JP2007534414A - コントラスト操作および／またはスキャンパラメータ更新を含む連続移動テーブルｍｒｉ - Google Patents

Abstract

連続テーブル移動磁気共鳴撮像システムが、少なくとも被験体速度、テーブル速度方向の視野の長さおよび準備シーケンス時間を含むスキャンパラメータの値を決定するためのプロセッサ（７０）を含む。収集は、テーブル移動の間に画像コントラストを操作したりスキャンパラメータを更新したりするための一つまたは複数の準備動作（５４）を実行することを含む。支持された撮像被験体を決定された速度で連続的に動かすためのテーブル（１６）が提供される。該テーブルによって連続的に動かす被験体が通る磁気共鳴撮像スキャナ（１０）が、前記の決定されたスキャンパラメータを使って、前記の連続移動の間に、撮像される被験体の磁気共鳴撮像データを収集する。再構成プロセッサ（３０、３４、４０）が収集されたデータを再構成して視野の画像とする。

Description

以下は磁気共鳴撮像技術に関する。癌検診、血管造影および全身もしくはその大きな部分に対して有利に実行されるその他の診断撮像手続きにおいて格別の用途を見出すものであり、特にその関連で記述されるが、連続移動テーブル磁気共鳴撮像一般にも用途を見出すものである。

磁気共鳴スキャナの視野は限られており、典型的には平均的な人よりも著しく小さい。よって、磁気共鳴撮像は「全身」またはその他の広い関心領域といったスキャナ視野よりも大きな関心領域の撮像を実行するためにはそのままでは使われない。これは癌検診、血管造影などといった診断タスクのための磁気共鳴撮像の有用性を制限する。

スキャン視野よりも大きな広い関心領域の磁気共鳴撮像のための一つのアプローチは、マルチステーション法である。このアプローチでは、撮像は離散ステップで進行する。各ステップの間に一つのスキャナ視野が撮像される。その後、被験体は内腔を軸方向にスキャン視野の長さと等しい距離だけ進められる。逐次撮像された視野をはぎ合わせることで広い関心領域の像が形成される。

このマルチステーション法はある種の欠点がある。一連の各位置の間で繰り返される移動・停止の運動は患者にとってわずらわしいことになりうる。さらに、撮像被験体の内腔での離散的なステップごとの前進の間には撮像は停止しなければならない。これは全撮像セッション時間を増し、相続くスキャナ視野の間の境界における著しい不連続を生成する。

スキャナ視野より大きい広がった関心領域を撮像するためのもう一つのアプローチは、連続移動テーブル磁気共鳴撮像である。このアプローチでは、患者はスキャナ内腔を連続的に、典型的には一定のテーブル速度で軸方向に前進させられ、その連続的なテーブル送りの間に磁気共鳴撮像データが収集される。このアプローチは、マルチステーション法のような離散的な移動・停止のテーブル移動をなくすので、患者にとってわずらわしさは減るかもしれない。さらに、時間的に割ってはいる離散ステップごとの前進がなくなることで、相続いて撮像される視野間の不連続性も減少する。連続移動テーブルのアプローチでは、軸方向に短縮した視野を使うことによって不連続性をさらに減らすこともできる。すなわち、全スキャナ視野よりも軸方向に著しく薄い厚板状の視野を撮像するのである。マルチステーション法で短縮視野を使うことは離散的な前進ステップすなわち撮像位置を著しく増加させるので好ましくないことは理解されるであろう。

しかしながら、連続移動テーブル撮像のこれらの利点には著しい欠点が伴う。連続移動する撮像被験体は、磁場および当該静止磁気共鳴撮像スキャナの他の側面に対して動いている撮像被験体座標系に対応する。これは、完全だが実質的に非冗長性のデータセットの収集を保証する際に、難しいタイミングの問題を生じる。しかも、コイル装荷、共鳴周波数、患者誘起感受率およびフリップ角変動といった患者に依存して調整される撮像パラメータは典型的には連続的な患者の送りの間に変化する。さらに、患者に対して定義される（すなわち撮像被験体の座標系で定義される）各ボクセルは、撮像中、磁場勾配の中を連続的に移動する。B₀磁場およびB₁磁場は固有の不均一がある。そのようなボクセルの動きは収集されたk空間サンプルに蓄積された位相誤差またはその他の誤差を導入しうる。それは再構成された画像における画像乱れに変換される。

