JP4490819B2 - 循環的な磁気共鳴撮像方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）の分野に関連し、特に、対象が磁場を通って連続的に動かされるＭＲＩに関連する。

多くの医療診断手順において、対象の比較的大きい体積の画像表現を発生することが所望であるか、更には必要である。特許文献１は、薄い円筒状の均質な磁場の体積を用いて、円筒状の均質な磁場の体積を通して対象を連続的に動かすことにより対象の細長い部分の３次元診断画像を発生することが可能な磁気共鳴撮像システムを示す。これは、均質な磁場の体積を通る患者の動きに従ってＲＦ周波数を変化させることによって達成される。ＲＦパルスの周波数は、選択されたスライス位置が（動いている）患者に対して一定のままであるように、均質な磁場の体積に沿ってシフトされるにつれて線形に変化される。
米国特許第５，４２３，３１５号明細書

従来技術のアプローチは、画像処理の観点からは不利である。他の不利点は、データ取得に必要な時間が比較的長いことである。

従って、本発明は、磁気共鳴撮像用の改善された方法、コンピュータプログラムプロダクト、及び装置を提供することを目的とする。

本発明は、磁場によって与えられる撮像体積を通って対象が連続的に動かされている間の循環的な画像データ取得を可能とする改善された磁気共鳴撮像方法を提供する。循環的なデータ取得は、撮像体積を通って動かされる少なくとも２つの連続するサブ体積を網羅する。サブ体積に関するデータ取得は、真の３次元撮像法によって、又は、サブ体積が２次元スライスのスタックを含むマルチスライス撮像法によって行われる。

本発明によれば、対象は撮像体積を通って所定の経路に沿って動かされる。しばしば、所定の経路は直線である。かかる直線は、円筒状の磁石を有するＭＲ系において通常用いられる。他の実施例では、所定の経路は湾曲したものでありうる。かかる湾曲した所定の経路は、例えばＣ字型磁石を有する所謂オープンＭＲ系において使用されうる。

更に、サブ体積は、特に直線である所定の経路がサブ体積に対して本質的に垂直であるような向きとされうる。或いは、サブ体積は、所定の経路に対して傾斜されるような向きとされうる。特に、ＭＲ心臓用途では、体の主軸に対する対象の心臓の向きを考慮に入れるよう、サブ体積は所定の経路に対して望ましくは傾斜している。

本発明の望ましい実施例によれば、磁気共鳴画像データ取得の解像度は、磁場を通る対象の動きの速度を決定する基礎を成す。

本発明の望ましい実施例によれば、画像データ取得速度を高めるため、並列撮像技術が用いられる。これは、それに従って対象の動きの速度を高める。望ましくは、多数の受信チャネルを通じた同時受信に基づく並列撮像技術が用いられる。望ましくは、ＳＥＮＳＥタイプの並列撮像技術（「ＳＥＮＳＥ：Sensitivity Encoding for Fast MRI」,Klaas P. Pruessmann外、Magnetic Resonance in Medicine 42: 第９５２〜９６２頁（１９９９年））が用いられる。

本発明の望ましい実施例について、図面を参照して詳述する。図１は、安定した磁場を発生する第１の磁石系２と、Ｘ、Ｙ、Ｚ方向に傾斜を有する追加的な磁場を発生する幾つかの傾斜磁場コイル３とを含む磁気共鳴装置１を示す図である。図示の座標系のＺ方向は、従来の磁石系２における安定した磁場の方向に対応する。使用される測定座標系ｘ、ｙ、ｚは、図１に示すＸ、Ｙ、Ｚ系とは独立に選定されうる。傾斜磁場コイルは、電源装置４によって給電される。ＲＦ送信コイル５は、ＲＦ磁場を発生するよう動作し、ＲＦ送信器及び変調器６に接続される。

受信コイルは、例えば人間又は動物の体である検査されるべき対象７内でＲＦ磁場によって発生される磁気共鳴信号を受信するのに用いられる。このコイルは、ＲＦ送信コイル５と同じコイルでありうる。更に、磁石系２は、検査されるべき身体７の一部を収容するのに充分に大きい検査空間を囲む。ＲＦコイル５は、この検査空間内の検査されるべき身体７の一部の周り又は上に配置される。ＲＦ送信コイル５は、送信／受信回路９を介して信号増幅及び復調ユニット１０に接続される。

