる。

差分画像はデータ処理部１７０によって構成される。データ処理部１７０は、本発明における差分画像構成手段の一例である。ＭＩＰ画像はデータ処理部１７０によって構成される。データ処理部１７０は、本発明におけるＭＩＰ画像構成手段の一例である。

最後の時相の画像として、例えば図７に示すように、最後の領域時相Ａの画像すなわちイメージナンバー９の画像を再構成するときは、この時相で収集した中央領域Ａの信号と、前後の時相でそれぞれ収集した周囲領域Ｂの信号、および、前の時相で収集した周囲領域Ｃ，Ｄの信号を用いて再構成される。すなわち、補間は周囲領域Ｂについてのみ行い、周囲領域Ｃ，Ｄについては行わない。このため、周囲領域Ｃ，Ｄについては最終回の信号収集後に信号収集を行う必要がない。

以上の、イメージナンバー１から９までの画像を得るまでの動作をまとめて示せば、図８のようになる。ただし、途中は省略してある。同図に示すように、イメージナンバー１から９までの画像は、９つの領域時間の和に相当する期間についての画像となる。この期間をイメージタイム（ｉｍａｇｅｔｉｍｅ）という。

これらの画像の再構成に用いる信号を収集するために、１０の領域時間の和に相当する期間にわたってスキャンが行われる。この期間をスキャンタイムという。スキャンタイムはイメージタイムより１領域時間だけ長いものとなる。すなわち、イメージタイムから見たスキャンタイムの延長は１領域時間となる。

ｋスペースの区分が偶数（ここでは４）で画像の最後の画像のイメージナンバーが奇数のときは、最後の画像の時相に相当する領域時相は、常に中央領域Ａの時相となる。したがって、スキャンタイムの延長は常に１領域時間となる。これに対して、イメージナンバーが偶数のときは必ずしもこうはならないので工夫が必要である。

例えば、最後の画像として、図９に示すように、領域時相Ｂの画像すなわちイメージナンバー８の画像を再構成するときは、この時相で収集した周囲領域Ｂの信号と、前後の時相でそれぞれ収集した中央領域Ａの信号からの補間信号を用いて再構成される。すなわち、補間は中央領域Ａについてのみ行い、周囲領域Ｃ，Ｄについては行わない。このため、周囲領域Ｃ，Ｄについて最終回の信号収集後に信号収集を行う必要がない。この場合は、たまたま、イメージタイムから見たスキャンタイムの延長は１領域時間となる。

しかし、最後の画像として、図１０に示すように、領域時相Ｃの画像すなわちイメージナンバー１０の画像を再構成するときは、中央領域Ａの信号および周囲領域Ｂについての補間を行うために、それら２つの領域について信号収集を行わなければならない。このため、イメージタイムから見たスキャンタイムの延長は２領域時間となる。イメージナンバーが１２でその時相が領域時相Ｄとなる場合（図１１）も同様である。

このような事態を回避するために、例えば図１２に示すように、ポーズ後のスキャン再開は例えば周囲領域Ｂから始める。このようにすれば、偶数のイメージナンバーに相当する領域時相は常に中央領域Ａの時相となる。したがって、補間用には周囲領域Ｂの信号だけを収集すればよく、イメージタイムから見たスキャンタイムの延長は１領域時間となる。スキャン開始を周囲領域ＣまたはＤから行う場合も同様である。

以上のように、最後の時相の画像の再構成に際しては、ｋスペースの中央領域Ａとそれに近い周囲領域Ｂだけについて補間を行うので、イメージタイムから見たスキャンタイムの延長は１領域時間となり最小化される。

一般に、再構成画像のコントラスト（ｃｏｎｔｒａｓｔ）は主として中央領域の信号によって定まり、周囲領域の信号は中央からの隔たりに応じて寄与度が減少するので、上記のように、補間領域を中央領域Ａとそれに近い周囲領域Ｂについて限定しても、全領域について補間したときと遜色のない画像を得ることができる。

このことを図１３によって示す。同図は、造影剤濃度の時間変化（破線）に対応する再構成画像のコントラストの時間変化（実線）を示す。同図の（ａ）は全ての時相の画像を全領域補間によって画像再構成した場合であり、（ｂ）は中央領域のみの補間によって画像再構成した場合であり、（ｃ）は中央領域およびそれに近い周囲領域の補間によって画像再構成した場合である。

同図から明らかなように、全領域補間（ａ）に比べて、中央領域のみの補間（ｂ）は造影剤濃度の変化に対するコントラストの追従性が劣るが、中央領域およびそれに近い周囲領域の補間（ｃ）は全領域補間とほとんど差異がない。なお、中央領域に近い周囲領域とは、ｋスペースの区分数をＮとしたとき、概ね中央領域からＮ／２番目までの領域をいう。