これまでは、連続移動テーブル撮像は主としてコントラスト増強血管造影に適用されてきた。この用途では、注入される磁気造影剤の進行が循環系を通じて追跡される。連続テーブル移動は動的な薬剤前進の追跡を容易にする。ある特定の手法では、造影剤は、血液／組織コントラストを上げるために血液のT1値を下げる。コントラストは主として造影剤によって与えられるので、連続的な患者の送りに起因する撮像乱れは大いに抑制される。

当技術分野においては、非造影撮像、位相感受性撮像などのような分野でより広く利用される連続移動テーブル磁気共鳴撮像を可能にする改良された装置および方法の必要性がいまだ満たされずに残っている。本発明は、前述した制限などを克服する改良された装置および方法を考察する。

ある側面によれば、撮像被験体がデータ収集の間連続的に移動する連続移動磁気共鳴撮像法が提供される。少なくとも速度、視野の被験体移動方向の長さおよび準備シーケンス時間を含むスキャンパラメータの値が決定される。連続移動の間、その決定されたスキャンパラメータを使って撮像される被験体の磁気共鳴撮像データが収集される。該収集は、一つまたは複数の時間期間の間に一つまたは複数の準備動作を実行することを含む。収集されたデータは視野の像に再構成される。収集および再構成は連続移動の間続けられ、複数の視野にまたがる長い画像が生成される。

別の側面によれば、連続移動磁気共鳴撮像システムが開示される。少なくとも被験体速度、テーブル速度方向の視野の長さおよび準備シーケンス時間を含むスキャンパラメータの値を決定するためのプロセッサが提供される。支持された撮像被験体を決定された速度で連続的に動かすためのテーブルが提供される。該テーブルによって連続的に動かす被験体が通る磁気共鳴撮像スキャナが、前記の決定されたスキャンパラメータを使って、前記の連続移動の間に、撮像される被験体の磁気共鳴撮像データを収集する。該収集は、一つまたは複数の時間期間の間に一つまたは複数の準備動作を実行することを含む。再構成プロセッサが収集されたデータを再構成して視野の画像とする。

一つの効果は、非造影撮像、位相感受性撮像およびその他の種類の磁気共鳴撮像のための連続移動テーブル磁気共鳴撮像の使用を容易にすることにある。

もう一つの利点は、蓄積した位相誤差、磁場不均一および高周波磁場非一様性に起因する画像乱れの低減にある。

もう一つの効果は、シームレスな全身および大きな領域の画像が生成されることである。

さらにもう一つの効果は、全撮像セッション時間の短縮にある。

数多くの追加的な効果および恩恵が、好ましい実施形態についての以下の詳細な記述を読むことで当業者には明らかとなるであろう。

本発明はさまざまな構成要素および構成要素の配置の形をとることができる。図面は好ましい実施形態を図解する目的のためだけであり、本発明を限定するものと解釈してはならない。

図１を参照すると、磁気共鳴撮像スキャナ１０は磁気共鳴撮像を検査領域１２で実行する。磁気共鳴撮像スキャナは典型的には、時間的および空間的に実質的に一定の磁場B₀を検査領域１２に生成する静磁場コイルと、選択的に磁場勾配を検査領域１２に生成するための傾斜磁場コイルと、検査領域１２内に配置された撮像被験体に磁気共鳴を選択的に励起するための一つまたは複数の高周波コイルとを含んでいる。連続直線並進機構１４が関連する撮像被験体（図示せず）を支持するパレットまたはその他の患者台１６を、検査領域１２を通って、図１でｚ方向と示されている直線方向に移動させる。多くの診断撮像用途では、関連する撮像被験体はテーブル１６上にうつぶせに横たわる患者であり、連続移動のｚ方向は患者の軸方向に対応する。しかし、その他の撮像被験体および撮像被験体の配位を利用することもできる。

