磁気共鳴画像法の物理学

単一の陽子の挙動を正確にモデル化するには量子力学が必要です。しかし、陽子の集合体の挙動は古典力学で十分に記述できます。他のスピンと同様に${\displaystyle 1/2}$粒子の場合、単一の陽子のスピンを測定すると、平行と反平行と呼ばれる 2 つの結果のいずれかしか得られません。陽子または複数の陽子の状態について議論する場合、その陽子の波動関数を参照しており、これは平行状態と反平行状態の線形結合です。^{[ 4 ]}

磁場B ₀が存在すると、陽子は粒子の磁気回転比と磁場の強さによって決まるラーモア周波数で歳差運動しているように見える。MRI で最も一般的に使用される静磁場は、無線周波数(RF)光子に対応する歳差運動を引き起こす。

熱力学的平衡状態における正味の縦磁化は、低エネルギー状態にあるプロトンのわずかな過剰によるものです。これにより、外部磁場に平行な正味の分極が生じます。RFパルスを印加すると、この正味の分極ベクトルを横方向に傾けたり（いわゆる90°パルス）、反転させたり（いわゆる180°パルス）することができます。RFパルスは、文献で時々述べられているようにスピンを位相コヒーレンスにすることでではなく、熱平衡状態に存在するバルク磁化ベクトルを回転させることで、検出可能な横磁化を生成します。^{[ 5 ] [ 6 ]}

縦磁化の回復は縦緩和またはT1緩和と呼ばれ_、時定数T1で指数_関数的に起こります。横方向の位相コヒーレンスの喪失は横緩和またはT2緩和と呼ばれます。したがって、T1_{はスピン系の}エンタルピー、つまり平行スピンと反平行スピンを持つ原子核の数に関係します。一方_、T2_は系のエントロピー、つまり同位相の原子核の数に関係します。

無線周波数パルスがオフになると、横方向ベクトル成分によって振動磁場が発生し、受信コイルに小さな電流が誘起されます。この信号は自由誘導減衰(FID) と呼ばれます。理想的な核磁気共鳴実験では、FID は時定数T ₂でほぼ指数関数的に減衰します。しかし、実際の MRI では、静磁場に空間的な位置によってわずかな違い (「不均一性」) があり、ラーモア周波数が体全体で変化します。これにより破壊的干渉が発生し、FID が短くなります。観測される FID の減衰の時定数はT ^* ₂緩和時間と呼ばれ、常にT ₂より短くなります。同時に、縦磁化は時定数T ₁で指数関数的に回復し始めますが、これはT ₂よりはるかに大きくなります(下記参照)。

MRIでは、静磁場は磁場勾配コイルによって増強され、スキャン領域全体で変化するため、異なる空間位置が異なる歳差運動周波数に関連付けられます。歳差運動周波数がRF周波数と一致するような磁場を持つ領域のみが励起されます。通常、これらの磁場勾配は、スキャンする領域を掃引するように変調され、ほぼ無限の種類のRFおよび勾配パルスシーケンスがMRIの汎用性をもたらします。磁場勾配の変化は、周波数領域で応答FID信号を広げますが、これは再収束勾配（いわゆる「勾配エコー」を作成するため）、または無線周波数パルス（いわゆる「スピンエコー」を作成するため）、または広がった信号のデジタル後処理によって回復および測定できます。T1緩和が起こり、スピンの熱平衡がほぼ回復したら、プロセス全体を繰り返すことができます。繰り返し時間（TR）_は、同じスライスの2つの連続した励起間の時間です。^{[ 7 ]}

一般的に、軟組織 におけるT1_値は約1秒、T2値_とT2 *^値_は数十ミリ秒程度です。しかし、これらの値は組織の種類や外部磁場によって大きく変動する可能性があります。この特性こそが、MRIが軟組織において優れたコントラストを示す要因の一つとなっています。

ガドリニウム（III）を含むMRI造影剤は、緩和パラメータ、特にT1_を変化させる（短縮する）ことによって作用します。

画像を生成するために、磁場勾配と高周波励起を組み合わせるための様々な手法が考案されてきた。

• コンピュータ断層撮影などの投影画像からの2Dまたは3D再構成。
• 画像を点ごとに、または線ごとに構築する。
• 静磁場ではなく、RF磁場における勾配。

これらの手法はそれぞれ専門的な用途で時折使用されますが、今日のMR画像の大部分は、スライス選択を伴う2次元フーリエ変換（2DFT）法、または3次元フーリエ変換（3DFT）法によって作成されています。2DFTはスピンワープとも呼ばれます。以下では、スライス選択を伴う2DFT法について説明します。