本発明を実施するための最良の形態の一例のＭＲＩ装置のブロック図である。パルスシーケンスの一例を示す図である。３次元のｋスペースの区分の一例を示す図である。２次元のｋスペースの区分の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。信号収集および画像再構成の動作の一例を示す図である。造影剤濃度変化に対する画像コントラストの変化を示すグラフである。

符号の説明

１対象
１００マグネットシステム
１０２主磁場コイル部
１０６勾配コイル部
１０８ＲＦコイル部
１１０受信コイル部
１３０勾配駆動部
１４０ＲＦ駆動部
１５０データ収集部
１６０シーケンス制御部
１７０データ処理部
１８０表示部
１９０操作部
５００クレードル

Claims

静磁場空間内にある対象の撮影領域に対応する２次元又は３次元のｋスペースを、ＤＣ成分を含む第１領域から高周波成分側に向かって第ｍ領域（ｍは３以上の整数）まで分け、勾配磁場及びＲＦ磁場を前記対象に印加しながら、第ｎ回目の撮影（ｎは自然数）では第１領域に対応する磁気共鳴データを収集し、第（ｎ＋１）回目の撮影では第２領域に対応する磁気共鳴データを収集し、第（ｎ＋２）回目の撮影では第１領域に対応する磁気共鳴データを収集し、第（ｎ＋３）回目の撮影では第３領域に対応する磁気共鳴データを収集する、という順序で第ｍ領域に向かって磁気共鳴データの収集を繰り返して、第（ｎ−１＋２（ｍ−１））回目の撮影では第ｍ領域の磁気共鳴データを収集することを１サイクルとし、このサイクルを繰り返して磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、
前記データ収集手段によって磁気共鳴データを収集する時相に対応する画像を再構成するとき、その収集した磁気共鳴データを対応するｋスペースの領域に割り当て、前記割り当てた領域以外のｋスペースの領域については、各々の領域において、時間の前及び後において前記時相からそれぞれ最も近い時相の磁気共鳴データを用いて補間演算をし、その補間演算によって生成されたデータをその領域に割り当てることにより、前記時相に対応する画像を再構成する画像再構成手段とを具備するＭＲＩ装置であって、
前記１サイクル中の、第１回目の撮影から第（２（ｍ−１））回目までの撮影にそれぞれ対応する第１番目の時相から第（２（ｍ−１））番目の時相において、第ｊ番目（ｊは、０＜ｊ＜（２ｍ−１）を満たす整数）の時相を最後に画像再構成する時相とする場合に、
前記データ収集手段は、
第ｊ番目の時相が第１領域に対応する磁気共鳴データを収集する場合は、次に第２領域に対応する磁気共鳴データを収集して撮影を終了し、
第ｊ番目の時相が第２領域に対応する磁気共鳴データを収集する場合は、次に第１領域に対応する磁気共鳴データを収集して撮影を終了し、
第ｊ番目の時相が第１領域でも第２領域でもない領域に対応する磁気共鳴データを収集する場合は、次に第１領域に対応する磁気共鳴データを収集し、その次に第２領域に対応する磁気共鳴データを収集して撮影を終了し、
前記画像再構成手段は、最後に画像再構成する時相に近い時相であって、第３領域から第ｍ領域までのいずれかの領域において、時間の後において前記時相から最も近い時相の磁気共鳴データを収集していない場合には、その領域において、時間の前において前記時相から最も近い時相の磁気共鳴データを割り当てて、前記時相に対応する画像を再構成することを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
ｍは４であり、ｎは１であることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置において、
前記ｋスペースをＤＣ成分を含む第１領域から高周波成分側に向かって第ｍ領域（ｍは３以上の整数）まで分けた前記ｋスペースの１面において、前記第１領域及び前記第２領域でなる中央領域は、前記１面のｋスペース中のＤＣ成分を示す中心を通る１軸又は２軸において、前記第１領域から前記第ｍ領域でなる全領域に対して半分の距離を占める領域であることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１から請求項３のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
前記データ収集手段は、造影剤が注入された対象の磁気共鳴データを収集することを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１から請求項４のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
前記画像再構成手段が再構成したそれぞれの時相の画像について、造影剤が注入された対象の画像と造影剤が注入される前の対象の画像との差分画像を得る差分画像構成手段を具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項５に記載のＭＲＩ装置において、
前記差分画像に基づいてＭＩＰ画像を構成するＭＩＰ画像構成手段を具備することを特徴とするＭＲＩ装置。