撮像の間、スキャナ１０は空間的および時間的に実質的に一定の磁場B₀をｚ方向に平行に発生させる。磁場B₀を空間的および時間的に一定にするようあらゆる努力が払われるものの、検査領域１２内を動く患者が通過する磁場B₀には不均一がある。撮像被験体の検査領域１２内に配置された部分に磁気共鳴を発生させ、空間的にエンコードするために、磁気共鳴撮像コントローラ２０は、スキャナ１０の傾斜磁場コイルおよび一つまたは複数の高周波コイルの励起を制御する。この検査領域１２内に配置される部分は、支持テーブル１６の連続移動のために連続的に変化する。選択された磁場勾配を適用することによって、磁気共鳴信号の収集の間に検査領域１２内で、デカルト軌跡、複数の動径軌跡または螺旋軌跡といった選択されたk空間軌跡がたどられる。スキャナ１０の一つまたは複数の高周波コイルを使って磁気共鳴k空間サンプルが受信され、該サンプルはk空間データメモリ２４に保存される。

磁気共鳴撮像スキャナは、実施形態によっては、一つまたは複数の空間的分布図すなわち較正を収集するためにも使われる。たとえば磁場B₀の不均一性、高周波励起の非一様性、フリップ角分布図などで、これは分布図／較正データメモリ２６に保存される。これらの実施形態におけるk空間サンプルは補正プロセッサ３０によって補正されるが、該補正プロセッサ３０は、撮像被験体の連続移動による磁場B₀の不均一性を通じて、適用される高周波磁場の非一様性を通じて、および適用される磁場勾配を通じて生じる位相誤差について、収集されたk空間サンプルを補正する。補正プロセッサ３０は分布図すなわち較正データを分布図／較正データメモリ２６から受け取り、テーブル位置も時間の関数として受け取り（図１ではz_tと示されている）、この情報を使って収集されたそれぞれのk空間サンプルを、該k空間サンプルが収集された時点での不均一な磁場中を連続的に移動する関連する撮像被験体の位置、適用された磁場勾配および／または非一様な高周波磁場と関連付ける。

解剖学的構造整列プロセッサ３４もテーブル位置を時間の関数として受け取り（図１ではz_tと示されている）、この情報を使ってk空間データを、連続移動する関連撮像被験体の撮像被験体座標に変換する。再構成プロセッサ４０はたとえばフーリエ変換に基づく再構成アルゴリズムを使って変換されたk空間サンプルを再構成して再構成画像とし、これが画像メモリ４２に保存される。整列プロセッサ３４がk空間データを撮像被験体座標系と整列させるのは、フーリエ変換再構成後に実行されるｚ方向の空間シフトによるか、あるいはk空間データの復調によってである。

ユーザーインターフェース４４は放射線医、技師またはその他の操作者が再構成された画像を閲覧し、該再構成画像を病院ネットワーク、インターネットまたはその他のコンピュータネットワークを通じて伝送し、該画像を印刷し、あるいは該再構成画像をその他の仕方で操作することを可能にする。ユーザーインターフェース４４は好ましくは、磁気共鳴撮像スキャナ１０の動作の制御を可能にするために、放射線医、技師またはその他の操作者と磁気共鳴撮像コントローラ２０とのインターフェースともなる。

引き続き図１を参照し、さらに図２も参照すると、k空間スキャン４８はテーブル速度の方向すなわちｚ方向に選択された長さ（FOVと記される）をもつ視野（field of view）を撮像する。ｚ方向の視野の長さは一般に厚板に対応し、ｚ方向のスキャナ視野の長さ以下である。

