(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
移動式テーブル（３０２）を用いてＭＲデータ（３０６）の複数の組を収集し、スラブ境界アーチファクトなしにＭＲ画像を再構成するためのＭＲＩ装置であって、
偏向磁場を印加するようにマグネット（５４）のボアの周りに配置した複数の傾斜コイル（５０）と、ＭＲ画像を収集するためにＲＦ信号をＲＦコイル・アセンブリ（５６）に送信するようにパルスモジュール（３８）により制御を受けているＲＦ送受信器システム（５８）及びＲＦスイッチ（６２）と、を有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム（１０）と、
ＭＲＩシステム（１０）内でマグネット・ボアの周りの前後方向（３０４）に移動可能な患者テーブル（３０２）と、
コンピュータ（２０）であって、
ＭＲＩシステム（１０）の最適撮像ボリューム（３０８）と比べてより大きな所望のＦＯＶ（３１０）を規定している入力を受け取る動作と、
マグネット（５４）に対して固定のスラブ（３１２）を規定してＭＲデータ（３０６）を収集する動作と、
前記固定スラブ内で少なくとも１つの横断次元方向で収集したＭＲデータから選択した部分集合に関して、ｚ方向と規定されるテーブル（３０２）の移動方向での周波数エンコードを用いて全ＭＲデータ（３０６）を収集する動作と、
前記固定スラブ（３１２）の位置を保持させながら患者テーブル（３０２）を連続的に移動させる動作と、
患者テーブル（３０２）の位置を決定する動作と、
所望のＦＯＶ（３１０）の画像を再構成するために所望ＦＯＶ（３１０）の全体に及ぶようなＭＲデータ組（３２０）が収集されるまで前記患者テーブル（３０２）を移動させている間に、前記収集動作と前記決定動作を反復する動作と、
を行うようにプログラムされているコンピュータ（２０）と、
を備え、
前記コンピュータ（２０）がさらに、
所与のスラブ（３１２）の画像再構成に関する一組のｋ空間データ（３０６）が収集されるまで、多数の収集を得るように患者テーブル（３０２）を連続的に移動させる動作と、
ｚに対してＭＲデータ（３０６）をフーリエ変換する動作（３８２）と、
スラブ境界全体にわたって解剖構造をマッチングさせるために前記ｚ変換したＭＲデータを整列させる動作（３８８）と、前記ｚ変換したＭＲデータを残りの少なくとも１つの横断次元に対してフーリエ変換し（３９２）、ＭＲ画像を再構成する動作と、を行うようにプログラムされている、ＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記コンピュータ（２０）がさらに、ｋz方向で均一なｋ空間軌道（３３０）をエンコードするように磁場傾斜波形を送信するようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記コンピュータ（２０）がさらに、関心ボリューム（３０８）を励起するようにＲＦパルスを印加する動作と、関心ボリューム（３０８）をエンコードするようにｋ空間軌道を適用する動作と、前記収集したＭＲデータをフィルタ処理してＭＲデータを前記規定した固定のスラブ（３１２）に制限する動作と、を行うようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記所与のスラブ（３１２）の画像再構成に関し、固定のスラブ（３１２）を規定したＭＲデータ（３０６）の収集が４回以上行われ、前記コンピュータ（２０）がさらに、所望ＦＯＶ（３１０）の全体にわたってＭＲデータ組（３２０）が収集されるように患者テーブル（３０２）を連続的に移動するようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記コンピュータ（２０）がさらに、横断ｋ空間データから選択した部分集合に関するすべてのｋzデータを収集する動作（４１０）と、所与のスラブ内でデータがインクリメント式にエンコード及び収集される（４１０）ように一組の磁場傾斜波形を規定する動作と、前記一組の磁場傾斜波形を循環順に印加する動作と、を行うようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項６】
医用画像スキャナ（１０）を制御し境界アーチファクトなしにスキャン境界全体に及ぶ画像を作成するためのコンピュータ・プログラムであって、
医用画像スキャナ（１０）の事前定義の最適撮像エリア（３０８）と比べてより大きなエリアに及ぶようにＦＯＶ（３１０）を選択する動作と、
ある領域が前記選択したＦＯＶ内で少なくとも第１の方向で励起されるようにＲＦパルスを印加する動作（４１０）と、
第１の方向で前記領域がエンコードされるように磁場傾斜を印加する動作（４１０）と、
少なくとも１つの追加方向の部分集合に関して第１の方向でｋ空間データを収集する動作（４１０）と、
前記事前定義の最適撮像エリア（３０８）を撮像対象（３００）に対して移動の中断なしに連続的に再位置決めする動作と、
前記事前定義の最適撮像エリア（３０８）の撮像対象（３００）に対する連続移動を追尾する動作（４１０）と、
事前定義の最適撮像エリア（３０８）を撮像対象（３００）に対して連続移動させている間に、ＦＯＶ（３１０）の画像を再構成するようにＦＯＶ（３１０）全体にわたって完全な画像データが収集されるまで前記画像データ収集を反復する動作と、
所与のスラブ（３１２）の画像再構成に関する一組のｋ空間データ（３０６）が収集されるまで、多数の収集を得るように患者テーブル（３０２）を連続的に移動させる動作と、
ｚに対してＭＲデータ（３０６）をフーリエ変換する動作（３８２）と、
スラブ境界全体にわたって解剖構造をマッチングさせるために前記ｚ変換したＭＲデータを整列させる動作（３８８）と、前記ｚ変換したＭＲデータを残りの少なくとも１つの横断次元に対してフーリエ変換し（３９２）、ＭＲ画像を再構成する動作と、を行うようにコンピュータ（２０）を制御する一組の命令を有するコンピュータ・プログラム。
【請求項７】
前記ｋ空間データが２Ｄまたは３Ｄのｋ空間データのいずれか一方を含むと共に、テーブル（３０２）の移動方向での周波数エンコードを用いて前記ｋ空間データ（３０６）を収集させる命令をさらに有する請求項６に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項８】
少なくとも１つの追加的次元の部分集合に関してｚ方向で完全なｋ空間データ（３０６）を収集している請求項７に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項９】
所望のＦＯＶ（３１０）の撮像中で、かつ前記最適撮像エリア（３０８）を再位置決めさせながら、スラブ厚（３１２）の位置を医用画像スキャナ（１０）のマグネット（５４）に対して固定となるように保持させる命令をさらに有し、前記所与のスラブ（３１２）の画像再構成に関し、固定のスラブ（３１２）を規定したＭＲデータ（３０６）の収集が４回以上行われる請求項６に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項１０】
前記第１の方向がｚ方向でありかつｚ方向で収集したＭＲデータ（３０６）が多数の留保ピクセルで表されていると共に、ＭＲデータ（３０６）がテーブル（３０２）の移動中に各シーケンス反復ごとに収集されており、かつ前記磁場傾斜によりｋz方向で均一な軌道をエンコードしている、請求項６に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項１１】
横断ｋ空間から選択した部分集合に関するすべてのｋzデータを収集する動作（４１０）と、各スラブ内でデータをインクリメント式に収集するように一組の磁場傾斜波形を規定する動作（４１０）と、各スラブにわたって前記一組の磁場傾斜波形を印加する動作（４１０）と、を行わせる命令をさらに有する請求項６に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項１２】
撮像に使用する厚さと比べてより大きなスラブ厚を選択する動作と、前記より大きなスラブ厚に関してテーブル移動方向でＭＲデータ（３０６）を反復的に収集する動作と、一組の重なったＭＲデータ（３０６）を決定する動作と、前記一組の重なったＭＲデータから、テーブル速度とテーブル位置のうちの少なくとも一方を推定する動作（４１０）と、を行わせる命令をさらに有する請求項６に記載のコンピュータ・プログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には、大きなエリアに及ぶ医用イメージングに対する改良方法に関し、さらに詳細には、ＭＲスキャナを通過するようなテーブルの連続移動を用いてスラブ境界アーチファクトを受けることなしにＭＲスキャナの最適撮像エリアより大きなエリアにわたって磁気共鳴（ＭＲ）画像を収集する方法及び装置に関する。
【０００２】
【発明の背景】
人体組織などの物質を均一な磁場（偏向用磁場Ｂ0）にかけると、組織中のスピンの個々の磁気モーメントはこの偏向用磁場と整列しようとして、この周りをラーモアの特性周波数で無秩序に歳差運動することになる。この物質（または組織）に、ｘ−ｙ平面内にありラーモア周波数に近い周波数をもつ磁場（励起磁場Ｂ1）がかけられると、正味の整列モーメントまたは「縦方向磁化」Ｍzは、ｘ−ｙ平面内に来るように回転させられ（すなわち、「傾けられ（ｔｉｐｐｅｄ）」）、正味の横方向磁気モーメントＭtが生成される。励起信号Ｂ1を停止させた後、励起したスピンにより信号が放出され、さらにこの信号を受信し処理して画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を用いて画像を作成する際には、磁場傾斜（Ｇx、Ｇy及びＧz）が利用される。典型的には、撮像しようとする領域は、使用する具体的な位置特定方法に従ってこれらの傾斜を変更させている一連の計測サイクルによりスキャンを受ける。結果として得られる受信ＭＲ信号の組は、ディジタル化され処理され、よく知られている多くの再構成技法のうちの１つを用いて画像が再構成される。