3DFT法は、スライス選択を行わないことと、位相エンコードを2つの異なる方向で行うことを除いて、ほぼ同様である。

画像コントラストは、試料内の異なる場所から回収されたNMR信号の強度の違いによって生じます。これは、励起された原子核（通常は水プロトン）の相対密度、パルスシーケンス後のこれらの原子核の緩和時間（T ₁、T ₂、およびT ^* ₂ ）の違い、そして多くの場合、特殊なMRスキャンで説明されているその他のパラメータに依存します。ほとんどのMR画像のコントラストは、実際にはこれらすべての効果の混合ですが、イメージングパルスシーケンスを慎重に設計することで、1つのコントラストメカニズムを強調し、他のメカニズムを最小限に抑えることができます。さまざまなコントラストメカニズムを選択できることで、MRIは非常に柔軟になります。脳では、T _{1強調により、}白質の神経接続が白く、灰白質のニューロンの集まりが灰色に見え、脳脊髄液（CSF）は暗く見えます。T ₂またはT ^* ₂イメージングを使用すると、白質、灰白質、および脳脊髄液のコントラストが反転しますが、プロトン密度強調イメージングでは、健康な被験者ではほとんどコントラストが得られません。さらに、脳血流量（CBF）、脳血流量（CBV）、血液酸素化などの機能的パラメータは、T ₁、T ₂、T ^* ₂に影響を与える可能性があり、適切なパルスシーケンスでエンコードすることができます。

状況によっては、画像パラメータを調整するだけでは、対象となる解剖学的構造や病理を適切に表示できるほど十分な画像コントラストが得られない場合があり、その場合は造影剤を投与することがあります。胃や小腸の画像化には、経口摂取する水のような簡単なものでも構いません。しかし、 MRIで使用される造影剤のほとんどは、その特定の磁気特性に基づいて選択されます。最も一般的には、常磁性造影剤（通常はガドリニウム化合物^{[ 10 ] [ 11 ]}）が投与されます。ガドリニウムで増強された組織や体液は、T1_強調画像で非常に明るく表示されます。これにより、血管組織（腫瘍など）の検出感度が高くなり、脳灌流（脳卒中など）の評価が可能になります。近年、ガドリニウム系造影剤の毒性や、腎機能障害のある人への影響について懸念が提起されています。（下記の「安全性／造影剤」を参照。）

近年では、酸化鉄ナノ粒子などの超常磁性造影剤^{[ 12 ] [ 13 ]}が利用可能になった。これらの造影剤はT ^* ₂強調画像で非常に暗く映り、正常な肝組織は造影剤を保持するが異常な領域（瘢痕、腫瘍など）は保持しないため、肝臓の画像診断に使用できる。また、消化管の視覚化を改善し、消化管内の水が他の臓器（膵臓など）を覆い隠すのを防ぐために経口投与することもできる。硫酸バリウムなどの反磁性造影剤も消化管での使用の可能性について研究されているが、使用頻度は低い。

1983年、Ljunggren ^{[ 14 ]}とTwieg ^{[ 15 ]}は独立してk空間形式を導入し、この手法は異なるMRイメージング技術を統一する上で非常に有用であることが証明された。彼らは、線形磁場勾配Gの存在下で自由に歳差運動する核スピンの集合と受信コイルとの相互作用によって生成される復調MR信号S ( t )が、有効スピン密度のフーリエ変換に等しいことを示した。${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$基本的に、この信号はファラデーの電磁誘導の法則から導き出される。

$${\displaystyle S(t)={\tilde {\rho }}_{\mathrm {eff} }\left({\vec {k}}(t)\right)\equiv \int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {x}}\ \rho ({\vec {x}})\cdot e^{2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}}$$

どこ：

$\displaystyle {\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau }$

言い換えれば、時間の経過とともに信号はk空間内で軌跡を描き、その軌跡の速度ベクトルは印加された磁場勾配のベクトルに比例する。有効スピン密度とは、真のスピン密度を意味する。${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$T1準備、T2減衰、磁場不均一性、流れ、拡散などによる位相ずれ、およびRFプローブに信号を誘起するために利用可能な横磁化の量、または受信コイルの電磁場に対するその位相に_影響を与えるその他の現象の影響を補正します。