任意的に、k空間は２つ以上のセグメントなど、いくつかのセグメントに分割される（セグメント数をMとする）。単一セグメント（M＝1）を使うこともできる（すなわち、k空間は任意的に、複数のセグメントに分割されなくてもよい）。図２の例では、セグメント１，２、３、４…Mが図示されている。各セグメントは準備シーケンス５４を含むシーケンスを使って収集されるが、該収集はある準備（preparatory）シーケンス時間（T_p）にわたって、それぞれがある繰り返し時間（TR: repetition time）の継続時間をもつk空間位相エンコード／サンプリングサイクル５８の複数（N_Mとする）サイクルにわたって実行される。任意的に、それぞれが継続時間TRの勾配切り換え立ち上げサイクル６２の一つまたは複数（N_dとする）が位相エンコード／サンプリングサイクル５８の収集に先立って実行され、その後の撮像のための定常状態が確立される。（これらの特徴は図２ではセグメント３についてのみ明示的に示されている。）
図２に記されているように、準備シーケンス５４は継続時間T_pを有し、立ち上げサイクル６２は継続時間N_d×TRを有し（ここで、N_dは０でもよい；その場合、立ち上げサイクルが使われないことを示す）、k空間位相エンコード／サンプリングサイクル５８は継続時間N_M×TRを有する。準備シーケンス５４、立ち上げサイクル６２およびk空間位相エンコード／サンプリングサイクル５８の間に時間の空隙がないとすると、k空間スキャン４８についてのスキャン時間（T_scanと記される）は次式で与えられる。

T_scan＝M×(T_p＋N_d×TR＋N_M×TR) (1)
位相エンコードステップの総数（Nと記される）は各セグメント中の位相エンコードステップの数（N_M）にセグメント数（M）を乗じることによって、すなわちN＝N_M×Mと与えられる。この表式を使って、式(1)は次のように書き直せる。

T_scan＝M×T_p＋(N＋M×N_d)×TR (2)
視野が２次元であれば、位相エンコードステップの総数（Nと記される）は２次元スライスにおけるk空間のラインの数に対応する。他方、３次元撮像においては、位相エンコードステップの総数は２つの位相エンコード方向におけるライン数の積、すなわち、N＝N₁×N₂である。ここで、N₁およびN₂はそれぞれ２つの位相エンコード方向における位相エンコードのライン数である。非デカルトk空間軌跡についての収集時間も当業者によって容易に計算される。

k空間スキャン４８の期間中、テーブル１６は固定された直線速度（vと記される）で連続的に移動している。したがって、テーブル速度のｚ方向における撮像される体積の視野の長さ（FOV）はv×T_scanによって与えられる。等価にはT_scan＝FOV/vである。この表式を式(2)に代入して整理すると、次式が得られる。

FOV＝v×[(N＋M×N_d)×TR＋M×T_p] (3)
k空間スキャンの視野のｚ方向の長さ（FOVと記される）はスキャナ視野のｚ方向の長さと同じでもよいことは理解されるであろう。代替的に、k空間スキャンの視野のｚ方向の長さ（FOVと記される）はスキャナ視野のｚ方向の長さより短くてもよいことは理解されるであろう。スキャナ視野より短いFOVを使うことで、最終的な再構成画像における不連続の度合いを有利に低減できる。

立ち上げサイクル６２は、k空間サンプリング画像データを収集する前に定常状態を達成すべき高速フィールドエコー（FFE: fast field echo）など、ある種の撮像技術にとって有利である。定常状態または準定常状態の達成が有利でないその他の種類の撮像では立ち上げサイクルは好適に省かれ（N_d＝0）、その場合、式(3)は次のように単純化される。

FOV＝v×[N×TR＋M×T_p] (4)
実施形態によっては、準備動作または準備動作のいくつかは、視野あたり一度（すなわちk空間スキャンあたり１回）しか実行されないのが好適なことがある。たとえば、磁場マッピング、コイル装荷、共鳴周波数測定などは当該k空間スキャンに一度実行するのが十分でありうる。その結果を視野の全セグメントのデータの補正に使うのである。同様に、スラブ飽和準備（slab saturation preparation）のようなコントラスト修正準備動作においては、コントラスト修正を十分な長さ持続させて、単一のコントラスト増強準備がk空間スキャン全体に有効であるようにしてもよい。

