JPWO2006077936A1 - 磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents

Abstract

マルチステーション撮像法やムービングベッド撮像法において、各領域において折り返しアーチファクトの除去された画像を得ることが可能なＭＲＩ装置を提供する。静磁場空間内にある被検体（１０１）を静磁場空間に対し移動させながら撮像する際に、位相エンコード方向を被検体（１０１）の移動方向として撮像を行う。被検体（１０１）が複数の異なる位置にあるときに取得した複数の核磁気共鳴信号の組と受信コイル（１０５）の感度分布を用いた演算を行い、移動方向の画像の折り返しを除去した複数領域の画像を得る。

Description

本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を利用して、被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメ−ジング方法及び装置（ＭＲＩ装置）に係わり、特に、被検体が横たわるテーブルを移動させてＮＭＲデータを取得し、被検体の広い部位を撮像するムービングベッド撮像法やマルチステーション撮像法を行うＭＲＩ装置に関する。

ＭＲＩ装置では、静磁場内に被検体を配置し、ＮＭＲ信号を計測する。従って撮像領域は、静磁場磁石が発生する均一な静磁場内（例えば、５０ｃｍの球内）に限定される。これに対し、ＭＲＩの高速化撮像を活用して、被検体が横たわるベッドを移動させて比較的広い領域、例えば全身を撮像する手法（全身撮像法）が開発されている。

上記全身撮像法には、大きく分けて２つの手法がある。

１つの手法は、複数のステーション間でベッドを移動させて１つのステーションではベッドを固定し撮像を行うことにより、複数のステーションの画像を得るもので、ここではマルチステーション撮像法と呼ぶ。

マルチステーション撮像法の適用例として、例えば、体幹部、骨盤、下肢をそれぞれ専用のＲＦコイルで被検体を被い、Ｇｄ造影剤を血管に注入しながら、それぞれの部位を適切なField of View（ＦＯＶ）で撮像し、全身の動脈を画像化する例や、３０ｃｍの視野の撮像を６回繰り返して行い、１８０ｃｍの大視野の１枚の画像を得る例などが報告されている（非特許文献１）。

もう１つの手法は、ベッドを連続的に移動させながら撮像するものであり、一般にムービングベッド撮像法と呼ばれる。
ムービングベッド撮像法の一例として、非特許文献２には、装置座標系での撮像領域を固定し、ベッドの移動に伴い被検体座標系における撮像領域を移動させる方法が記載されている。この方法では読み出し傾斜磁場方向はベッド移動方向に設定される。

上述したマルチステーション撮像やムービング撮像では、位相エンコード方向をベッドの移動方向に揃えた場合、画像の位相エンコード方向両端に隣接する領域からの折り返しアーチファクトが生じるため、位相エンコード方向は、ベッド移動方向と異なる方向に設定される。

ところが、位相エンコード方向とベッド移動方向とが異なる場合、視野の自由度が制限されてしまう。このため、ＭＲＩ装置のベッド移動方向における寸法を大きくする必要があり、ＭＲＩ装置の小型化が困難である。

そこで、マルチステーション撮像やムービング撮像において、位相エンコード方向とベッド移動方向とが揃い、かつ、折り返しアーチファクトを有効に除去する技術が特許文献１に記載されている。
この特許文献１に記載された技術にあっては、位相エンコード方向をベッド移動方向と平行とする場合に、位相エンコード方向のＦＯＶサイズをＲＦコイルの２倍とすることにより（アンチラップ計測）、折り返しアーチファクトを防止している。

特開２００４−９７８２６号公報 M. Bock et al. Whole-body ＭＲＩ: A simple approach using automatic table movement and dedicated post-processing, Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002. DG. kruger et al. Continuously moving table method for extended FOV3D ＭＲＩ，Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002.

しかしながら、特許文献１に記載されたアンチラップ計測では、ステーション毎の計測が時間延長されるために、撮像時間が延長するデメリットがある。

また、折り返しアーチファクトを除去するためには、撮像シーケンスに先立ってプリサチュレーションパルスを印加し視野外の信号を抑制するプリサチュレーション法も考えられるが、このプリサチュレーション法は、付加的なＲＦパルスが必要であるためＳＡＲ（比吸収率）を増加し、パルスシーケンスの時間が延長するというデメリットがある。

そこで、本発明は、マルチステーション撮像法やムービングベッド撮像法において、各領域において折り返しアーチファクトの除去された画像を得ることが可能なＭＲＩ方法及び装置を提供することを目的とする。

本発明の磁気共鳴イメージング方法は、被険体の移動方向において、第１の領域〜第Ｎ（Ｎは２以上の整数）の領域を設定する領域設定ステップと、受信手段を用いて、設定された領域の少なくとも１つを撮像して、それらの領域の画像を取得する領域撮像ステップと、設定された領域を順次移動させて上記領域撮像ステップを上記第Ｎの領域まで繰り返す繰り返しステップとを有する。