【０００４】
こうしたＭＲＩシステムでは、均一な磁場Ｂ0を有するような最適な傾斜直線性、並びに均一な無線周波数（ＲＦ）の一様性によってＭＲデータを収集できるボリュームはその範囲が限定される。この制限されたボリュームを超えるような所望の撮像域（ＦＯＶ）は、従来ではスキャン同士の間でのテーブル移動を用いてセクション単位で収集されている。得られる連結画像は、スラブ接合の位置で不連続性を示すことが多い。これらのスラブ境界アーチファクトにより理想的でない画像が得られてしまう。これらのアーチファクトが激しいものあったり、肝心な関心領域内に発生したりする場合、徹底した解析のためにはデータの完全な再収集が必要となることがある。さらに、テーブル移動にかかる時間のためにスキャン時間が延長されデータ収集に要する時間に食い込むでしまう。
【０００５】
アンギオ撮影や３Ｄ高速スピンエコーの収集においてスラブ境界アーチファクトを排除するように設計した周知の方法としては、Ｓｌｉｄｉｎｇ  Ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ  ｋy  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ（ＳＬＩＮＫＹ）やＳｈｉｆｔｅｄ  Ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ  Ｍｕｌｔｉ−Ｖｏｌｕｍｅ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ（ＳＩＭＶＡ）が含まれる。しかし、これらの方法では、テーブルは移動させずに静止状態に保つと共にスラブ位置を静止状態に保ちながらスラブ選択励起を動かしている。このため、これらの方法は、ＭＲスキャナの固有の最適撮像ボリュームによる制限を受ける。これらの方法は、ｚ方向の位相エンコードを利用しており、そのｚマトリックスがｋx−ｋy部分集合の数に等しくないような状況には対応していない。スラブ境界アーチファクトを排除するように設計した別の周知の方法でも同様に、患者テーブルではなく撮像スラブの方を動かしている。周知の別の技法では、位相エンコードと周波数の両方向への連続したテーブル移動を実現している。しかし、周波数エンコード方向に患者テーブルを移動させている従来の技法では、あたかもＦＯＶ全体の画像を収集しているかのようにしてデータをエンコードし、かつフーリエ変換に先だってデータを合成させている。
【０００６】
別の周知のシステムでは、撮像対象と共に移動するアレイ状の受信コイルを用いたステップ作動テーブル及び／または移動式テーブルの方式を利用している。スキャナの均一なボリュームを通過させるように移動するのに伴って、データを各コイルから独立に収集している。しかし、これら周知のシステムではいずれも、マグネットに対して固定させたスラブ厚からデータを収集し、その周波数エンコード軸をテーブル移動方向に配置し、かつフーリエ変換後にテーブル移動方向でデータを合成させている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
したがって、得られる連結画像内にスラブ境界アーチファクトを伴うことなく大きなＦＯＶをカバーできるような新規の方法及び装置があることが望ましい。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明は、不連続性のない再構成画像が得られるようにボリューム・カバー範囲を拡大させるために、テーブルの連続移動を用いてＦＯＶが大きなＭＲ画像を収集するシステム及び方法に関するものである。
【０００９】
イメージング装置の最適ボリュームに対して撮像対象を連続的に移動させること（この逆の移動も同様）により、スラブ境界アーチファクトが排除され、かつ収集シーケンスにおけるスキャン時間が短縮される。スラブの厚さは、所望のＦＯＶと比べてより小さく、ＭＲシステムの最適ボリューム範囲内に留まるように選択している。選択したスラブ位置は、スキャン中はＭＲスキャナのマグネットに対して固定の状態に保っており、またテーブルはＦＯＶ全体をスキャンする間で連続的に移動させている。スピンを励起するための励起を印加し、かつ関心ボリュームをエンコードするように磁場傾斜波形を印加することによりＭＲデータを収集する。この関心ボリュームは、テーブル移動方向で制限している。磁場傾斜は、テーブル移動方向にあたるｋ空間次元方向で均一な軌道に従いながらｋ空間を横切っている。テーブル移動と垂直なｋ空間方向をエンコードする磁場傾斜波形は部分集合に分割されている。各収集の間に、少なくとも１つの別のｋ空間次元の部分集合に関してテーブル移動方向ですべてのｋ空間データを収集する。収集の後、データはテーブル移動方向で変換し、ソートし、かつ整列させテーブル移動方向で解剖学的位置をマッチングさせている。この手順は、マトリックス全体が満たされるまで反復する。最終画像は、テーブル移動と垂直な残りの次元方向（複数のこともある）でデータを変換することによって再構成する。この方式により、大きなＦＯＶにわたってスラブ境界アーチファクトのない再構成画像が得られると共に、画像収集に要する時間が短縮される。
【００１０】
本発明の一態様では、スラブ境界を生じさせずに大きなボリュームを撮像する方法は、ＭＲスキャナの最適撮像ボリュームと比べてより大きな所望のＦＯＶを規定するステップと、この所望ＦＯＶと比べてより小さいがＭＲスキャナの最適撮像ボリュームの範囲内にあるように第１の方向でスラブ厚を選択するステップと、を含む。次いで、選択したスラブ厚に制限されたデータが収集されるようにスピンを励起しエンコードすることによってＭＲデータを収集する。次いで、その撮像対象を撮像エリアに対して連続的に移動（この逆の移動も同様）させる。この処理は、循環式に反復する一連の磁場傾斜波形を用い、所望ＦＯＶが完全にエンコードされるまで反復している。選択する軌道は移動方向で均一でありさえすればよい。
【００１１】
本発明の別の態様では、移動式テーブルを用いて複数組のＭＲデータを収集し、スラブ境界アーチファクトなしにＭＲ画像を再構成するためのＭＲＩ装置であって、ＲＦ送受信器システムと、偏向磁場を印加するようにマグネットのボアの周りに配置した複数の傾斜コイルとを有する磁気共鳴イメージング・システムを含んでいるＭＲＩ装置を開示する。ＲＦスイッチは、ＲＦコイル・アセンブリに対してＲＦ信号を送受信してＭＲデータが収集されるようにパルスモジュールにより制御を受けている。患者テーブルは、患者を並進させるようにＭＲシステム内でマグネット・ボアの周りで前後に移動可能とし、ＭＲＩシステムの最適スキャン・エリアと比べてより大きなＦＯＶをスキャンできるようにしている。コンピュータは、所望のＦＯＶをＭＲシステムの最適撮像ボリュームと比べてより大きく規定している入力を受け取らせるようにプログラムしている。コンピュータはさらに、マグネットに対して固定のスラブを規定し、その内部でＭＲデータを収集することができる。次いでコンピュータは、患者テーブルを再位置決めすると共に固定スラブの位置は保持させながら、テーブル移動と垂直な方向（複数のこともある）のデータの部分集合に関してテーブル移動方向での周波数エンコードを用いて全ＭＲデータを収集している。このアルゴリズムは反復させ、これにより規定したＦＯＶに及ぶ必要なＭＲデータを収集する。患者テーブルは収集したＭＲデータを用いて追尾することができる。画像を再構成するには、先ずＭＲデータをテーブル移動方向で変換し、次いでスラブ境界にわたって解剖学的位置をマッチングさせるようにＭＲデータを補間し整列させている。その後、このＭＲデータは残りの次元（複数のこともある）に関して変換しＭＲ画像が再構成される。
【００１２】
本発明のさらに別の態様は、医用イメージング・スキャナを制御し大きな境界アーチファクトを伴わずにＦＯＶの大きな画像を作成するためにコンピュータにより実行される一組の命令を有するようなコンピュータ・プログラムを含む。このコンピュータには、医用イメージング・スキャナの事前定義の最適画像エリアと比べてより大きなエリアに及ぶようなＦＯＶを選択すること、ＲＦパルスを印加して関心領域を励起すること、並びに、この関心領域が第１の方向にエンコードされるように磁場傾斜を印加すること、を行わせている。この関心ボリュームは、空間的範囲を制限するために収集フィルタを使用できるような方法でデータを収集することによって、テーブル移動方向において制限している。次いで、各収集ごとに、残りの方向（複数のこともある）の部分集合として第１の方向で画像データを収集することができる。コンピュータは、患者テーブルを医用イメージング・スキャナに対して連続的に移動させると共に、残りの方向（複数のこともある）でのエンコードのために、ＦＯＶ全体にわたって十分なデータが収集されるまで第１の方向でのエンコードを伴う画像データ収集を反復している。解剖学的データを第１の方向に整列させた後、スラブ境界アーチファクトのない画像を再構成することができる。
【００１３】
本発明のその他の様々な特徴、目的及び利点は、以下の詳細な説明及び図面より明らかとなろう。
【００１４】
図面では、本発明を実施するように目下のところ企図されている実施形態を図示している。
【００１５】
【発明の実施の形態】