最も一般的な場合には、視野あたり一度実行される準備動作が一つまたは複数あり、各セグメントについて実行されるその他の準備動作が一つまたは複数ある。一つまたは複数の視野あたり一度の準備動作のための視野あたりの時間をT_p,1と表し、一つまたは複数のセグメントあたり一度の動作のためのセグメント（segment）あたりの時間をT_p,sで表すと、平均準備時間（T_pと表され、式(1)〜(4)で使われる）は次式で与えられる。

T_p＝(T_p,l/M)＋T_p,s (5)
すべての準備動作がセグメントごとに実行されるとしたら、T_p,l＝0およびT_p＝T_p,sである。他方、すべての準備動作が視野ごとに実行されるとしたら、T_p,s＝0およびT_p＝T_p,l/Mである。

図２に図示されているk空間スキャン４８は、準備シーケンス５４を、位相エンコード／サンプリングサイクル５８に先立つ単一の時間期間内に位置させているが、ある種の準備動作は位相エンコードステップと交互に実行されるのが好ましいことがある。たとえばいくつかのコントラスト操作準備パルスは持続性が短く、各位相エンコード／サンプリングサイクルの直前に、あるいは位相エンコード／サンプリングサイクルの８サイクルごとなどに適用される必要があるかもしれない。交互化はまた、準備シーケンス５４がT_pに等しい単一の時間期間にまとめられているために例示的なk空間スキャン４８に存在しているセグメント間不連続性を有利に低減させもする。準備シーケンスが位相エンコード／サンプリングステップの間で部分的または完全に分散または交互化されているとき、準備シーケンス時間（T_pと記される）は準備動作が実行される時間期間の和として計算される。

典型的には、式(3)のパラメータの多くは、所与の撮像セッションについては固定されている。たとえば、放射線医、技師またはその他の操作者は、特定の繰り返し時間（TR）、特定の位相エンコードステップ数（N）、特定のセグメント数（M）および操作者選択のｚ方向の視野の長さ（FOV）をもつ特定のFFE撮像シーケンスを選択しうる。同様に、準備シーケンス５４は操作者によって選択された既知の継続時間（T_p）の保存された準備シーケンスでありうる。この例では、テーブル速度だけが未指定のままである。したがって、式(3)は容易に評価され、撮像被験体の座標系で収集される一連の視野のそれぞれが次の視野に隣接し、かつ重なり合わないことを保証する好適なテーブル速度(v)が決定される。テーブル速度のこの値は、この連続移動テーブル撮像が、一連の逐次視野にわたって、撮像被験体の、空間的に連続し、かつ非冗長性のk空間サンプリングを提供することを保証する。

任意的に、式(3)を使って計算された速度を固定された百分率値だけ下げることによって視野の若干の重なり合いが選択される。隣接する視野どうしの重なり合う領域におけるボクセル値は平均して、視野間の境界における不連続性に起因する画像乱れを軽減できる。

図１を参照すると、より一般的に、パラメータプロセッサ７０が式(3)を評価して、欠けているパラメータ値を決定する。こうして、たとえば、テーブル速度(v)以外のすべてのスキャンパラメータが実行すべきスキャン種別その他の情報に基づいて既知である場合、パラメータプロセッサ７０は式(3)に基づいてテーブル速度(v)を計算し、収集される視野がテーブル速度の方向に所望の長さ（FOV）をもつようにする。テーブル速度以外の他のパラメータも、どの値がユーザーまたは呼び出された保存シーケンスによって指定されているか、およびどの値が未知のままであるかに依存して、同様に計算できる。