基本的なk空間の公式から、画像を再構成することがすぐにわかります。${\displaystyle I({\vec {x}})}$サンプリングされたデータの逆フーリエ変換を行うことにより、

${\displaystyle I\left({\vec {x}}\right)=\int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {k}}\ S\left({\vec {k}}(t)\right)\cdot e^{-2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}}$

k空間形式論を用いることで、一見複雑に見える多くの概念が単純化される。例えば、位相エンコーディング（いわゆるスピンワープ法）の役割を理解することが（特に物理学者にとって）非常に容易になる。標準的なスピンエコーまたはグラジエントエコー走査では、読み出し（またはビュー）勾配が一定（例えばG ）であるため、RF励起ごとにk空間の1つのラインが走査される。位相エンコーディング勾配がゼロの場合、走査されるラインはk _x軸である。RF励起と読み出し勾配の開始の間にゼロでない位相エンコーディングパルスが追加されると、このラインはk空間で上下に移動し、つまり、 k _y =一定となるラインを走査する。

k空間形式論では、さまざまなスキャン技術を比較することも非常に簡単です。シングルショットEPIでは、正弦波またはジグザグの軌道に従って、k空間全体が1回のショットでスキャンされます。k空間の交互のラインが反対方向にスキャンされるため、再構成ではこれを考慮する必要があります。マルチショットEPIと高速スピンエコー技術では、励起ごとにk空間の一部のみを取得します。各ショットでは、異なるインターリーブセグメントが取得され、k空間が十分にカバーされるまでショットが繰り返されます。k空間の中心のデータはk空間の端のデータよりも低い空間周波数を表すため、k空間の中心のT _E値が画像のT ₂コントラストを決定します。

画像コントラストを決定する上でk空間の中心が重要であることは、より高度なイメージング技術で活用できます。そのような技術の一つがスパイラル取得です。回転する磁場勾配を印加することで、 k空間内の軌跡が中心から端に向かって螺旋状に広がります。T2およびT ^* ₂減衰により、_信号は取得開始時に最大となるため、k空間の中心を最初に 取得することで、従来のジグザグ取得と比較して、特に高速な動きがある場合に、コントラスト対ノイズ比（CNR）が向上します。

以来${\displaystyle {\vec {x}}}$そして${\displaystyle {\vec {k}}}$は（フーリエ変換に関して）共役変数であるため、ナイキストの定理を使用して、 k空間のステップが画像の視野（正しくサンプリングされる最大周波数）を決定し、サンプリングされるkの最大値が解像度を決定することを示すことができます。つまり、

${\displaystyle {\rm {FOV}}\propto {\frac {1}{\Delta k}}\qquad \mathrm {解像度} \propto |k_{\max }|\ .}$

（これらの関係は、各軸にそれぞれ独立して適用されます。）

タイミング図では、横軸は時間を表します。縦軸は、(上段)無線周波数パルスの振幅、(中段)3つの直交磁場勾配パルスの振幅、(下段)受信機のアナログ-デジタル変換器(ADC)を表します。無線周波数は、画像化対象の核種のラーモア周波数で送信されます。たとえば、 1 Tの磁場中の^{1 Hの場合、42.5781} MHzの周波数が使用されます。3つの磁場勾配は、G _X (通常、患者の左から右の方向に対応し、図では赤色)、G _Y (通常、患者の前から後ろの方向に対応し、図では緑色)、G _Z (通常、患者の頭からつま先の方向に対応し、図では青色) とラベル付けされています。負の勾配パルスが示されている場合、それは勾配方向の反転、つまり右から左、後ろから前、またはつま先から頭を表します。人体スキャンでは、1～100mT/mの勾配強度が用いられます。勾配強度が高いほど、解像度が向上し、撮像速度も速くなります。ここに示したパルスシーケンスは、横断面（軸方向）画像を生成します。  