そして、本発明の磁気共鳴イメージング方法は、領域撮像ステップの後に、領域撮像ステップで取得された画像の内の連続する少なくとも２つの領域の画像データと、受信手段の感度分布データとを用いて、隣接領域からの折り返しを除去する演算を行なう折り返し除去ステップを有する。

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波磁場発生手段と、被検体から発生された核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、被検体を移動させる移動手段と、傾斜磁場発生手段、高周波磁場発生手段及び受信手段の動作を所定のパルスシーケンスに基づいて制御すると共にパルスシーケンスの実行と整合を取って移動手段を制御する計測制御手段と、受信した核磁気共鳴信号から画像を作成する画像作成手段とを備える。

そして、本発明の磁気共鳴イメージング装置において、計測制御手段は、被検体を移動させて、被検体の第１の領域〜第Ｎ（Ｎは２以上の整数）の領域をそれぞれ撮像し、画像作成手段は、第１の領域の第１の画像〜第Ｎの領域の第Ｎの画像を再構成し、第１の画像〜第Ｎの画像の内の連続する少なくとも２つの領域の画像データと、受信手段の感度分布データとを用いて、隣接領域からの折り返しを除去する演算を行なう折り返し除去手段を備える。

本発明のＭＲＩ装置において、受信手段に備えられた受信コイルは、静磁場空間に対して固定されていても、また被検体に固定されていてもよい。静磁場空間に対して固定されたものとする場合は、受信コイルは、単一のコイルでもよいし、複数の小型コイルからなる１組の受信コイルであってもよい。

本発明の磁気共鳴イメージング方法及び装置によれば、マルチステーション撮像法やムービングベッド撮像において、折り返しアーチファクトの無い各領域の画像を短時間で得ることができる。

これにより、ベッド移動方向における視野の自由度が増し、ベッド移動方向の寸法が短縮化された小型のＭＲＩ装置でもマルチステーション撮像法やムービングベッド撮像が可能となる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成図である。 本発明が適用されるＭＲＩ装置の信号処理部の構成を示す図である。 全身撮像の場合における撮像領域と位相エンコード方向との関係を示す図である。 本発明のＭＲＩ装置で採用するパルスシーケンスの一例を示す図である。 本発明の第１の実施形態における動作説明図である。 本発明の第１の実施の形態における撮像領域とＲＦ受信コイルの感度分布の関係を示す図である。 本発明の第１の実施の形態において、一つの領域の画像が取得される毎に折り返しアーチファクトの除去演算を行なう場合の説明図である。 本発明の第１の実施形態における折り返し除去演算処理を説明するフローチャートである。 本発明の第１の実施形態の全体処理を示すフローチャートである。 本発明の第２の実施形態の全体処理を示すフローチャートである。 本発明の第２の実施の形態における動作説明図である。 本発明の第２の実施の形態における撮像領域とＲＦ受信コイルの感度分布の関係を示す図である。 本発明が適用される薄型ＭＲＩ装置の概要を示す図である。 撮像領域によって視野が異なる場合を示す図である。

符号の説明

１００ 視野、１０１ 被検体、１０２ 静磁場磁石、１０３ 傾斜磁場コイル、１０４ ＲＦコイル、１０５ ＲＦプローブ（受信コイル）、１０６ 信号検出部、１０７ 信号処理部、１０８ 表示部、１０９ 傾斜磁場電源、１１０ ＲＦ送信部、１１１ 制御部、１１２ ベッド、１１４ ベッド制御部

以下、本発明のＭＲＩ装置について、図面を参照して詳述する。

図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成図である。

このＭＲＩ装置は、被検体１０１が置かれる空間（撮像空間）に静磁場を発生する磁石１０２と、この撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０３と、被検体１０１の撮像領域を励起するための高周波磁場を発生するＲＦコイル１０４と、被検体１０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ１０５と、被検体１０１を載せ、撮像空間内で移動させるためのベッド１１２とを備えている。

傾斜磁場コイル１０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源１０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。ＲＦコイル１０４は、ＲＦ送信部１１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。ＲＦプローブ１０５で受信した信号は、信号検出部１０６で検出され、信号処理部１０７で信号処理され、計算により画像信号に変換される。画像は表示部１０８で表示される。

ベッド１１２は、ベッド制御部１１４により駆動され、ベッド１１２に寝かせられた被検体１０１を例えばその体軸方向（Ｈ−Ｆ）１１３に移動することができる。

上述した傾斜磁場電源１０９、ＲＦ送信部１１０、信号検出部１０６は、パルスシーケンスと呼ばれる制御のタイムチャートに従い制御部１１１で制御される。制御部１１１は、このようなパルスシーケンスの実行と整合を取りつつ、被検体１０１の位置を移動させる。