制御ユニット１１は、ＲＦパルス及び傾斜磁場パルスを含む特殊なパルスシーケンスを発生するよう、ＲＦ送信及び変調器６と、電源装置４とを制御する。復調ユニット１０から得られる位相及び振幅は、処理ユニット１２に印加される。処理ユニット１２は、変換により画像を形成するよう、与えられた信号値を処理する。この画像は、例えばモニタ１３により視覚化されうる。

望ましくは、磁気共鳴装置１は、多数の受信チャネルを通じた同時受信用の多数の受信コイルを有する。かかる配置は、ＳＥＮＳＥといった特定の撮像技術の適用を可能とする。

並列撮像技術用の受信コイルは、多数の素子又はチャネルから構成され、夫々が多かれ少なかれ独立に動作し、視野（ＦＯＶ）の異なったセグメントに対して敏感となるようにされる。コイルは、概して、ＦＯＶ全体に亘って均質な励起プロファイルを有する別個のより大きい送信コイルと組み合わされて動作する。マルチチャネル受信コイルの重要な利点は、高ＳＮＲを与えることであり、並列撮像と組み合わされると、拡散撮像及びＢＯＬＤ機能撮像のような用途のためのＥＰＩといったシングルショットＭＲＩ技術の使用を容易とする。「Design of a SENSE-Optimized High-Sensitivity MRI Receive Coil for Brain Imaging」、Jacco A. de Zwart外、Magnetic Resonance in Medicine 47: 第1218〜1227頁、（２００２年）は、かかる並列撮像技術の用途のためのマルチチャネルコイルの設計を示す。

図２は、連続的に動く患者に対して循環的な磁気共鳴画像データ取得を行う方法を示すフローチャートである。ステップ２００において、患者が直線に沿って撮像体積を通って連続的に動かされている間、磁場によって与えられる撮像体積内の第１のサブ体積ｊが選択される。サブ体積は、サブ体積と患者の相対的な位置が一定に維持されるよう、患者と共に撮像体積を通って動く。画像データ取得のパラメータ、即ち、動きの速度、撮像体積の寸法、サブ体積の寸法、及び解像度は、撮像体積内のサブ体積の動きの時間が、所望の解像度で磁気共鳴画像データ取得を行うのに充分であるよう選択される必要がある。

ステップ２０２において、サブ体積ｊについての磁気共鳴データ取得は、サブ体積が撮像体積を通って動いている間に行われる。これは、３次元画像データ取得法によって、又は、マルチスライス撮像法によって行われうる。これについて、図３乃至図９及び図１０を参照して詳述する。

サブ体積ｊについてのデータ取得が完了すると、ステップ２０４において添字ｊがインクリメントされ、制御はステップ２００へ戻る。ステップ２００において、先行するサブ体積の近傍の続くサブ体積ｊが選択される。このサブ体積ｊについて、ステップ２０２において他のデータ取得ステップが行われ、ステップ２０４において再びインクリメントされる等が行われる。

この方法は、患者の体の関心となる部分のセクションに対する全ての画像データが取得されるまで続く。

本発明は、患者が比較的高速で磁場を通って動くこと、また、磁場が比較的小さいものでありうることを特に利点とする。これは、患者が磁気ボア内にいることによって生じうる心理的な「トンネル効果」がなくされるか減少されるため、画像データ取得中の患者の快適さを高める。

画像取得の速度、従って動きの速度は、更に、ＳＥＮＳＥ等の並列撮像技術を適用することによって高められ得る。

図３は、３次元撮像の場合を例示する図である。磁気共鳴装置（例えば図１の磁気共鳴装置１）の磁気ボアによって与えられる磁場内に均質な撮像体積が形成される。撮像体積３００は、半径方向に均質であると考えられ、患者支持寝台３０２の動きの方向に沿って同質に切ったものとされる。円筒状の磁石内では、これはｚ軸と称される。

ここで考える例では、患者の体のセクション３０４が撮像される。撮像を行うために、セクション３０４を網羅するサブ体積又は所謂「スラブ」ｊのシーケンスが定義される。ここで考える例では、９つのスラブｊ＝１乃至ｊ＝９がある。