図１を参照すると、本発明を組み込んでいる好ましい磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１０の主要コンポーネントを表している。本システムの動作は、キーボードその他の入力デバイス１３、制御パネル１４及びディスプレイ１６を含むオペレータ・コンソール１２から制御を受けている。コンソール１２は、オペレータが画像の作成及びスクリーン１６上への画像表示を制御できるようにする独立のコンピュータ・システム２０と、リンク１８を介して連絡している。コンピュータ・システム２０は、バックプレーン２０ａを介して互いに連絡している多くのモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール２２、ＣＰＵモジュール２４、並びに当技術分野でフレーム・バッファとして知られている画像データ・アレイを記憶するためのメモリ・モジュール２６が含まれている。コンピュータ・システム２０は、画像データ及びプログラムを記憶するためにディスク記憶装置２８及びテープ駆動装置３０とリンクしており、さらに高速シリアル・リンク３４を介して独立のシステム制御部３２と連絡している。入力デバイス１３は、マウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチ作動スクリーン、光学読取り棒、音声制御器、あるいは同様な任意の入力デバイスや同等の入力デバイスを含むことができ、また入力デバイス１３は対話式の幾何学的指定をするために使用することができる。
【００１６】
システム制御部３２は、バックプレーン３２ａにより互いに接続させたモジュールの組を含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール３６や、シリアル・リンク４０を介してオペレータ・コンソール１２に接続させたパルス発生器モジュール３８が含まれる。システム制御部３２は、実行すべきスキャン・シーケンスを指示するオペレータからのコマンドをリンク４０を介して受け取っている。パルス発生器モジュール３８は、各システム・コンポーネントを動作させて所望のスキャン・シーケンスを実行させ、発生したＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示しているデータを発生させている。パルス発生器モジュール３８は、スキャン中に発生させる傾斜パルスのタイミング及び形状を指示するために一組の傾斜増幅器４２と接続させている。パルス発生器モジュール３８はさらに、患者に接続した多数の異なるセンサからの信号（例えば、患者に装着した電極からのＥＣＧ信号）を受け取っている生理学的収集制御器４４から患者データを受け取ることができる。また最終的には、パルス発生器モジュール３８はスキャン室インタフェース回路４６と接続させており、スキャン室インタフェース回路４６はさらに、患者及びマグネット系の状態に関連する様々なセンサからの信号を受け取っている。このスキャン室インタフェース回路４６を介して、患者位置決めシステム４８はスキャンのために患者を所望の位置に移動させるコマンドを受け取っている。
【００１７】
パルス発生器モジュール３８が発生させる傾斜波形は、Ｇx増幅器、Ｇy増幅器及びＧz増幅器を有する傾斜増幅器システム４２に加えられる。各傾斜増幅器は、収集した信号の空間的エンコードに使用する磁場傾斜を生成させるように傾斜コイル・アセンブリ（全体を番号５０で示す）内の対応する物理的傾斜コイル５０を励起させている。傾斜磁場コイル・アセンブリ５０は、偏向用マグネット５４及び全身用ＲＦコイル５６を含んでいるマグネット・アセンブリ５２の一部を形成している。システム制御部３２内の送受信器モジュール５８は、ＲＦ増幅器６０により増幅を受け送信／受信スイッチ６２によりＲＦコイル５６に結合するようなパルスを発生させている。患者内の励起された原子核が放出して得た信号は、同じＲＦコイル５６により検知し、送信／受信スイッチ６２を介して前置増幅器６４に結合させることができる。増幅されたＭＲ信号は、送受信器５８の受信器部分で復調され、フィルタ処理され、さらにディジタル化される。送信／受信スイッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号により制御し、送信モードではＲＦ増幅器６０をコイル５６と電気的に接続させ、受信モードでは前置増幅器６４をコイル５６と電気的に接続させる。送信／受信スイッチ６２によりさらに、送信モードと受信モードのいずれに関しても同じ単独のＲＦコイル（例えば、表面コイル）を使用することが可能となる。
【００１８】
ＲＦコイル５６により取り込まれたＭＲ信号は送受信器モジュール５８によりディジタル化され、システム制御部３２内のメモリ・モジュール６６に転送される。未処理のｋ空間データのアレイをメモリ・モジュール６６に収集し終わると、１回のスキャンが完了となる。この未処理のｋ空間データは、必要に応じて処理し、各画像を再構成させるように別々のｋ空間データ・アレイの形に配置し直している。さらに、これらの各々は、データをフーリエ変換して画像データのアレイにするように動作するアレイ・プロセッサ６８に入力される。この画像データはシリアル・リンク３４を介してコンピュータ・システム２０に送られ、コンピュータ・システム２０において画像データはディスク記憶装置２８内などのメモリ内に記憶される。この画像データは、オペレータ・コンソール１２から受け取ったコマンドに応じて、テープ駆動装置３０やその他任意の大容量記憶装置上などの長期用メモリにアーカイブしたり、画像プロセッサ２２によりさらに処理してオペレータ・コンソール１２に伝達したりディスプレイ１６上に表示させたりすることができる。
【００１９】
本発明は、上で言及したＭＲＩシステムやＭＲ画像を取得するための同様あるいは同等な任意のシステムと共に使用するのに適した方法及びシステムを含む。ｚ方向などテーブル移動方向で均一な軌道により使用する場合、セクション単位で収集したデータを再構成して大幅なスラブ境界アーチファクトがなくＦＯＶの大きい画像を形成させることができる。
【００２０】
周知のように、あらゆるＭＲＩシステムでは、最適な傾斜直線性、均一な偏向磁場Ｂ0及び均一なＲＦの一様性を有するような空間的ボリュームは限定されている。これより大きなボリュームは、従来では、スキャン同士の間でのテーブル移動によりセクション単位で撮像しており、スラブ接合位置において不連続性を示すような連結画像が生じている。
【００２１】
スラブ境界アーチファクトなしにＦＯＶが大きな画像を作成するための実施の一形態は、スキャン手順の間にテーブル位置を増分単位でステップ移動させている３Ｄイメージング技法を含む。一般に、所望のＦＯＶを規定した後、そのＭＲＩシステムの最適撮像ボリューム範囲内に留まるようにスラブ厚を選択する。このため、スラブ厚は所望の空間的カバー範囲と比べてもより小さくなる。スピンを励起するための励起の印加と関心ボリュームをエンコードするような磁場傾斜波形の印加とを反復することによりＭＲデータを収集する。関心ボリュームをｚ方向で励起するためにはｚスラブ選択ＲＦパルスを使用すると共に、３Ｄのｋ空間軌道によってこの選択したボリュームをエンコードすることが好ましい。３Ｄのｋ空間軌道の幾つかの例としては、３ＤのＥＰＩ式ｋ空間軌道、ｃｙｌｉｎｄｒｉｃａｌ−ｓｔａｃｋ形のＥＰＩ式ｋ空間軌道、ｓｔａｃｋ−ｏｆ−ｓｐｉｒａｌｓ形ｋ空間軌道、ｓｔａｃｋ−ｏｆ−ＴＷＩＲＬ形ｋ空間軌道、ｓｔａｃｋ−ｏｆ−ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ−ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ形ｋ空間軌道、３ＤＦＴ式ｋ空間軌道が含まれる。しかしより一般的には、収集したデータの空間的範囲は、スラブ選択ＲＦパルスを用いるなどの方法を使用したり、あるいは収集フィルタによる関心ボリュームの制限が可能な収集手法を使用することにより、移動方向において制限している。したがって、図示した例や好ましい実施の一形態では、テーブル移動方向はｚ方向である。しかし、当業者であれば容易に理解するであろうが、ｘ−ｙ−ｚの向きは任意であり、本発明をこのように限定するものではない。さらに、図示した例や好ましい実施の一形態では、システムに対してテーブルを移動させている。しかし、当業者であれば容易に理解するであろうが、被検体に対してシステムを移動させることも等価であり、本発明をこのように限定するものではない。
【００２２】
テーブルは、そのスラブ位置をＭＲＩシステムのマグネットに対して固定状態に保ちながら所望のＦＯＶをカバーするように移動させる。各テーブル位置において、１つまたは一連の磁場傾斜波形を用いることによりテーブル移動方向での全ｋ空間データを、この方向以外の２つの次元方向でのデータの部分集合に関して収集している。この実施形態では、各テーブル位置において、１つまたは一連の磁場傾斜波形を用いてｋx−ｋyの部分集合に関する全ｋzデータを収集している。ＲＦ励起及び磁場傾斜波形は、テーブル移動の間も継続させ定常状態を保持することが好ましい。
【００２３】
図２を参照すると、本発明の実施の一形態によるデータの収集及び処理技法を模式的に表している。図２は、データを収集するための本発明の実施の一形態を表している。この実施形態では、テーブルを１５回ステップ状に増分移動させ、所望のＦＯＶに沿った１６箇所のテーブル位置においてデータ収集（１０６）を行っている。テーブルの増分の各々は等しい距離Δｚである。患者１００は移動可能なテーブル１０２上に位置決めしており、この移動可能テーブル１０２はＭＲＩスキャナ１０の範囲内でＭＲＩスキャナのマグネット及び最適撮像エリア１０８に対して前後方向１０４に移動する。この所望ＦＯＶ１１０は最適撮像エリア１０８と比べて実質的により大きく、また最適撮像エリア１０８は選択したスラブ厚１１２と比べて概してより大きい。上で検討したように、この簡略な例におけるテーブル移動はｚ方向である。磁場傾斜波形は、４つのｋx−ｋy部分集合（Ｎwf＝４）をエンコードし、全体で１６個のテーブル位置とデータ収集の組１０６とが得られるように設計している。各テーブル位置１〜１６において、ｚ方向でフーリエ変換した後に励起したスラブ内に４つのｚピクセル（Ｎz＝４）が得られるように４つのｋzレベルのエンコードをしている４つのデータ収集が存在する。スラブ・プロフィール内での不完全性の影響を最小限にするためにエッジ・スライスを各ｚ−ｋx−ｋyデータ組から脱落させている場合、Ｎz及び留保スラブ厚が収集後に若干縮小されることがある。最適撮像エリア１０８はＭＲＩシステム１０の物理的特性により規定されることを理解されたい。関心ボリューム（すなわち、スラブ）１１２は最適撮像エリア１０８の範囲内となるように規定することが好ましい。