典型的な移動速度は、頭頂部から足方向へ向けた移動速度で、０．５ｃｍ／ｓ〜２．０ｃｍ／ｓである。また、図示されていないが、制御部１１１には、撮像方法を選択したり、パルスシーケンスを実行するための条件（ＴＥ、ＴＲ等のパラメータやベッドの移動速度）等を入力するための操作部が備えられている。

ＲＦプローブ１０５は、ベッド１１２に固定されていてもよいし、静磁場空間に固定されていてもよく、撮像方法に応じて適宜選択される。また、ＲＦプローブとしては、１個のＲＦ受信コイルからなるものでも、複数のＲＦ受信コイルからなるマルチプルコイルでもよい。

信号処理部１０７は、ＲＦ受信コイルが異なる位置にあるときに取得された複数組のデータを用いて、或いは複数のＲＦ受信コイルからの複数組のデータを用いて、折り返しの除去された複数の画像データを作成する機能を備えている。

図２は、本発明が適用されるＭＲＩ装置のＲＦプローブ１０５、信号検出部１０６及び信号処理部１０７の一例を示す図である。

図２において、ＲＦプローブ１０５は、１個のＲＦ受信コイル２０１を備え、このＲＦ受信コイル２０１は、プリアンプ２０２に接続されている。信号検出部１０６は、１個のＡＤ変換・直交検波回路２０３からなり、ＲＦ受信コイル２０１で検出され、プリアンプ２０２で増幅された信号を二系列のデジタルデータに変換する。

信号処理部１０７は、信号検出部１０６から送られるデジタルデータのフーリエ変換による画像データの作成や、複数チャンネルのＲＦ受信コイル２０１の場合には、複数チャンネルで並列に検出された信号合成演算や、後述する画像データの折り返し除去演算等を行なう演算部２０４と、これら演算に必要なデータや演算後のデータを記憶する図示しない記憶部とを備える。

以下、上述のＭＲＩ装置を用いたマルチステーション撮像法又はムービングベッド撮像法による実施形態を説明する。本発明のＭＲＩ装置が採用する撮像方法は、ベッド１１２の移動を伴い複数の撮像領域の画像データを取得する撮像方法であればよく、２Ｄ撮像、３Ｄ撮像のいずれでもよい。いずれの場合にも位相エンコード又はスライスエンコード方向をベッドの移動方向と一致させる。

本発明の第１の実施形態として、図３に示すように、被検体１０１を体軸方向に複数の撮像領域（図３に示した例では１０領域）に分け、ベッド１１２を撮像領域間で間歇的に移動させてＣＯＲ断面を３Ｄ撮像する場合を説明する。

撮像シーケンスとしては、例えば、図４に示すグラディエントエコーシーケンスを採用することができる。グラディエントエコーシーケンスでは、高周波パルス４０１を所定の厚さのスライス（スラブ）を選択するスライス選択傾斜磁場パルス４０２とともに印加した後、スライスエンコード傾斜磁場パルス４０３、位相エンコード傾斜磁場パルス４０４、読み出し傾斜磁場パルス４０５を印加する。そして、高周波パルス４０１の印加からエコー時間ＴＥ経過後にエコー信号４０６が最大振幅となるように該エコー信号を計測する。

所定の繰り返し時間ＴＲで、これらシーケンスを繰り返し、その際、繰り返し毎にスライスエンコード傾斜磁場パルスと位相エンコード傾斜磁場パルスの少なくとも一方の量を変え、異なるスライス／位相エンコードを与え、それぞれのエンコードで得られるエコー信号４０６を検出する。この操作をエンコードの数だけ繰り返し、１つの領域の３Ｄ画像再構成に必要なエコー信号を取得する。

ここで、各傾斜磁場パルスは、図３に示す矢印ｘ方向が読み出し方向、矢印ｙ方向が位相エンコード方向、これらと直交する方向（ｚ方向）がスライスエンコード方向となるように設定される。

本実施形態では、ＲＦプローブは装置（撮像空間）に固定されており、１つの領域の撮像中はベッドを停止させて撮像し、ステーション間でベッドを移動させて順次、図４に示すパルスシーケンスを繰り返して、複数のステーションに対応する複数の領域からのデータを取得するようにする（マルチステーション撮像）。この様子を図５に示す。

図５（ｂ）は、装置座標系（装置の所定位置を原点（例えば、静磁場中心位置）とした座標系）に対し固定された視野１００に対し、被検体１０１及びベッド１１２が矢印方向に移動する様子を示したものである。図５（ａ）は、時間軸に対するベッド位置及び被検体座標（被検体の一定位置を原点とした座標系）における撮像視野１００の位置をグラフで示したものである。