磁気共鳴画像データ取得のために、撮像体積３００内に入ったばかりのスラブのうちの１つが選択される。ここで考える例では、スラブｊ＝５である。スラブｊ＝５が患者支持台３０２及びｚ軸によって定義される直線に沿って患者と共に寝台の動きの方向に動いている間、スラブｊ＝５に関して、磁気共鳴画像データ取得のための傾斜磁場パルス３０６のシーケンスが印加される。

換言すれば、アクティブなスラブ体積ｊ＝５は、このスラブｊ＝５に対して３次元データ取得が行われている間、患者の動きと同じ速度で直線に沿って撮像体積３００を通って動かされる。スラブｊ＝５についてのデータ取得が終了すると、後続のスラブｊ＝６が選択され、この後続のスラブｊ＝６に対して磁気共鳴画像データ取得が行われる。

従って、厚さＬのスラブが、このスラブについてのデータ取得の始まりにおいて撮像体積３００の片側のセクション３０４から選択される３次元方法を用いて撮像が行われる。撮像体積３００の寸法は、シームレスな中断されないデータ取得のために２つの連続するサブ体積を適応させることが可能であるよう、Ｌの少なくとも２倍である必要があることに留意すべきである。

望ましくは、３次元スキャンは、位相エンコードの２つの軸と、周波数エンコードの１つの軸を用いる。この方法では、周波数エンコード方向はＬＲ（ｘ）方向であり、位相エンコード方向はＡＰ（ｙ）及びＨＦ（ｚ）方向であることが望ましく、ＨＦ方向は患者支持台の動きの方向である。

例えば、ｚ方向上に網羅されるべき全視野（ＦＯＶ）は、４５ｃｍであると想定する。データ取得は、夫々がＬ＝５ｃｍの厚さである９つのスラブ内で行われうる。ｚ軸に沿った最終的な行列の寸法が２５５画素であれば、各スラブは１画素当たり２ｍｍの解像度で２５画素を網羅する。

本発明の循環的且つ連続的なデータ取得アプローチは、以下の多くの利点を有する。

最初のスラブと最後のスラブでは、寝台のただ１つの開始期間及び停止期間があり、スラブ取得の間に更なる時間遅延はない。寝台が動き始めると、寝台を一定の速度で動かし続けることが容易であり、それにより寝台位置の正確な知識の必要性を低下させる。

連続的な寝台の動きを用いたデータ取得は、寝台が動いている間に撮像されているスラブを「追跡」することによって達成される。言い替えれば、選択されたスラブ内で、各エンコード段階は、均質性の体積に対して増分的に異なった台の位置で行われ、スライス選択もまた正確に台の位置に従って行われる。選択されたスラブが台と共に動くにつれて、スライス位置は、各ｋｚエンコード段階で、又は各ＴＲで更新されるため、均質性の体積に対する寝台及び対象の位置とは独立に、拡張された対象に対して同じ選択されたスラブが常に励起される。

スライス方向に沿って位相エンコードするときの追加的な要件は、各ｚ位相エンコード段階がスライスを傾斜磁場系に対して異なった位置として生ずるために累積するゼロ次の位相誤差を除去する必要性である。このゼロ次の位相累積についての補正は、受信時に累積した位相を打ち消す増分的な位相オフセットを合成器に追加することによって行われうる。この増分的な位相オフセットの値は、アイソセンタに対するスライス位置から決定され、各スライスオフセットに必要な周波数オフセットに似ている。

寝台の速度は、スラブ全体（ｋｙエンコード×ｋｚエンコード）及びスラブ厚Ｌを取得するのに必要な時間によって決定される。均質な体積は、ｚ方向上はスラブ厚Ｌの少なくとも２倍の長さであり、従って、スラブは、その最終位置が１つの完全なスライス厚だけ変位しているよう均質な領域を横切る。各ループ内のエンコード段階の順序は、自由に選択される（例えば例えば線形又はセントリックである）。寝台位置及びスライス位置（寝台に従う）は、ｋｚ方向上（ｋｚは最も外側のループであると想定する）内の各インクリメント又は各ＴＲのいずれかと共にインクリメントされる。スライス位置が各ＴＲごとに更新されると、任意のループの順序（ｙの中にｚ、又はその逆）が選択されうる。従って、スラブ厚Ｌに対して、距離Ｌを進行するのに必要な時間はＭ（ｋｙ）×Ｎ（ｋｚ）×ＴＲである。但し、Ｍ（ｋｙ）及びＮ（ｋｚ）は、夫々、スラブ毎のｙエンコード段階及びｚエンコード段階の数である。