さらに、二つ以上のスキャンパラメータが未知のままであれば、式(3)を評価して該複数の未知スキャンパラメータの好適な組み合わせを決定できる。放射線医、技師またはその他の操作者は次いで利用可能な組み合わせから選択できる。たとえば、テーブル速度および視野がともに未知だとすると、式(3)は次式のように比FOV/vについて解くことができる。

FOV/v＝(N＋M×N_d)×TR＋M×T_p (6)
するとユーザーはFOVとvについて、それぞれが計算されたFOV/v比を満たす提案される値の対の集合を提示される。するとユーザーは提案された対のうちから、納得できるテーブル速度および視野を与える一つを選択することができる。

準備シーケンス５４はコントラスト増強準備シーケンスを適用することを含んでいてもよい。脂肪飽和準備（fat saturation preparation）、外側体積事前飽和準備（outer volume pre-saturation preparation）、T2準備（T2 preparation）、磁化転送コントラスト増強（magnetization transfer contrast enhancement）などである。各セグメントの継続時間はT_scan/Mで、典型的にはセグメント数（M）はセグメント継続時間T_scan/Mが十分短くなり、生成されるコントラスト増強が実質的にセグメント継続時間を通じて持続するように選択される。

図３を参照すると、任意的にコントラスト増強の効果のさらなる改善が、k空間の収集を、k空間の中心部分が最初に収集されるように選択することによって得られる。図３は、相続く２つのセグメントにおいて収集されるk空間サンプルの値をプロットしている。第一のセグメントでは、正のk空間値がk＝0で始まってk＝k_maxまで増加して収集される。第二のセグメントでは、負のk空間値がk＝0で始まってk＝−k_maxまで減少して収集される。準備シーケンス（図３では(1)と記される）はk空間サンプリングにすぐ先行しており、よってk＝0周辺でのデータは各準備シーケンスの直後に収集される。ある例では、準備シーケンス（図３では(1)と記される）のそれぞれはT2準備を含み、それにスペクトル部分反転回復（SPIR: spectral partial inversion recovery）を使った脂肪抑制パルス（fat suppression pulse）が続き、それに２つの立ち上げサイクルが続く。

準備シーケンス５４は追加的または代替的に、その他の準備動作を含む。たとえば、磁場B₀分布図データの収集、フリップ角分布図データの収集、または高周波分布図データの収集である。そのような任意的な分布図データは、分布図／較正データメモリ２６（図１参照）を更新するか該メモリに保存されるかし、収集されたら補正プロセッサ３０によってさまざまな不均一または位相誤差についてk空間サンプルを補正するために使われる。分布図データはまた、これらの変化についてリアルタイムで調整するためにスキャンパラメータを調整するためにも使うことができる。これらの不均一の多くは患者に依存して調整されるパラメータに反映される。たとえば、空間変動する被験体誘起感受率（B₀、共鳴周波数）、磁気共鳴撮像データの収集に使われる送受信無線周波コイルの属性（コイル装荷、振幅、位相、フリップ角など）、スキャンパラメータに影響しうる解剖学的構造に依存するパラメータなどである。撮像被験体は撮像の間、連続的に移動しているので、これらの患者に依存して調整されるパラメータまたは不均一分布図は撮像の間に連続的に変化する。したがって、各k空間スキャン４８についての準備動作は任意的に患者依存パラメータの分布図生成（マッピング）またはその他の決定を含む。

補正プロセッサ３０によって好適に実行される補正の一例では、静磁場B₀の不均一によって引き起こされる位相誤差が、データを画像領域にフーリエ変換し（たとえば、再構成プロセッサ４０のフーリエアルゴリズムにアクセスすることによって）、変換されたデータにスキャン開始前または準備シーケンス５４の間に収集されたB₀分布図を乗じることによって補正される。同様に、無線周波励起における非一様性によって引き起こされる位相誤差は、該データを画像領域にフーリエ変換し、変換されたデータに準備シーケンス５４の間に収集された無線周波分布図を乗じることによって補正されることができる。非線形な磁場勾配によって引き起こされるゆがみも、Glover et al.による米国特許4,591,789において述べられているような技法を使って補正プロセッサ３０によって補正できる。