パルスシーケンスの最初の部分SSは、「スライス選択」を実現します。整形されたパルス（ここではsinc変調で示されています）により、スラブまたはスライス内の縦方向の核磁化が90°回転し、横方向の磁化が生成されます。パルスシーケンスの2番目の部分PEは、スライス選択された核磁化に位相シフトを与え、Y方向の位置に応じて変化させます。パルスシーケンスの3番目の部分である別のスライス選択（同じスライス）では、別の整形されたパルスを使用して、スライス内の横方向の核磁化を180°回転させます。この横方向の磁化は再収束し、時間TEでスピンエコーを形成します。_スピンエコーの間、周波数エンコーディング（FE）または読み出し勾配が印加され、核磁化の共鳴周波数がX方向の位置に応じて変化します。この期間中、信号は_ADCによってnFE回サンプリングされます（垂直線で示されています）。通常、nFEは₁₂₈～512サンプルです。

その後、縦磁化がいくらか回復するまで待ち、一定時間T _R経過後、位相エンコード勾配を増分しながら (緑色の勾配ブロック内の水平斜線で示されている)、シーケンス全体をn _{PE回繰り返します。通常、} n _PEは 128 ～ 512 回繰り返されます。

G _XとG _Zの負のローブは、時刻T _E (スピンエコーの最大値) において、位相が Y 方向の空間位置のみを符号化するようにするために課せられています。

通常、TE_は 5msから100msの間であり 、TR_は 100msから2000msの間である 。

2次元マトリックス（典型的なサイズは128  ×  128～512  ×  512）を取得して、いわゆるk空間データを得た後、2次元逆フーリエ変換を実行して、おなじみのMR画像を得る。フーリエ変換では振幅または位相のいずれかを取得できるが、振幅を取得する方がはるかに一般的である。

この表には、珍しい配列や実験的な配列は含まれていません。

MRIスキャナの主要構成要素は、試料を分極させる主磁石、主磁場の不均一性を補正するシムコイル、MR信号を局所化する勾配システム、そして試料を励起して得られたNMR信号を検出するRFシステムである。システム全体は1台または複数台のコンピュータによって制御される。

磁石はスキャナの中で最も大きく高価な部品であり、スキャナの残りの部分は磁石を中心に構築されています。磁石の強さはテスラ（T）で測定されます。臨床用磁石の磁場強度は一般的に0.1～3.0 Tの範囲ですが、研究用システムでは、人間用で最大9.4 T、動物用で最大21 T まで利用可能です。 ^{[ 45 ]} 米国では、最大7 Tの磁場強度がFDAによって臨床使用が承認されています。^{[ 46 ]}   

主磁石の強度と同じくらい重要なのは、その精度です。磁石の中心（技術的にはアイソセンターと呼ばれる）における磁力線の直線性は、ほぼ完璧でなければなりません。これは均一性と呼ばれます。スキャン領域内の変動（磁場強度の不均一性）は、3 ppm未満である必要があります。これまでに3種類の磁石が使用されてきました。

• 永久磁石：静磁場を生成するために、強磁性材料（例えば、ネオジムなどの希土類元素を含む鋼合金）で作られた従来の磁石を使用できます。MRIで使用できるほど強力な永久磁石は非常に大きくかさばり、重量は100トンを超えることもあります。永久磁石MRIは維持費が非常に安価ですが、他のタイプのMRI磁石には当てはまりません。しかし、永久磁石の使用には重大な欠点があります。他のMRI磁石と比較して弱い磁場強度しか得られず（通常0.4テスラ未満）、精度と安定性が限られています。また、永久磁石には特別な安全上の問題があります。磁場を「オフ」にできないため、強磁性体が直接接触すると、事実上取り除​​くことが不可能になります。永久磁石は設置場所に運ぶ際にも特別な注意が必要です。 
• 抵抗型電磁石：銅線を巻いたソレノイドは、永久磁石の代替として用いられる。初期費用が低いという利点があるが、磁場強度と安定性には限界がある。動作には相当量の電力が必要となるため、運転コストが高くなる可能性がある。この設計は基本的に時代遅れとなっている。
• 超伝導電磁石：ニオブチタン合金またはニオブスズ合金を液体ヘリウムで4  K（-269  °C、-452  °F）まで冷却すると、超伝導体となり、電流の流れに対する抵抗がなくなります。超伝導体で構成された電磁石は、非常に高い磁場強度と高い安定性を実現できます。このような磁石の製造には莫大な費用がかかり、極低温ヘリウムも高価で取り扱いが困難です。しかし、そのコストにもかかわらず、ヘリウム冷却式超伝導磁石は、今日のMRIスキャナーで最も一般的なタイプとなっています。