【００２４】
Ｎz＝Ｎwfである場合、所望ＦＯＶ１１０の全体にわたってテーブル増分のそれぞれが等しい距離となることに留意されたい。したがって、上述のパラメータはいずれも希望通りに調整することができる。すなわち、スラブ厚１１４をもっと大きくしたり小さくしたりでき、またテーブル位置及びデータ収集の組１０６の数を、図示した１６個の上や下に増減させることができる。画像を再構成させるために望ましいテーブル位置の最小数は波形部分集合の数Ｎwfに等しい。さらに、励起させた各スラブ内に留保されたｚピクセルの数Ｎz、並びにｋx−ｋy部分集合の数は、所望により変更することができる。しかし、ＮzはＮwfより大きいかＮwfと等しくなるように保つことが好ましい。こうした修正形態の１つについては、図３を参照しながら説明することにする。
【００２５】
引き続き図２を参照すると、各テーブル位置１〜１６は、より一般的にはテーブル移動方向と垂直な方向にあるｋx−ｋyデータの部分集合に関するテーブル移動方向（この場合はｚ方向）での完全なサンプリングを含む。したがって、各テーブル位置においてデータをすべて収集した後、あるいは完全な画像に関するデータをすべて収集した後のいずれかにおいて、このデータをテーブル移動方向（この場合ではｚ方向）でフーリエ変換（ＦＦＴ（ｚ））し、ｚ−ｋx−ｋyデータ１２０のアレイを形成させる。患者テーブル１０２は、ＦＯＶ１１０の全体がカバーされるまでステップ状に移動させる。指摘したように、各テーブル位置において、テーブル移動と垂直な２つの方向であるｋx−ｋyデータの部分集合に関して全ｚエンコード・データ、すなわちテーブル移動方向でのエンコード・データを収集している。テーブルを移動させている間はデータを収集していないが、ＲＦ励起及び磁場傾斜波形は定常状態を保持させるように継続することが望ましい。
【００２６】
ｚに関して（すなわち、テーブル移動方向で）フーリエ変換した後、次いで、様々なテーブル位置で収集したデータをソートし、必要に応じて補間し、かつ整列させて解剖学的ｚ位置をマッチングさせ、これによりｚ−ｋx−ｋy空間を満たしている。一般に、テーブルのステップ移動距離は、ｚ分解能の倍数であり、ｚ−ｋx−ｋyマトリックスの完全なサンプリングが保証されるように選択する。上で指摘したように、収集したデータをｚに関してフーリエ変換した後、スラブ選択プロフィール内の不完全性による必要に応じて、スラブ・エッジの位置でデータを脱落させることができる。最終再構成画像１３０は、グリッド区分（必要な場合）、並びに全サンプリングしたデータ・アレイ１２０に対するｘとｙでのフーリエ変換により形成させる。
【００２７】
完全なサンプリングのためには、留保させるｚピクセルの数Ｎzをｋx−ｋy波形部分集合の数Ｎwfと少なくとも等しくしなければならない。しかし、図３を参照するとさらに、ｚ分解能を維持することにより各テーブル位置においてエンコードを受けるｚピクセルの数Ｎzを増加させながらスラブ厚１３２を大きくしているような、テーブル移動をｚ方向と見なしている簡略な例を表している。この例では、４つのｋx−ｋy部分集合（Ｎwf＝４）に対してＮz＝８である。ＮzがＮwfより大きいため、テーブル増分が図２に示すようにすべて等しくはなっていない。すなわち、テーブル位置１、２、３及び４の間の距離は、テーブル位置４とテーブル位置５の間の距離より小さい。したがって、より厚層のスラブを用いると、同じ空間的カバー範囲に対して必要となるテーブル移動回数が少なくて済む。これにより、テーブル移動の始動時間が単一の収集に対する時間と比べて長い場合、同じサイズのＦＯＶに関する収集が図２の場合と比較して全体としてより高速となる。スラブ厚（したがって、Ｎz）を大きくすると各スラブに対する個々の収集時間は増分単位で増加するが、テーブル移動の始動時間が支配的であるため全スキャン時間は短縮される。したがって、テーブル移動の始動時間が単一の収集に対する時間と比べて長いような場合では、テーブル移動回数を最小にすることによってスキャン時間が最小限となる。現在の装置では典型的には、テーブル移動を始動させるために概ね１秒かかっている。この時間を短縮させることが長年希望されている解決策であるが、このためにはシステムのアーキテクチャを大幅に変更する必要があるため、短期的には実際的でない。
【００２８】
引き続き図３を参照すると、患者テーブルをＦＯＶ１１０の全体にわたってステップ状に並進させてデータ組１３４を収集した後、このデータをｚに関してフーリエ変換してｚ−ｋx−ｋyデータ組１３６を取得している。次いで、様々なテーブル位置で収集したデータをソートしかつ整列させ、解剖学的ｚ位置をマッチングさせることができる。最終画像１３８は、ここでも先ずグリッド区分（必要な場合）し、さらに全サンプリングしたデータをｘとｙに関してフーリエ変換する（ＦＦＴ（ｘｙ））ことによって再構成させている。
【００２９】
一般化するためは、テーブルのステップ移動距離は、テーブル移動方向でのピクセル・サイズの倍数とし、かつ３Ｄマトリックスに対する完全なサンプリングが保証されるように選択する。必要となるテーブルのステップ移動回数は、励起したスラブ内に留保させるピクセルの相対個数Ｎz（ｚ方向への移動の場合）、並びにテーブル移動と垂直な次元（複数のこともある）を全エンコードするために必要な磁場傾斜波形部分集合の数Ｎwfに依存する。上で指摘したように、完全なサンプリングのためには、Ｎzは少なくともＮwfと等しくすべきである。しかし、ＮzがＮwfより大きければ、全体のスキャン時間の高速化が達成できる。磁場傾斜波形の部分集合（ｇzｇy）は１つの波形または部分集合間で異なる一連のこうした波形により規定されることに留意されたい。次いで、ｋx、ｋy部分集合をエンコードしている磁場傾斜波形の組（すなわち、一連の磁場傾斜波形）を循環式に反復させ、データ組１０６（図２）やデータ組１３４（図３）を取得している。
【００３０】
本技法は、テーブル移動方向で均一な任意の３Ｄのｋ空間軌道と共に使用することができる。ｚ方向へのテーブル移動を伴うシステム上で実現させる実施の一形態では、ｋx−ｋy内で円形に切り取られた交互配置のＥＰＩ波形の面間でｋzで位相エンコードしているような、ｃｙｌｉｎｄｒｉｃａｌ  ｓｔａｃｋ形ＥＰＩ軌道（ＣＳＥＰＩ）のシーケンスを利用している。このデータはｘ及びｙ方向でのフーリエ変換の前にグリッド区分している。これらの波形は、Ｇmax＝２２ｍＴ／ｍ、並びに１２０ｍＴ／ｍ／ｍｓのスルーレートにより設計した。単一の解剖学的位置に対するｋ空間データは様々なテーブル位置において収集したデータから編集させたものであるため、テーブル移動方向の位相や振幅に何らかの変動があると画像アーチファクトを生じさせることになる。こうしたアーチファクトを最小限にするため、実施の一形態では、移行が急峻でありイン・スライス（ｉｎ−ｓｌｉｃｅ）のリップルが小さい（例えば、０．５％）線形位相スラブ選択ＲＦパルスを使用し、かつ各スラブ・エッジにおいて１つのスライスを脱落させている。磁場の不均一性に起因するテーブル移動方向での周波数の変動は、再構成の間に復調させる。さらに、スラブ厚を小さくすることによってもこうした変動に対する感度が低下する。
【００３１】
図４は、図２及び３の技法に従ったデータ収集シーケンスの流れ図である。データ収集シーケンスを１４０において初期化した後、テーブルを第１の位置に位置決めし、かつ変数ｉを初期化する（１４２）。ＭＲデータは、ＲＦパルスを用いたスピンの励起と関心ボリュームをエンコードするための磁場傾斜波形の印加を反復（１４４）することによって収集する。テーブル移動がｚ方向であると仮定すると、テーブル移動と垂直な次元方向（複数のこともある）にあるような選択したｋx−ｋy部分集合に関するすべてのｋzデータを収集する（１４６）。テーブル移動方向での空間範囲は、スラブ選択ＲＦ励起などの制限方法を用いるか、あるいは収集フィルタを使用してスラブ厚を制限できるような方式でのデータ収集のいずれかによって制限している。テーブル移動方向の位相エンコードでは、すべてのｋzデータが収集される（１４６）まで各収集の前にＲＦパルスを反復して印加させていること（１４７）に留意されたい。テーブル移動方向での読み出しでは、１４４において各ＲＦパルスを印加し、続いて選択したｋx−ｋy部分集合に関する完全なｋzデータを収集（１４６）している。ＦＯＶの終端に到達していない間は（１４８、１５０）、変数ｉを増分させ（１５２）、かつシステムにより傾斜磁場波形の部分集合の組が完全に収集されたかどうかを確認している（１５４）。すなわち、変数ｉがＮwfの偶数倍でない間は（１５４、１５６）、テーブルをテーブル移動方向に分解能に等しい距離だけ移動させ（１５８）、１４４において次のスラブを現行スラブにすると共に、１４６において再びデータを収集する。完全な一連の部分集合が完全に収集された後（１５４、１６０）、システムは次のテーブル増分が図２または図３を参照して説明した増分に従っているか否かを判定する。すなわち、傾斜磁場波形の数がテーブル移動方向においてスラブ内で留保させるピクセル数に等しい場合（Ｎwf＝Ｎz）は、図２のようにテーブルをｚ分解能に等しい距離だけ（すなわち、テーブル移動方向に）移動させ（１６２）、データ収集シーケンスを継続する（１４４、１４６）。図３の場合のようにＮzがＮwfより大きいようなこれ以外の場合では、テーブルは次式、