収集されたk空間サンプルの補正は、各k空間ラインについて実行できる。代替的に、テーブル速度（記号v）が十分小さければ、k空間のいくつかのラインは一緒に補正されることができる。このアプローチは、患者に依存して調整されるパラメータがテーブル１６が連続的に移動するにつれ絶えず変動する間、そうした変化はテーブル速度が小さければゆっくりと変動していると期待できるということを認識するものである。収集されたk空間サンプルの補正は、実質的に任意の撮像シーケンスについて有利であるものの、蓄積された位相誤差が特に問題になりうるFFEシーケンスのような位相感受性の撮像においてとりわけ有用である。

本発明について好ましい実施形態を参照しつつ述べてきた。明らかに、以上の詳細な記述を読み、理解すれば他の者にも修正および変更が思いつくであろう。本発明は、付属の請求項またはその等価物の範囲内にはいる限り、そのようなすべての修正および変更を含むものと解釈されることが意図されている。

例示的な連続移動テーブル磁気共鳴撮像システムを図式的に示す図である。 図１の例示的な連続移動テーブル磁気共鳴撮像システムによって実行される例示的なk空間スキャンを図式的に示す図である。 付随するコントラスト操作準備シーケンスの有効性を向上させる、k空間スキャンの相続くセグメントにおける好ましいk空間サンプリングを図式的に示す図である。

符号の説明

２０ MRコントローラ
２４ k空間メモリ
２６ 分布図／較正データ
３０ 補正プロセッサ
３４ 解剖学的構造整列
４０ 再構成プロセッサ
４２ 画像メモリ
５４ 準備シーケンス
７０ パラメータプロセッサ

Claims (20)