ほとんどの超伝導磁石は、超伝導ワイヤのコイルがクライオスタットと呼ばれる容器内の液体ヘリウムに浸されています。断熱材（液体窒素を含む2つ目のクライオスタットを含む場合もある）を使用しても、周囲の熱によってヘリウムが徐々に蒸発します。そのため、このような磁石には定期的に液体ヘリウムを補充する必要があります。一般的に、コールドヘッドとも呼ばれるクライオクーラーを使用して、ヘリウム蒸気の一部を液体ヘリウム浴に再凝縮します。現在、いくつかのメーカーは、液体ヘリウムに浸す代わりにクライオクーラーによって磁石ワイヤを直接冷却する「クライオジェンレス」スキャナを提供しています。^{[ 47 ]}あるいは、磁石を戦略的な場所に慎重に液体ヘリウムを配置して冷却することで、使用する液体ヘリウムの量を大幅に削減することもできます。 ^{[ 48 ]}または、高温超伝導体を使用することもできます。^{[ 49 ]}

磁石には様々な形状のものがある。しかし、永久磁石はC字型が最も多く、超伝導磁石は円筒形が最も多い。C字型の超伝導磁石や箱型の永久磁石も使用されている。

磁場強度は、画像品質を決定する重要な要素です。磁場強度が高いほど信号対雑音比が向上し、高解像度化や高速スキャンが可能になります。しかし、磁場強度が高いほど高価な磁石が必要となり、メンテナンスコストも高くなるだけでなく、安全性の懸念も増大します。 一般的な医療用途では、1.0～1.5テスラの磁場強度がコストと性能のバランスが取れた最適な値と言えます。ただし、脳画像診断などの特定の専門用途では、より高い磁場強度が望ましく、現在では3.0テスラのスキャナーを使用している病院もあります 。

MRスキャナーを病院や診療所に設置した場合、その主磁場はスキャンに使用できるほど均一ではありません。そのため、サンプルを用いて磁場を微調整する前に、磁石の磁場を測定し、シム調整を行う必要があります。

サンプルをスキャナに置くと、そのサンプル内の磁化率境界によって主磁場が歪み、信号が途切れる領域（信号が表示されない領域）や取得画像の空間的な歪みが生じます。人間や動物の場合、この影響は特に副鼻腔などの空気と組織の境界で顕著であり（空気中の常磁性酸素による）、例えば脳の前頭葉の画像化が困難になります。磁場の均一性を回復するために、スキャナには一連のシムコイルが組み込まれています。これらは通常室温で抵抗コイルであり、球面調和関数のいくつかの次数として分布する磁場補正を生成することができます。^{[ 50 ]}

サンプルをスキャナにセットした後、シムコイルの電流を調整してB ₀磁場を「シミング」します。磁場勾配がない状態でFID信号を調べることで、磁場の均一性を測定します。シミングが不十分なサンプルからの FID は、複雑な減衰エンベロープを示し、多くの場合、多くのピークが現れます。次に、シム電流を調整して、振幅が大きく指数関数的に減衰する FID を生成することで、均一なB ₀磁場を示します。このプロセスは通常自動化されています。^{[ 51 ]}

勾配コイルは、撮像領域全体にわたって磁場を直線的に変化させることで、陽子の位置を空間的に符号化するために使用されます。その結果、ラーモア周波数はx、y、z軸方向の位置に応じて変化します。

勾配コイルは通常、高度な増幅器によって駆動される抵抗電磁石であり、磁場強度と方向を迅速かつ正確に調整できます。典型的な勾配システムは、20～100 mT/m の勾配を生成できます（つまり、1.5 T の磁石で、 z 軸の最大勾配を印加すると、1 m の長さ (3.3 フィート)のボアの一端で磁場強度が 1.45 T 、もう一方の端で 1.55 Tになる可能性があります^{[ 52 ]}）。イメージング面を決定するのは磁気勾配です。直交勾配は自由に組み合わせることができるため、イメージング用に任意の面を選択できます。   

スキャン速度は、勾配システムの性能に依存します。勾配が強いほど、より高速な画像取得、あるいはより高解像度の画像取得が可能になります。同様に、勾配切り替え速度が速いシステムも、より高速なスキャンを可能にします。ただし、勾配の性能は、神経刺激に関する安全上の懸念によって制限されます。