（Ｎz−Ｎwf＋１）×（ｚ分解能）        （式１）
に従った距離だけ移動させ（１６２）、さらにＦＯＶの全体にわたってスラブをスキャンし終えるまで（１４８、１６８）新たなスラブに対するデータを収集し（１４４、１４６）、１７０においてこのスキャンは完了する。繰り返しになるが、テーブル移動方向は任意に選択でき、ｚ方向として表現している。しかし、本発明をこのように限定するものではない。容易に理解されるであろうように、３次元軸を表現するには任意の文字組の割り当てを用いることができる。
【００３２】
図２及び３のテーブル位置１での収集など各テーブル位置では、テーブル移動方向で完全なデータ組を収集するのに必要な傾斜波形または複数の波形と一緒に、テーブル移動方向と垂直な傾斜軸に対して固有の磁場傾斜波形または波形の組（横断波形：ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ  ｗａｖｅｆｏｒｍｓ）が印加されることに留意されたい。テーブル位置２、３、及び４では、テーブル移動方向と垂直な軸に対して異なる傾斜磁場波形または波形の組を印加する。次の一連のテーブル位置５〜８（図２及び３）ではデータ収集１〜４の場合と同じ磁場傾斜波形を用いている。したがって、この一連に対しても適正な磁場傾斜波形の印加の繰り上げのために変数ｉを使用しており、ある一連が完了すると、次の一連に対して同じ波形を繰り返させている。
【００３３】
ここで図５を参照すると、本発明によるデータ処理スキームを流れ図の形で表している。データをオンザフライで収集している状態にあるか、すべてのデータを収集し終えた状態であるかのいずれとすることもできる１８０において開始させた後、１８２においてＭＲデータをテーブル移動方向（この場合では、ｚ方向）でフーリエ変換し、さらに必要に応じて、このデータに対して当該方向でシム誤差に関する補正を行う（１８４）。フーリエ変換の後、スラブのエッジ境界にあるデータを必要に応じて棄却し（１８６）、これによりテーブル移動方向でＮz個のデータ要素を得ている。次いで、１８８においてこのデータを整列させて解剖学的位置をマッチングさせ、さらに必要であれば、１９０においてこのデータをグリッド区分して残りの２つの方向でのシム誤差を補正することができる。次いで１９２において、このデータを横断次元方向（複数のこともある）でフーリエ変換し、最終画像を再構成させる（１９４）。
【００３４】
図６は、スラブ厚の３つの値と単一収集に関して、収集の回数をテーブル移動方向での全ＦＯＶに対してプロットしたグラフである。１８個の横断磁場傾斜部分集合とテーブル移動方向で１ｍｍの分解能を有するこの例示的な収集において、ベースライン２００はＦＯＶ全体を大きな単一ボリュームとして収集している単一収集の（すなわち、テーブルを移動させない）場合を表している。波状の線２０２は、１．８ｃｍのスラブに対する収集を表し、また次にプロット２０４は８ｃｍのスラブに対する収集を表し、さらにステップが最も大きなプロット２０６は３０ｃｍのスラブに対する収集を表している。図７を参照すると、図６の収集の各々に対する全スキャン時間をテーブル移動方向での全ＦＯＶ（センチメートル単位）に対してプロットして示している。プロット２１０はテーブル移動回数が多いため全体時間が最も長くかかった１．８ｃｍスラブ収集に対応しており、一方、プロット２１６は最も高速であった単一収集のプロットである。プロット２１０と２１６の間に、８ｃｍスラブに対する収集時間をプロット２１２により示し、また３０ｃｍスラブの収集時間をプロット２１４により示している。これらの収集の各々では、エンコードしたデータに対する励起と収集の各反復ごとに３２ｍｓと各テーブル移動ごとに１秒とを想定している。この例では、テーブル移動を始動させるための時間が単一収集に要する時間と比べて長いため、スラブ厚が大きいほど必要となるテーブル移動の回数が少なくて済み、スキャン時間がより高速となることは明らかである。
【００３５】
別の実施形態では、本発明は、図１のＭＲＩシステムやその他の同様または等価な任意のシステムでの使用に適した、テーブルの連続移動と平行な方向（典型的にはｚ方向と定義される）での周波数エンコードを使用してＭＲ画像を取得するための方法及びシステムを含む。患者テーブルを連続的に移動させることにより、所望ＦＯＶに沿った様々なテーブル位置でのデータ収集を短縮スキャン時間の要件で行うことが可能となる。患者テーブルを連続的に移動しかつ周波数エンコード軸をテーブル移動方向に配置させながら画像を収集することは、ＭＲシステムの最適撮像ボリュームと比べてより大きなＦＯＶをもつ画像の収集、スラブ境界アーチファクトを示さない最終再構成画像、並びに撮像ボリューム中の患者テーブルの移動に関連する時間の短縮を含む多くの利点を有している。本発明ではさらに、励起、傾斜波形及び収集の反復間隔を速度に伴って変更することが可能である。さらに、横断ｋ空間次元方向（複数のこともある）で任意の軌道を使用することができる。例えば、３Ｄ収集では、その位相エンコードを横断ｋ空間面内でうずまき形状、同心円リング状、中心からの放射状、あるいはデカルト座標グリッド状（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ  ｇｒｉｄ）に配置することも可能である。デカルト座標グリッド以外の配置ではいずれも、２Ｄフーリエ変換を実行する前に横断面内でデータをグリッド区分する。
【００３６】
さらに、本発明では、ホモダイン処理（ｈｏｍｏｄｙｎｅ  ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）を使用した再構成によって横断次元方向（複数のこともある）で全ｋ空間データの半分を若干上回るような収集が可能である。さらに、テーブル移動方向にあたる読み出し方向（すなわち、周波数エンコード方向）で全ｋ空間データの半分を若干上回るような収集も可能である。さらに、横断ｋ空間次元方向（複数のこともある）での位相エンコードを、任意の時間的順序及び／または異なる時間的頻度で収集することもできる。例えば、ｋ空間の原点に最も近い位相エンコードを、ｋ空間原点からさらに離れた位相エンコードと比べてより大きな時間的頻度で収集することも可能である。さらに、患者テーブルの前進移動の間のＦＯＶ全体にわたるテーブル移動中に位相エンコードの１つの部分集合を収集し、次いで逆のテーブル方向の間で同じＦＯＶ内で位相エンコードの別の部分集合を収集することもできる。例えば、ＦＯＶ全体に及ぶ第１のパスの間に低空間周波数のｋ空間線を収集して時間変化するコントラストをもつある時点を収集し、次いで患者テーブルをＦＯＶ全体に及ぶように連続的に移動して戻す間に残りの位相エンコード線を収集することができる。
【００３７】
さらに、本発明では、テーブルの連続移動方向で、画像再構成で使用する大きさと比べてより大きなスラブ厚に対するＭＲデータの収集が可能である。追加のスラブ厚に対応するデータは、同じ位相エンコードの後続の反復に関するデータがテーブル移動方向で重なったカバー範囲を有するように選択することができる。この重なったデータを使用してテーブルの速度と位置及び／またはその他の補正係数を推定することができる。さらに、この重なったデータは読み出し傾斜の同じ極性、あるいは逆の極性を用いて収集することができる。エコー時間も同じ場合や異なる場合がある。追加のスラブ厚に対するデータはすべての位相エンコードに対して収集する場合や、ｋ空間の原点位置での横断次元方向（複数のこともある）の位相エンコードのみに対して収集する場合がある。収集したＭＲデータはさらに、画像作成のため、並びに補正係数の推定のために使用することがあり、あるいは補正係数の推定に使用する追加的収集として使用されることもある。例えば、ｋx＝ｋy＝０の線に対応したＭＲデータは、波形の全体組の各反復に関して撮像スラブ厚が２倍になるように収集することができる。これにより、相互相関を実行することによってテーブル位置の変化を決定することができる。
【００３８】
本発明によりさらに、テーブル移動方向で収集されるものと比べてより少ないデータを使用することが可能となり、これにより収集の開始側及び終了側のエッジ位置においてデータを脱落させ、フィルタ処理の際の不完全性に対処することができる。マグネットのみにより誘導されるような磁場の不完全性及び中心周波数の推定値は、テーブル移動を開始する前に決定することができる。連続してテーブルを移動させているにもかかわらず、これらの不完全性はマグネットに対して固定されていることになる。物体依存の磁化率により誘導される不完全性は、これらの固定誤差に重ね合わされることになる。本発明は、プロトン密度、Ｔ１強調、Ｔ２強調、位相コントラスト、及びＳＦＦＰタイプのシーケンスを含め任意のタイプの画像コントラストと共に利用可能である。撮像スラブの上及び／または下に飽和バンドを適用することにより、一方向または両方向から流入する血液を抑制させたり異なる固有コントラスト効果を生成させることができる。さらに、本発明では、エコープラナー・タイプの読み出しをテーブル移動方向に適用して用途に応じて異なるｋ空間線を収集したり、同じｋ空間線を再収集させたりすることができる。こうしたデータは画像形成のために利用することがあり、あるいは補正係数及び／またはテーブル位置／速度の決定のために使用することがある。異なるｋ空間線を収集する場合、その収集順序は直線的とする場合や交互配置とすることがある。本発明ではさらに、その収集時点のテーブル位置における傾斜の非直線性に個々に基づいて各ｋx−ｋy位置の補正を行うことにより、各収集線に関するテーブル移動方向での傾斜の非直線性の補正、並びに横断傾斜非直線性の補正が可能である。