1. 撮像被験体がデータ収集の間連続的に移動する連続移動磁気共鳴撮像方法であって：
   少なくとも速度、視野の被験体移動方向の長さおよび準備シーケンス時間を含むスキャンパラメータの値を決定し、
   撮像被験体を決定された速度で連続的に動かし、
   連続移動の間、前記決定されたスキャンパラメータを使って撮像被験体の磁気共鳴撮像データを収集し、該収集は、一つまたは複数の時間期間の間に一つまたは複数の準備動作を実行することを含み、
   収集されたデータを再構成して視野の画像にし、
   収集および再構成を連続移動の間続け、複数の視野にまたがる長い画像を生成する、
   ことを含むことを特徴とする方法。
2. 前記収集された磁気共鳴撮像データを、前記一つまたは複数の準備動作の一つとして実行された非一様性分布図生成に基づいて空間的な非一様性について補正する、
   ことをさらに含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
3. 前記収集された磁気共鳴撮像データを、前記連続移動に起因する調整されるパラメータの変動について補正する、
   ことをさらに含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
4. 請求項３記載の連続移動磁気共鳴撮像方法であって、前記調整されるパラメータが、（ｉ）磁場B₀の空間変動、（ｉｉ）共鳴周波数の空間変動、（ｉｉｉ）磁気共鳴撮像データの収集において使われる高周波コイルの属性、（ｉｖ）前記スキャンパラメータの一つまたは複数に影響する解剖学的構造依存パラメータ、からなる群から選択されることを特徴とする方法。
5. 撮像被験体を連続的に動かし、分布図データを収集する初期プレスキャンを、前記した磁気共鳴撮像データの収集に先立って実行し、
   収集された分布図データに基づいて撮像被験体位置依存の較正を計算し、
   前記撮像被験体位置依存の較正に基づいて、前記収集された磁気共鳴撮像データを、前記連続移動に起因する調整されるパラメータの変動について補正する、
   ことをさらに含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
6. 前記収集された磁気共鳴撮像データを、撮像被験体が連続移動の間に不均一な磁場を横切ることにより導入される位相誤差について補正する、
   ことをさらに含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
7. 前記連続移動の間のある期間に、磁場および高周波の不均一性のうち少なくとも一つを測定し、
   前記収集されたデータを前記測定された不均一性に従って補正する、
   ことをさらに含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
8. 前記スキャンパラメータの値を決定することが：
   他のスキャンパラメータの値に基づいて速度の値を計算する、
   ことを含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
9. 前記スキャンパラメータの値を決定することが：
   他のスキャンパラメータの値に基づいてスキャンパラメータの選択された一つの値を計算する、
   ことを含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
10. 前記一つまたは複数の時間期間の間に実行される前記一つまたは複数の準備動作が：
    コントラスト増強準備シーケンスを適用すること、
    B₀磁場分布図を収集すること、
    フリップ角分布図を収集すること、
    高周波分布図を収集すること、
    のうちの少なくとも一つを含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
11. 前記一つまたは複数の時間期間の間に実行される前記一つまたは複数の準備動作が：
    コントラスト操作準備シーケンスを適用することを含み、前記した磁気共鳴撮像データの収集が投与造影剤に関わるものでないことを特徴とする、
    請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
12. 前記再構成が：
    収集されたデータを、連続移動する撮像被験体の、収集の間の時間の関数としての位置に基づいて被験体座標に変換し、
    変換された収集データを再構成する、
    ことを含むことを特徴とする、請求項１記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
13. 前記したスキャンパラメータの値を決定することが：
    相続く視野の再構成画像が被験体移動方向に空間的に連続的であるようスキャンパラメータの値を決定することである、
    ことを特徴とする、請求項１２記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
14. 前記したスキャンパラメータの値を決定することが：
    相続く視野の再構成画像が被験体移動方向に空間的に隣接し、かつ重なり合わないようスキャンパラメータの値を決定することである、
    ことを特徴とする、請求項１２記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
15. 前記一つまたは複数の準備動作が実行される前記一つまたは複数の時間期間の合計が所定の準備時間となることを特徴とする、請求項１２記載の連続移動磁気共鳴撮像方法。
16. 連続移動磁気共鳴撮像システムであって：
    少なくとも被験体速度、テーブル速度方向の視野の長さおよび準備シーケンス時間を含むスキャンパラメータの値を決定するためのプロセッサと、
    支持された撮像被験体を決定された速度で連続的に動かすためのテーブルと、
    前記テーブルによって連続的に動かす被験体が通る磁気共鳴撮像スキャナであって、前記の決定されたスキャンパラメータを使って前記の連続移動の間に撮像される被験体の磁気共鳴撮像データを収集し、該収集は一つまたは複数の時間期間の間に一つまたは複数の準備動作を実行することを含むところのスキャナと、
    収集されたデータを再構成して視野の画像とする再構成プロセッサ、
    とを有することを特徴とするシステム。
17. 前記再構成プロセッサが：
    収集されたデータを、連続移動テーブルの、収集の間の時間の関数としての位置に基づいて撮像被験体座標に変換する解剖学的構造整列プロセッサを有しており、前記再構成プロセッサは変換された収集データを再構成することを特徴とする、請求項１６記載の連続移動磁気共鳴撮像システム。
18. 前記再構成プロセッサが：
    収集されたデータを、磁場勾配に起因する移動によって誘起される蓄積された位相誤差について補正する補正プロセッサを有しており、前記再構成プロセッサは補正された収集データを再構成することを特徴とする、請求項１６記載の連続移動磁気共鳴撮像システム。
19. 前記再構成プロセッサが：
    収集されたデータを、高周波励起の不均一性について補正する補正プロセッサを有しており、前記再構成プロセッサは補正された収集データを再構成することを特徴とする、請求項１６記載の連続移動磁気共鳴撮像システム。
20. 前記再構成プロセッサが：
    収集されたデータを、磁場の不均一性について補正する補正プロセッサを有しており、前記再構成プロセッサは補正された収集データを再構成することを特徴とする、請求項１６記載の連続移動磁気共鳴撮像システム。

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