勾配増幅器と勾配コイルの重要な特性には、スルーレートと勾配強度があります。前述のように、勾配コイルは、主磁場に加算または減算される、線形に変化する追加の磁場を生成します。この追加の磁場は、x、y、zの 3 方向すべてに成分を持ちますが、磁場に沿った成分 (通常はz軸と呼ばれ、G _zと表記されます) のみがイメージングに役立ちます。任意の軸に沿って、勾配はゼロ位置の一方の側で磁場に加算され、もう一方の側で磁場から減算されます。追加の磁場は勾配であるため、単位はガウス 毎センチメートルまたはミリテスラ毎メートル (mT/m) です。MRI で使用される高性能勾配コイルは、通常、1.5 T MRI の場合、約 30 mT/m 以上の勾配磁場を生成できます 。勾配システムのスルーレートは、勾配をどれだけ速くオンまたはオフできるかの尺度です。一般的な高性能勾配磁場は、最大で 100～200  T·m ⁻¹ ·s ⁻¹のスルーレートを持ちます。スルーレートは、勾配コイル（大きなコイルは小さなコイルよりも立ち上がりまたは立ち下がりに時間がかかります）と勾配増幅器の性能（コイルのインダクタンスを克服するには大きな電圧が必要です）の両方に依存し、画像品質に大きな影響を与えます。

無線周波数(RF)送信システムは、RF シンセサイザ、パワーアンプ、送信コイルで構成されています。このコイルは通常、スキャナ本体に組み込まれています。送信機の出力は可変ですが、ハイエンドの全身スキャナでは最大出力が 35  kW に達する場合があり、^{[ 53 ]}平均出力 1 kW を維持できます 。これらの電磁界は、通常アマチュア無線で使用される最高出力を超える出力で、数十メガヘルツの RF 範囲(電磁スペクトルの短波無線部分であることが多い)にありますが、MRI 装置によって発生する RF 干渉は非常に少ないです。その理由は、MRI が無線送信機ではないからです。「送信コイル」で発生する RF 周波数電磁界は、磁気近接場であり、関連する変化する電場成分 (従来のすべての電波送信が持つような) はほとんどありません。したがって、MRI送信コイルで発生する高出力電磁場は、そのRF周波数において電磁放射をほとんど発生させず、電力はコイル空間内に閉じ込められ、「電波」として放射されることはありません。つまり、送信コイルは無線周波数において優れた電磁場送信機ではありますが、無線周波数において劣った電磁放射送信機なのです。

受信機は、コイル、プリアンプ、および信号処理システムで構成されています。被験者内部の核緩和によって発生する高周波電磁放射は真の電磁放射（電波）であり、これらは高周波放射として被験者から放出されますが、その出力は非常に低いため、近くのラジオチューナーで拾われるような顕著な高周波干渉を引き起こすことはありません（さらに、MRIスキャナは通常、ファラデーケージとして機能する金属メッシュで覆われた部屋に設置されています）。

RF送信とMR信号受信に内蔵されたコイルを使用してスキャンすることも可能ですが、撮像対象領域が小さい場合は、より小型で体に密着するコイルを使用することで、より優れた画質（すなわち、信号対雑音比の向上）が得られます。頭部、膝、手首、乳房などの身体部位、あるいは直腸などの体内部位にぴったりとフィットする様々なコイルが用意されています。

MRI技術の最近の進歩は、複数のチャネルのデータを並列に取得できる高度なマルチエレメントフェーズドアレイ^{[ 54 ]}コイルの開発です。この「並列イメージング」技術は、磁気勾配に由来する空間コーディングの一部を異なるコイルエレメントの空間感度に置き換えることで、イメージングを加速する独自の取得スキームを使用します。ただし、加速の増加は信号対雑音比を低下させ、画像再構成に残留アーチファクトを生じさせる可能性があります。よく使用される2つの並列取得および再構成スキームは、SENSE ^{[ 55 ]}とGRAPPA ^{[ 56 ]}として知られています。さらに、最大8スライスを同時に励起できます（同時マルチスライスイメージング、別名マルチバンド）。これにより、SMS加速によってTRを短縮できます。ただし、加速係数が2を超えると、定量的拡散パラメータにバイアスが生じます^{[ 57 ]}。並列イメージング技術の詳細なレビューは、こちらにあります。^{[ 58 ]}