【００３９】
周知でありかつ上述したように、あらゆるＭＲＩシステムでは、最適な傾斜直線性、均一な偏向磁場Ｂ0及び均一なＲＦの一様性を有するような空間的ボリュームは限定されている。これより大きなボリュームは、従来では、スキャン同士の間でのテーブル移動によりセクション単位で撮像しており、スラブ接合位置において不連続性を示すような連結画像が生じている。本発明は、スキャン手順の間にテーブル位置を連続的に移動させ、スラブ境界アーチファクトなしに、かつ固定の位置収集間でのテーブル移動に対するスキャン時間を追加することなしにＦＯＶの大きい画像を作成しているようなイメージング技法を含む。収集した画像は２Ｄ単一スライス、２Ｄ多重スライス、２Ｄ投影、または３Ｄとすることができる。
【００４０】
一般に、所望のＦＯＶを規定した後、ＭＲＩシステムの最適撮像ボリューム範囲内にあるようにしてスラブ厚を選択する。このため、スラブ厚は所望の空間的カバー範囲と比べてもより小さくなる。ＭＲデータは、スピンを励起させるための励起の印加と関心ボリュームをエンコードするような磁場傾斜波形の印加とを反復させることによって収集する。収集したデータの移動方向での空間的範囲は、収集フィルタによるスラブ厚の制限が可能であるように印加された磁場傾斜波形を用いて制限することが好ましい。ＦＯＶはテーブル移動方向と垂直な方向での空間的選択ＲＦパルスを使用して制限することができる。図示した例や好ましい実施の一形態では、テーブルの連続移動方向はｚ方向である。しかし、当業者であれば容易に理解するであろうが、ｘ−ｙ−ｚの向きは幾分任意であり、したがって本発明をこのように限定するものではない。さらに、図示した例や好ましい実施の一形態では、テーブルをシステムに対して移動させている。しかし、当業者であれば容易に理解するであろうが、被検体に対してシステムを移動させることも等価であり、本発明をこのように限定するものではない。
【００４１】
テーブルは、そのスラブ位置をＭＲＩシステムのマグネットに対して固定状態とさせながら所望のＦＯＶをカバーするように移動させる。各収集の間に、１つまたは一連の磁場傾斜波形を用いることによりテーブル移動方向で選択したスラブを表す全ｋ空間データを、この方向以外の次元方向（複数のこともある）でのデータの部分集合に関して収集している。
【００４２】
図８を参照すると、本発明のこの実施形態によるデータの収集及び処理技法の基本概念を模式的に表している。図８は、データを収集するための本発明の実施の一形態を表している。この実施形態では、所望のＦＯＶに沿った異なるテーブル位置において１６回の例示的データ収集（３０６）を伴うようにテーブルを連続的に移動させている。各収集時点でのテーブル位置及び／または速度は計測するか、あるいは推定している。患者３００は移動可能なテーブル３０２上に位置決めしており、この移動可能テーブル３０２はＭＲＩスキャナ１０の範囲内でＭＲＩスキャナのマグネット及び最適撮像エリア３０８に対して前後方向３０４に移動する。この所望ＦＯＶ３１０は最適撮像エリア３０８と比べて実質的により大きく、また最適撮像エリア３０８は選択したスラブ厚３１２と比べて概してより大きい。上で検討したように、この簡略な例におけるテーブル移動はｚ方向である。磁場傾斜波形は、横断次元方向（複数のこともある）での４つのｋ空間位置または部分集合（Ｎwf＝４）に関して全ｋzデータをエンコードするように設計している。各データ収集１〜１６の間で、ｚ方向でフーリエ変換した後に励起したスラブ内で４つのｚピクセルが得られる（Ｎz＝４）ように４つのｋzレベルをエンコードしている。フィルタの不完全性の影響を最小限にするため、あるいは以下で説明する別の理由のために、収集のエッジ位置でデータを脱落させる場合、Ｎz及びスラブ厚は収集後に縮小させることがある。最適撮像エリア３０８はＭＲＩシステム１０の物理的特性により規定されることを理解されたい。関心ボリューム（すなわち、スラブ）３１２は最適撮像エリア３０８の範囲内となるように規定することが好ましい。
【００４３】
上述のパラメータはいずれも希望通りに調整することができる。すなわち、スラブ厚３１４はもっと大きくしたり小さくしたりでき、またデータ収集３０６の回数は、図示した１６回の上や下に増減させることができる。テーブルの最大速度は、スラブ厚を、該一組の傾斜波形を通る１サイクルに対応するデータのすべてを収集するのに要する時間によって割り算することにより決定される。さらに、各励起したスラブ内に留保させるｚピクセルの数Ｎz、並びに１つの組内の傾斜波形の数Ｎwfは所望により変更することができる。
【００４４】
引き続き図８を参照すると、各収集位置１〜１６は、テーブル移動方向と垂直な方向（複数のこともある）にあるデータの部分集合に関するテーブル移動方向（この場合はｚ方向）での完全なサンプリングを含む。したがって、各収集の後、あるいは完全な画像に関するデータをすべて収集した後のいずれかにおいて、このデータをテーブル移動方向（この場合ではｚ方向）でフーリエ変換（ＦＦＴ（ｚ））し、ｚ−ｋtransverseデータ３２０のアレイを形成させる。患者テーブル３０２は、ＦＯＶ３１０の全体がカバーされるまで連続して移動させる。指摘したように、各収集位置において、テーブル移動と垂直な１つまたは２つの方向にある所望の横断ｋ空間データ位置の部分集合に関して、全ｚエンコード・データ、すなわちテーブル移動方向での周波数エンコード・データを収集している。
【００４５】
ｚに関して（すなわち、テーブル移動方向で）フーリエ変換した後、次いで、様々なテーブル位置で収集したデータをソートしかつ整列させて解剖学的ｚ位置をマッチングさせ、これによりｚ−ｋtransverse空間を満たしている。データは必要に応じて補間させ、整列の精度を向上させることができる。上で指摘したように、収集したデータをｚに関してフーリエ変換した後、フィルタ性能の不完全性による必要に応じて、あるいは以下で説明するような別の理由のために、スラブ・エッジの位置でのデータを脱落させることができる。最終再構成画像３３０は、必要に応じたグリッド区分及び／またはその他の処理の実行、並びに全サンプリングしたデータ・アレイ３２０に対する残りの次元方向（複数のこともある）でのフーリエ変換によって形成させる。
【００４６】
磁場傾斜波形の部分集合（ｇzｇy，ｇz）は、１つまたは部分集合間で異なるような一連のこうした波形により規定することに留意されたい。次いで、ｋtransverse部分集合をエンコードするための磁場傾斜波形のこの組（すなわち、一連）を循環方式で反復させ、データ組３０６（図８）を取得している。
【００４７】
本技法は、テーブル移動方向で均一な２Ｄまたは３Ｄの任意のｋ空間軌道と共に使用することができる。例えば、２Ｄまたは３Ｄ収集は、周波数エンコード軸をテーブル移動方向とし、かつ位相エンコード傾斜をテーブル移動方向と垂直なｋ空間次元方向（複数のこともある）のデカルト座標グリッド上に配置させながら実行することが可能である。３Ｄ収集に関する位相エンコード傾斜はさらに、同心円上、うずまき形状、ｋ空間の中心からの放射状、あるいは別の任意のパターンで配置させることも可能である。２Ｄまたは３Ｄ収集では、位相エンコード傾斜は、密度がｋ空間位置に従って変動するようなパターンの形で配置することも可能である。ｋtransverse位置を非デカルト座標及び／または不均一な配置で利用する場合は、再構成の間にそのデータを横断次元方向（複数のこともある）でグリッド区分することになる。
【００４８】
部分ｋ空間（ｐａｒｔｉａｌ  ｋ−ｓｐａｃｅ）技法を利用することも可能である。横断方向（複数のこともある）での部分ｋ空間に関しては、横断方向で全データの半数を若干上回るデータを収集する。次いで、再構成においてホモダイン処理を利用することになる。部分ｋ空間技法はテーブル移動方向で使用することも可能である。この場合もホモダイン処理を使用することができる。
【００４９】
テーブル移動方向での読み出しでエコープラナー・タイプの収集を利用することも可能である。これによってテーブル移動方向での全ｋ空間データを各ＲＦ励起に続いて複数の横断ｋ空間位置で収集することが可能となる。別法として、テーブル移動方向での全ｋ空間データは、１回のＲＦ励起に続いて同じ横断ｋ空間位置に対して複数回収集することもできる。こうしたデータ収集によって画像補正係数の計算が可能となる。
【００５０】
横断次元方向（複数のこともある）の様々なｋ空間位置に関してテーブル移動方向で異なるスラブ厚を用いて収集することができ、したがって、テーブル移動の間に異なる時間的頻度での収集が可能である。
【００５１】
別の変形形態として、横断次元方向（複数のこともある）でのｋ空間位置に関しては、ｋ空間に対する異なる変調や異なるコントラスト特性を達成するように様々な順序で収集することができる。横断次元方向（複数のこともある）でのｋ空間位置に関しては、ｋ空間の一方のエッジから他方のエッジまでの順次収集、中心から外に向かった収集、交互配置方式での収集、あるいはその他所望の任意のパターンでの収集、を行うことができる。
【００５２】
さらに、横断次元方向（複数のこともある）でのｋ空間位置は複数のテーブル通過路での収集を可能とするように任意の数の部分集合に分割することが可能である。例えば、ｋtransverseデータは２段階で収集することが可能である。第１段階では、ｋ空間の中心からある半径範囲内にあるｋtransverse位置を収集することができる。必要なデータからなるこの部分集合を収集するには時間がより短くて済むため、選択したＦＯＶにわたってテーブルをより高速で移動させることが可能である。ある例示的用途では、これにより、画像コントラストに関する影響が最大であるｋ空間の中心位置を、外的なＭＲ造影剤の投与に続いて最適なコントラスト点で収集することが可能となる。次いで、テーブルを再度同じＦＯＶにわたって戻すように移動させ、より高空間周波数のｋ空間データを収集している。