現在スラブが最終的にＬだけ変位されると、当該スラブに対して全てのｋｚエンコードが取得される。すると、取得は、均質な体積に対して元のスライス位置で再び始まる。連続的な寝台の位置により、拡張された対象の異なった部分（次の連続的なスラブ）が、均質な体積内に存在する。このスラブが、単一のスラブ厚Ｌだけ変位されるまで均質な体積を横切っている間、データ取得はスラブ追跡と共に継続される。このサイクルは、全てのスラブが均質な体積を通るまで繰り返される。

この循環的な処理は、図４乃至図９中、２つの連続するスラブ（ｓｌａｂ）ｊ＝５及びｊ＝６に対してより詳細に示される。図４、図５、及び図６は、時間ＴＲの増分でのスラブｊ＝５についてのデータ取得処理を示し、ｉ＝ｍ・ｎである。

図６中に示す位置では、図７、図８、及び図９に示すように続くデータ取得に対して続くスラブｊ＝６が選択されるよう、スラブｊ＝５に対するデータ取得は完了している。

以下、Ｎ（ｋｚ）＝２５及びＭ（ｋｙ）＝２５６のときのＬ＝５ｃｍのスラブ厚さについての適用の例を示す。スラブ当たり２５６×２５６×２５の最終的な行列の大きさでは、動き補償を含み、８ｍｓのＴＲが可能である。スラブ当たりの総時間は、約５０秒であり、ｋｚエンコード段階当たりの時間は段階当たり２秒である（２５６ｋｙエンコード段階についての時間）。この場合、トラッキング・スライス選択位置は、少なくとも２秒毎に更新される必要がある。５０秒間で５ｃｍを横切るのに必要な寝台速度は、１秒当たり０．１ｃｍ（１秒当たり１ｍｍ）である。９個の位置（２５６×２５６×２２５行列）を網羅するのに必要な総時間は、従って４５０秒であり、即ち７：３０分である。これは比較的長い時間である。しかしながら、通常の手段によれば、かかるスキャンは、全体の４５ｃｍのＦＯＶが撮像されうる場合は同じ量の時間がかかりうる。

体は生まれながらにはＡＰ方向上の方が細いため、ｋｙではより少ないエンコード段階が使用される可能性が高い。更に、適切なＲＦコイルを用いてＡＰ方向にＳＥＮＳＥを用いることも可能である。２であるＳＥＮＳＥ減少率を２５６から１９２へのｋｙエンコード段階の減少と組み合わせると、ただ２：５０分の全取得時間で２５６×１９２×２２５の画像行列寸法を生じさせる、ただ２５６×９６×２５×９位置の全取得行列が生ずる。この場合、寝台の速度は、約２．５ｍｍ毎秒（１９秒間で５ｃｍ）へ増加され、トラキングスライス位置は少なくとも７６８ミリ秒毎に更新される必要がある。

トラッキングスライス位置は、ｋｙ×ｋｚ（例えば、ｉ＝ｍ×ｎ）の全添字ｉに従ってインクリメントされる。この添字は、０から２４００まで（例えば９６×２５）である。換言すれば、スライス位置は、各ＴＲ毎に連続的に変化され、それにより寝台の位置を正確に追跡する。２４００ステップで５ｃｍ動かされねばならない厚さ５ｃｍのスライスは、各ＴＲ毎に２１μｍ動く。

ｚに沿った均質な領域の範囲は、この方法の効率には重要ではない。取得時間は、純粋にＴＲと最終的な行列寸法によって決定される。この方法の１つの制約条件は、台の動きの方向が常にスライス選択軸及びエンコード方向の１つの軸に沿ったものでなくてはならないことである。しかしながら、方法は、標準２次元撮像法と同じＳＮＲの利点を有し、ＦＦＥ、Ｂ−ＦＦＥ、ＴＳＥ、ＧＲＡＳＥ、及びＥＰＩを含む全ての３次元取得方法と互換性がある。

図１０は、マルチスライスデータ取得技術を用いる他の実施例を示す図である。この例では、３次元データ取得は、各スラブを多数の２次元スライス３０８へ細分化することによって行われる。これは、傾斜磁場パルス３１０のシーケンスによって反映される。