【００５３】
別の拡張として、テーブル移動方向で、もっと大きな選択スラブ厚に関するデータを収集することが可能である。この追加的なデータは、横断ｋ空間位置のすべてに対して収集することや、幾つかの位置のみ（例えば、ｋx＝ｋy＝０の線）に対して収集することが可能である。この追加的なスラブ厚は、同じ傾斜波形の組の後続する反復に対する収集データにより重なった空間的領域からデータが収集されるように選択することが可能である。この重なったデータは、２つの収集間でのテーブル移動距離の推定に使用することが可能であり、また別の画像補正係数の推定に使用することが可能である。スラブ厚を大きくしたこれらの収集からのデータの一部分を用いると、図８で説明する通常方式で画像を再構成することが可能であり、またこれらの収集を撮像検査での標準的収集の間に差し入れた追加的な収集とすることも可能である。重なったデータを有するような収集は、同一の撮像パラメータを有することができ、また異なるエコー時間や読み出し傾斜とすることもできる。
【００５４】
テーブル移動方向で、単一の解剖学的位置に関するｋ空間データは、様々なテーブル位置において収集したデータから編集されているため、テーブル移動方向の位相や振幅に何らかの変動があると画像アーチファクトが生じることになる。こうしたアーチファクトを最小限にするためには、磁場不均一性に起因するテーブル移動方向での周波数変動を再構成の間で復調させる。印加された外部磁場により誘導される周波数変動はテーブル移動を開始する前に推定することができる。傾斜の非直線性は、これらの不完全性がテーブル移動方向と横断次元方向（複数のこともある）とで分離可能であると仮定することにより補正することができる。テーブル移動方向での傾斜の非直線性は各データ収集ごとに補正する。横断非直線性は、データ収集時点でのテーブル位置に関する知見を用いて決定される各横断ｋ空間位置（あるいは、一群の位置）に対して異なる係数を用いて補正する。収集中にテーブル移動により位相誘導された信号は再構成の間に補正することができる。
【００５５】
図９は、図８の技法に従ったデータ収集シーケンスの流れ図である。データ収集シーケンスを３４０において初期化した後、３４１において各傾斜軸（ｘ、ｙ及びｚ）に対する第１の傾斜波形の選択を行う。変数ｉにより各軸ごとに選択する波形を表している。テーブルは所望のＦＯＶの上側または下側の位置に位置決めする。好ましい実施形態では、この開始位置は３４２において選択し、所望のＦＯＶの先頭側エッジに到達する前に３４３においてテーブルを所望の一定速度まで加速できるようにしている。別法では、その開始位置をデータの収集を要する最初の位置の近傍に来るように選択することができ、またデータ処理の際に加速中のテーブル速度の変化を考慮に入れることが可能である。ＭＲデータは、ＲＦパルスを用いたスピンの励起と関心ボリュームをエンコードするための磁場傾斜波形の印加を反復（３４４）することによって収集する。テーブル加速中にデータを収集しない場合であっても定常状態のＭＲ信号レベルを確立させるために、ＲＦと傾斜のすべての波形を繰り出させている。テーブル移動がｚ方向であると仮定すると、各収集により、テーブル移動と垂直な次元方向（複数のこともある）（ｋx及び／またはｋy）にあたる選択した横断ｋ空間位置（複数のこともある）に関してすべてのｋzデータの収集が保証されることになる。テーブル位置及び／または速度は計測するか推定するかし、データの収集時点に対して記録している。テーブル移動方向でのデータにより表される空間的範囲は、収集フィルタをスラブ厚の制限に使用できるような方法によりデータを収集することによって制限している。次いで３４８において、所望のＦＯＶを再構成するのに十分なデータを収集し終えたか否かを決定するための判定を行う。所望ＦＯＶの再構成に十分なデータを収集し終えていない間は（３４８、３５０）、システムにより傾斜磁場波形の組が完全に印加し終わったかどうか（Ｉ＝Ｎwf？）を確認する（３５１）。傾斜磁場波形の完全な組を印加し終わっている場合は（３５１、３５２）、３５３においてシステムにより再度各軸に対して第１の波形を選択し、３４４において新たに循環を開始する。印加が終わっていない場合、システムは次の傾斜波形に繰り上げする（３５６）と共に、テーブルの移動を継続しながら現在のスラブ位置に対するデータを収集する（３４４）。この処理は、ＦＯＶの全体にわたってスラブをすべてスキャンし終えるまで（３５８）反復させ、このスキャンは完了する（３６０）。繰り返しになるが、テーブル移動方向は任意に選択でき、ｚ方向として表現している。しかし、本発明をこのように限定するものではない。容易に理解されるであろうように、３次元軸を表現するには任意の文字組の割り当てを用いることができる。
【００５６】
図８のテーブル位置１での収集など各データ収集位置では、テーブル移動方向で完全なデータ組を収集するのに必要な傾斜波形または複数の波形と一緒に、テーブル移動方向と垂直な傾斜軸に対して固有の磁場傾斜波形または波形の組（横断波形）が印加されることに留意されたい。位置２、３、及び４では、テーブル移動方向と垂直な軸に対して異なる傾斜磁場波形または波形の組を印加する。テーブル移動方向と平行な軸に対する波形は、各組に関して同じとすることができ、あるいは様々とすることもできる。次の一連の収集位置５〜８（図８）ではデータ収集１〜４の場合と同じ磁場傾斜波形を用いている。したがって、この一連に対しても適正な磁場傾斜波形の印加を繰り上げするために図９において変数ｉを使用しており、ある一連が完了すると、次の一連に対して同じ波形を繰り返させている。
【００５７】
ここで図１０を参照すると、本発明の実施の一形態によるデータ処理スキームを流れ図の形で表している。データをオンザフライで収集している状態にあるか、すべてのデータを収集し終えた状態であるかのいずれとすることもできる３８０において開始させた後、ＭＲデータに対してテーブル移動に起因する位相誘導に関する補正を行う（３８１）。次いでデータは３８２においてテーブル移動方向（この場合では、ｚ方向）でフーリエ変換し、さらに必要に応じて、当該方向での磁場の不完全性及び傾斜の非直線性に関してデータを補正する（３８４）。フーリエ変換の後、スラブのエッジ境界にあるデータ、及び／または追加的データを必要に応じて棄却する（３８６）。フーリエ変換の後またはフーリエ変換中のいずれかにおいて、必要に応じて補間を行いながら、データを整列させて解剖学的位置をマッチングさせる（３８８）。次いで３９０において、データに対して横断次元方向（複数のこともある）でグリッド区分するステップ、横断方向（複数のこともある）でシム誤差を補正するステップ、横断方向（複数のこともある）でホモダイン処理するステップ、及び／または横断次元方向（複数のこともある）での傾斜の非直線性を補正するステップの追加的処理ステップのうち、その撮像手順の特異性からの要求に応じて、その幾つかやすべてを行う、あるいはいずれも行わない。次いで３９２において、このデータを横断次元方向（複数のこともある）でフーリエ変換し、最終画像を再構成させる（３９４）
図１１を参照すると、本発明の別の実施形態の各ステップを流れ図の形で表している。データ収集シーケンスを初期化（４００）した後、横断ｋ空間波形をＮwfからなるＮs個の部分集合に分割する（４０２）。部分集合は波形の数が等しくないように形成することもできるが、この簡略な例では、各部分集合は等しい波形の数Ｎwfを有している。次いで４０４において、第１の部分集合の第１の波形を選択する。次いで、患者テーブルを開始位置に位置決めし（４０６）、４０８において所望ＦＯＶの先行側エッジに到達する前にテーブルを所望の一定速度まで加速できるようにしている。次いで４１０において、ＭＲデータは、ＲＦパルスを用いたスピンの励起と、現在のスラブをエンコードし関連する横断ｋ空間位置に関するすべてのｋzデータが収集されるようにＩ番目の部分集合のＪ番目の傾斜波形の各傾斜軸に対する印加と、を反復させることによって収集される。４１２において、この処理は、選択した部分集合に関して所望のＦＯＶを再構成させるような十分なデータを収集し終えているか否かを判定する（４１２）。十分でなければ（４１２、４１４）、この処理は４１６において、磁場傾斜波形の完全な組を印加し終えたかどうか（Ｊ＝Ｎwf）を判定する。印加し終っている場合（４１６、４１８）、この処理は、４２０において再び各軸に対する第１の波形を選択し、４１０において新たな循環が開始される。印加し終えていない場合（４１６、４２２）、この処理は次の傾斜波形に繰り上げし（４２４）、現在のスラブ位置に対してデータを収集する。この処理は、ＦＯＶ全体にわたってすべてのスラブをスキャンし終えるまで反復し、第１の方向または前進方向でのスキャンが完了する。
【００５８】
４１２において、この処理により選択した部分集合に関して所望ＦＯＶを再構成させるだけの十分なデータが存在すると判定された場合（４２６）、この処理は４２８において、最後の部分集合をエンコードし終えたか否かを判定する。エンコードし終っていない場合（４２８、４３０）、この処理は４３２において、部分集合を繰り上げし波形をリセットする、すなわち、Ｊ＝１とする。４３４において、テーブルを速度ゼロまで減速させ、続いて逆転させ、さらに所望の一定速度に達するまで加速する。次いで４１０において、テーブルを第２の方向または逆方向に移動させながら、ＲＦと、各傾斜軸に対する第（Ｉ＋１）部分集合のＪ番目の傾斜波形を印加する。４２８において最後の部分集合をエンコードし終えており、かつ所望ＦＯＶの最終画像を再構成させるのに十分なデータを収集し終えている場合（４３５）、このスキャンは４３６において終了する。
【００５９】
本明細書に記載したような方法を用いると様々なコントラスト特性をもった画像の収集が可能である。例えば、その画像によりプロトン密度強調、Ｔ１強調、Ｔ２強調、あるいは静止テーブル式イメージングで利用可能なその他の強調を表示することが可能である。画像コントラストは、ＲＦ及び傾斜波形を、選択した撮像スラブの上側または下側の領域内で飽和させたり、逆転させたり、さもなくばスピン操作させたりできるように設計させるか、あるいは特異的なスペクトル特性をもつようにして、イメージング用ＲＦと傾斜波形の反復を交互配置させることにより操作することが可能である。こうした飽和領域により飽和した方向から流入する物質を抑制することが可能であり、脂肪スピンを飽和させることが可能であり、また患者テーブルの動きによる異なるコントラスト効果を達成することが可能である。
【００６０】
本発明に関して多くの利点が存在する。例えば、本発明により、患者方向及び／または患者テーブル移動方向での連続移動と周波数エンコードを伴うような３Ｄイメージングが可能となる。テーブル移動方向での連続移動と周波数エンコードを伴うような２次元の単一スライスまたは多重スライスのイメージングも可能である。さらに、本発明によりこの移動方向での連続移動と周波数エンコードを伴うような２Ｄ投影を実現することができる。本発明によりさらに、グリッド式再構成技法を使用したうずまき形、同心円リング、可変密度など位相エンコード位置の様々な空間的分布が可能となる。本発明によりさらに、連続的テーブル移動を用いた部分ｋ空間イメージング方法、並びに連続的テーブル移動を用いた異なる位相エンコード順序が可能となる。本発明によりさらに、テーブルの移動方向でのより大きな収集スラブ厚を用いてテーブル位置の追尾が可能となり、これによりデータの重複が可能となる。さらに、テーブルを所望の解剖構造を覆うように数回移動させ、より良好な画質を達成することができる。本発明によりさらに、移動式テーブルを用いた非共鳴や傾斜直線性の補正の実行、並びに移動式テーブルの際の飽和バンドの使用が可能となる。本発明では、同じｋ空間線または異なる線のいずれかを再収集するようなテーブル移動方向でのＥＰＩ読み出しが可能である。さらに、本発明により異なる位相エンコード位置に対する異なる時間更新レートが可能となる。
【００６１】
したがって、本発明は、スラブ境界アーチファクトを生じさせずに大きなボリュームを撮像する方法であって、ＭＲスキャナの最適撮像ボリュームと比べてより大きな所望のＦＯＶを規定すること、この所望ＦＯＶと比べてより小さいがＭＲスキャナの最適撮像ボリューム範囲にあるようにスラブ厚を第１の方向で選択すること、スピンを励起しエンコードして選択したスラブ厚に制限されるようなデータを収集すること、を含んだ方法を含む。テーブル移動方向において残りの方向（複数のこともある）の部分集合に関する全エンコード・データを含んだＭＲデータを収集し、最適撮像ボリュームと撮像対象のうちの一方を連続的に移動させて別のＭＲデータ組を収集する。このＭＲデータ組の収集とテーブルの連続移動からなる処理は、所望のＦＯＶがカバーされるまで反復する。収集したＭＲデータは、テーブルの動きを追尾するために使用し解析することができる。好ましい実施の一形態では、各ＭＲデータ収集は、テーブル移動方向で残りの横断次元（複数のこともある）から選択した部分集合に関するすべてのｋ空間データを収集することを含み、さらに、移動方向に沿ったｋ空間次元方向（複数のこともある）で均一なｋ空間軌道をエンコードさせる一組の、すなわち一連の、磁場傾斜波形を規定することを含む。
【００６２】
本発明はさらに、図１を参照しながら開示したような、ＭＲＩシステムのマグネット範囲内で前後方向に移動可能な患者テーブルと、ＭＲＩシステムの最適撮像ボリュームと比べてより大きな所望ＦＯＶを規定する入力を受け取るようにプログラムしたコンピュータと、を有するＭＲＩ装置を含む。このＭＲＩシステムは、偏向磁場を印加するようにマグネットのボアの周りに配置させた複数の傾斜コイルと、ＲＦ信号をＲＦコイル・アセンブリに送信してＭＲ画像を収集させるようにパルスモジュールによって制御を受けるＲＦ送受信器システム及びＲＦスイッチと、を備えている。コンピュータは、ＭＲデータの収集、並びにテーブル移動方向と垂直な方向でのデータから選択した部分集合に関するテーブル移動方向での周波数エンコードを用いた全ＭＲデータの収集が行われるようにマグネットに対して固定したスラブを規定するようにプログラムしている。患者テーブルはこの固定スラブの位置を維持しながら移動させており、このシステムはさらに、所望ＦＯＶ全体にわたってこのＦＯＶの画像再構成に十分なＭＲデータ組が収集されるまでこの収集と移動を反復するようにプログラムされている。
【００６３】
さらに、本発明は、医用画像スキャナを制御し、スキャン境界間で境界アーチファクトのない画像を作成させるためのコンピュータ・プログラムも含む。このコンピュータ・プログラムは、医用画像スキャナの事前定義の最適撮像エリアと比べてより大きなエリアに及ぶＦＯＶを選択させること、並びに選択したＦＯＶ内のある領域を励起するためのＲＦパルスと、この領域をある方向でエンコードするための磁場傾斜とを反復して印加することによってＭＲデータを収集させること、をコンピュータに行わせるように制御するための一組の命令を有している。この命令はさらに、この領域をテーブル移動方向でエンコードするためにｋ空間軌道を適用すること、並びに残りの方向（複数のこともある）の部分集合に関するデータを収集すること、を行わせるようにコンピュータを制御している。このコンピュータ・プログラムは、撮像対象を事前定義の最適撮像エリアに対して（あるいは、この逆で）連続して再位置決めすること、並びにＦＯＶの画像が再構成できるようにＦＯＶ全体に及ぶ完全な画像データが収集されるまでこの画像データ収集及び撮像エリアの連続再位置決めを反復すること、を行わせるための命令を含んでいる。最適撮像エリアの位置決めは収集したＭＲデータを用いるか、あるいは別の周知の処理方法を用いて追尾することができる。
【００６４】
本発明により、スラブ境界アーチファクトがない画像が得られ、データ収集に要する時間が短縮され、かつテーブル移動範囲だけからしか制限を受けないような空間的カバー範囲が可能となる。
【００６５】
本発明を好ましい実施形態について記載してきたが、明示的に記述した以外に、本特許請求の範囲の域内で等価、代替及び修正が可能であることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明で使用するためのＭＲイメージング・システムのブロック概要図である。
【図２】本発明によるデータ収集技法の実施の一形態を表した図である。
【図３】図２と同様の図であって、本発明によるデータ収集技法の別の実施形態を表した図である。
【図４】図２及び３に示すデータ収集で使用するためのデータ収集アルゴリズムを表した流れ図である。
【図５】図４のデータ収集中またはデータ収集後のいずれかにおいて利用するデータ処理ステップを表した流れ図である。
【図６】収集回数を、スラブ厚の４つの値に関する全ｚ−ＦＯＶに対してプロットしたグラフである。
【図７】全スキャン時間を、図６でプロットしたスラブ厚の４つの値に関する全ｚ−ＦＯＶに対してプロットしたグラフである。
【図８】本発明によるデータ収集技法の別の実施形態を表した図である。
【図９】図８に示すデータ収集で使用するためのデータ収集アルゴリズムを表した流れ図である。
【図１０】図９のデータ収集中またはデータ収集後のいずれかにおいて利用するデータ処理ステップを表した流れ図である。
【図１１】本発明の代替的実施形態によるデータ収集アルゴリズムを表した流れ図である。
【符号の説明】
１０  ＭＲＩシステム
１２  オペレータ・コンソール
１３  入力デバイス
１４  制御パネル
１６  スクリーン、ディスプレイ
１８  リンク
２０  コンピュータ・システム
２０ａ  バックプレーン
２２  画像プロセッサ・モジュール
２４  ＣＰＵモジュール
２６  メモリ・モジュール
２８  ディスク記憶装置
３０  テープ駆動装置
３２  システム制御部
３２ａ  バックプレーン
３４  高速シリアル・リンク
３６  ＣＰＵモジュール
３８  パルス発生器モジュール
４０  シリアル・リンク
４２  傾斜増幅器
４４  生理学的収集制御器
４６  スキャン室インタフェース回路
４８  患者位置決めシステム
５０  傾斜コイル、傾斜磁場コイル・アセンブリ
５２  マグネット・アセンブリ
５４  偏向用マグネット
５６  ＲＦコイル
５８  送受信器モジュール
６０  ＲＦ増幅器
６２  送信／受信スイッチ
６４  前置増幅器
６６  メモリ・モジュール
６８  アレイ・プロセッサ
１００  患者
１０２  移動可能テーブル
１０４  前後方向
１０６  データ収集の組
１０８  最適撮像エリア
１１０  所望ＦＯＶ
１１２  スラブ、関心ボリューム
１１４  スラブ厚
１２０  ｚ−ｋx−ｋyデータ
１３０  最終再構成画像
１３４  データ組
１３６  ｚ−ｋx−ｋyデータ組
１３８  最終画像
３００  患者
３０２  移動可能テーブル
３０４  前後方向
３０６  データ収集
３０８  最適撮像エリア
３１０  所望ＦＯＶ
３１２  スラブ、関心ボリューム
３１４  スラブ厚
３２０  ｚ−ｋtransverseデータ
３３０  最終再構成画像
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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