この場合、ｚ位相エンコードはなくされ、２次元スタックの中心は台の位置を追跡するようにされる。いったんスライスの２次元スタックが均質性の体積を横切ると、次の連続的なスタックは、３次元の場合と全く同様に取得のために利用可能である。

マルチスタック２次元アプローチは、寝台の動きが用いられない通常の場合を正確に真似たものであるため有利である。多数のスタックが連結されているとき、個々のスライス間の遷移もまた誤差の傾向があまりない。ｚ位相エンコードがなくされているため、ｚ方向上の解像度がスタック内の各スライスの厚さによって制限されているが、スキャン時間はより速くなる可能性がある。

本発明は、ｚ方向上１０ｃｍ程度の短い均質性の体積で円筒状の磁石内の少なくとも４５ｃｍのＨＦ（頭から足までの）ＦＯＶを撮像することを可能とするという利点があることに留意されたい。連続的な寝台の動き、３次元データ取得、及び連続的な円筒状の臼ライス追跡により、ＦＯＶ全体が利用可能であれば必要であろうスキャン時間と同じスキャン時間を実現することが可能である。３次元取得により、ＳＮＲパフォーマンスは、薄いスライス取得を用いる他の寝台移動式ＭＲ法よりもはるかに良い。

この技術はまた、各３次元体積が単純に２次元スライスによって置き換えられるマルチスタック２次元取得と適合することが示されている。

方法は、ＦＦＥ、Ｂ−ＦＦＥ、ＴＳＥ、ＧＲＡＳＥ、ＥＰＩ及びスパイラル／ラジアルの派生物を含む全ての２次元及び３次元ＭＲ取得方法と互換性がある。

尚、撮像体積を通る患者及びサブ体積の動きは連続的である一方で、データ取得が行われている間、動きの速度は変えられうる。

本発明の方法の実施例によるプログラムされた制御ユニットを有するＭＲ装置を示す図である。 循環的な磁気共鳴撮像データ取得の方法を示す図である。 ３次元撮像法を示す図である。 サブ体積についての３次元撮像データ取得を示す図である。 サブ体積についての３次元撮像データ取得を示す図である。 サブ体積についての３次元撮像データ取得を示す図である。 続くサブ体積についての３次元撮像データ取得を示す図である。 続くサブ体積についての３次元撮像データ取得を示す図である。 続くサブ体積についての３次元撮像データ取得を示す図である。 循環的なマルチスライス撮像法を示す図である。

符号の説明

１ 磁気共鳴装置
２ 磁石系
３ 傾斜磁場コイル
４ 電源装置
５ 送信コイル
６ 変調器
７ 対象
９ 送信／受信回路
１０ 復調ユニット
１１ 制御ユニット
１２ 処理ユニット
１３ モニタ
３００ 撮像体積
３０２ 患者支持台
３０４ セクション
３０６ 傾斜磁場パルス
３０８ スライス
３１０ 傾斜磁場パルス

Claims (18)

1. （ａ）撮像体積内に磁場を与える段階と、
   （ｂ）所定の経路に沿って対象を連続的に動かす段階と、
   （ｃ）前記対象とともに動かされる前記撮像体積のサブ体積を定義し、前記サブ体積は、前記撮像体積内の前記サブ体積の動きの時間が所定の解像度での磁気共鳴画像データ取得を行うのに充分であるように選択される、段階と、
   （ｄ）前記サブ体積に対する３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得を行う段階を実行し、前記サブ体積は、前記撮像体積に対する前記対象の位置とは独立に、常に前記対象に対して励起される段階と、
   （ｅ）前記所定の経路上で前記サブ体積の近傍にある後続のサブ体積を定義し、該後続のサブ体積は前記対象とともに動かされ、前記後続のサブ体積は、前記撮像体積内の前記後続のサブ体積の動きの時間が所定の解像度での磁気共鳴画像データ取得を行うのに充分であるように選択され、その後に、前記後続のサブ体積に対する３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得を行う更なる段階を実行する段階とを有する、
   磁気共鳴撮像方法。
2. 前記サブ体積に対する前記磁気共鳴画像データ取得を行う段階にマルチスライス撮像法が用いられる場合に、前記サブ体積は前記所定の経路に沿った２次元スライスのスタックを含む、請求項１記載の方法。
3. 前記サブ体積を前記対象とともに動かすために、台の位置を追跡するためにスライスの組の中心が用いられる、請求項２記載の方法。
4. 前記サブ体積は、前記所定の経路に沿って、３ｃｍ乃至７ｃｍの、望ましくは５ｃｍの範囲に亘って延在する、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法。
5. 前記動きの速度は、０．５ｍｍ乃至５ｍｍ毎秒であり、望ましくは１ｍｍ乃至２．５ｍｍ毎秒である、請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の方法。
6. 前記磁気共鳴画像データ取得は、並列撮像技術によって行われる、請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の方法。
7. ＳＥＮＳＥ方式の並列撮像技術が用いられる、請求項６記載の方法。
8. 前記磁気共鳴画像データ取得は循環的に繰り返され、前記サブ体積の夫々に対して１回の繰り返しが行われる、請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の方法。
9. 前記サブ体積は前記所定の経路に沿って第１の延在範囲を有し、前記撮像体積は前記所定の経路に沿って第２の延在範囲を有し、前記第２の延在範囲は前記第１の延在範囲の少なくとも２倍である、請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の方法。
10. 磁場によって与えられる撮像体積のサブ体積を定義し、該サブ体積を対象と共に所定の経路に沿って連続的に動かし、前記サブ体積は、前記撮像体積内の前記サブ体積の動きの時間が所定の解像度での磁気共鳴画像データ取得を行うのに充分であるように選択される、段階と、
    前記サブ体積に対する３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得を行う段階を実行し、前記サブ体積は、前記撮像体積に対する前記対象の位置とは独立に、常に前記対象に対して励起される段階と、
    前記所定の経路上で前記サブ体積の近傍にある後続のサブ体積を定義し、該後続のサブ体積は前記対象とともに動かされ、前記後続のサブ体積は、前記撮像体積内の前記後続のサブ体積の動きの時間が所定の解像度での磁気共鳴画像データ取得を行うのに充分であるように選択される、段階と、
    前記後続のサブ体積に対する３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得を行う後続の段階を実行する段階と、を実行するための、磁気共鳴撮像用のコンピュータプログラム。
11. 前記プログラムは、並列撮像技術のために使用されるよう適合される、請求項１０記載のコンピュータプログラム。
12. 撮像体積内に磁場を与える手段と、
    所定の経路に沿って連続的に対象を動かす手段と、
    前記撮像体積のサブ体積内での３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得のための制御信号を発生させ、前記サブ体積は前記対象とともに前記所定の経路に沿って動かされ、前記サブ体積は、前記撮像体積内の前記サブ体積の動きの時間が所定の解像度での３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得及び前記所定の経路上で前記サブ体積の近傍にある後続のサブ体積内の後続の３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得を行うのに充分であるように選択され、前記サブ体積は、前記撮像体積に対する前記対象の位置から独立に、前記対象に対して常に励起され、前記後続のサブ体積は、前記撮像体積内の前記後続のサブ体積の動きの時間が所定の解像度での３次元又はマルチスライスの磁気共鳴画像データ取得を行うのに充分であるように選択される、制御ユニットと、を有する磁気共鳴撮像装置。
13. 前記動かす手段は、前記対象を０．５ｍｍ乃至５ｍｍ毎秒、望ましくは１ｍｍ乃至４ｍｍ毎秒で動かすよう適合される、請求項１２記載の磁気共鳴撮像装置。
14. 多数の受信チャネルを介した同時受信に基づく並列撮像技術用の手段を更に有する、請求項１２又は１３記載の磁気共鳴撮像装置。
15. 前記制御ユニットは前記磁気共鳴画像データ取得の循環的な繰り返しを行うよう適合される、請求項１２乃至１４のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。
16. 前記サブ体積は、前記所定の経路に沿って第１の延在範囲を有し、前記撮像体積は前記所定の経路に沿って第２の延在範囲を有し、前記第２の延在範囲は前記第１の延在範囲の少なくとも２倍である、請求項１２乃至１５のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。
17. 前記所定の経路は直線であり、前記磁場を与える手段は円筒状の磁石を有する、請求項１２乃至１６のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。
18. 前記所定の経路は曲線であり、前記磁場を与える手段は、Ｃ字型磁石等のオープン磁気共鳴系を有する、請求項１２乃至１６のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。

Images