図５（ａ）には、ベッド及び視野が動かない間に、１つの領域について位相エンコード量−１２８〜１２８（上下に激しく振動しているグラフ）と３Ｄ撮像の場合はさらにスライスエンコード量（ステーション毎に１回振動しているグラフ）が付与される様子も合わせて示しており、全部で４つの撮像領域を約２００ｓで撮像する場合を示している。

このような撮像において、撮像空間に固定されたＲＦ受信コイルは１つの撮像領域をカバーして隣接領域の一部まで感度分布を有しているため、撮像領域に隣接する領域からの信号も受信することになり、それが折り返しアーチファクトとなる。

本実施形態のＭＲＩ装置では、この折り返しアーチファクトを隣接する領域の撮像によって得られたデータを用いて演算することにより除去する。

以下、折り返しアーチファクトの除去手法を詳述する。

図６Ａに、撮像領域とＲＦ受信コイルの感度との関係を示す。図６Ａ中の矢印は、ベッドの移動方向であり、ここでは４つの撮像領域１〜４が示されている。撮像空間に固定されたＲＦ受信コイルは、図６Ａの（ａ）〜（ｂ）に示すように、ベッドの移動に伴い撮像領域に対する相対位置が変化する。通常は、ＲＦ受信コイルの感度分布が均一と見なせる範囲内に納まるように各撮像領域が設定されるので１つの領域について見ると、その領域の外側（ベッド移動方向における外側）にも感度分布を有している。

従って、位相エンコード方向をベッド移動方向とした場合、例えば領域２を撮像する場合、ＲＦ受信コイルには、領域２からの信号の他に領域１及び領域３からの信号も混入する。ＲＦ受信コイルが検出した信号を用いて領域２の画像データを作成した場合には、例えば、図示するような血管を撮像したときに隣接する領域１の血管Ａ、Ｂは、領域２に血管Ａ’、Ｂ’として折り返される。また、領域３の血管Ｃは、領域２に血管Ｃ’として折り返されることになる。

信号処理部１０７は、ＲＦ受信コイルが異なる位置（ａ）〜（ｃ）にあるときに検出したデータを用いて折り返しを除去する演算を行い、領域２の画像を作成する。以下、具体的な演算方法を説明する。

各撮像領域についてＲＦ受信コイルから受信される信号をＳｉ（ｘ，ｙ，ｚ）とし、被検体の磁化分布をＭｉ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。添え字は、被検体の撮像領域を意味し、（ｘ，ｙ，ｚ）は各領域内の位置を表す。本実施形態では、ｘをＲＬ方向、ｙをＡＰ方向、ｚをＨＦ方向としている。ＲＦ受信コイルが位置（ｂ）で領域２を撮像する場合は、ＲＦ受信コイルの感度のうち、領域２に対応する感度をＣ_１（ｘ，ｙ，ｚ）、隣接する領域１、３に対応する感度をそれぞれＣ_０（ｘ，ｙ，ｚ）、Ｃ_２（ｘ，ｙ，ｚ）とすると、ＲＦ受信コイルが受信する信号Ｓ_２（ｘ，ｙ，ｚ）は以下の式（１）の第２行の式となる。

装置座標での撮像領域と被検体の撮像領域は、ベッド移動に応じてずれながら対応していくので、ＲＦ受信コイルが受信する信号は以下の式（１）のように記述される。

即ち、式（１）のうちの第１行の式について見ると、第１項のＣ_０（ｘ，ｙ，ｚ）は、頭頂側の視野外のコイル感度分布、Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）は頭頂側の視野外の磁化分布であり、頭頂側の磁化の折り返し成分である。第１行の第２項が本来計測する磁化分布による信号成分、第３項が下肢側の磁化の折り返し成分である。

第２行の式について見ると、第１項のＣ_０（ｘ，ｙ，ｚ）は頭頂側の視野外のコイル感度分布、Ｍ_１（ｘ，ｙ，ｚ）は頭頂側の視野外の磁化分布である。ここで、第１行と第２行とではベッドが移動したことで、被検体の位置が変わりＭの添え字が変わっている。同様に、第２項、第３項もＣとＭの添え字は変わっている。

この式（１）からわかるように、本実施の形態では１つのＲＦ受信コイル（出力チャンネル）から異なる時点で取得された複数のデータセットが用いられる。

次に、以下の式（２）、（３）として、式（１）を行列式で表す。

ただし、式（２）、（３）中、Ｔは転置行列を表す。

上記行列式のようになるが、Ｓ_０＝０、Ｓ_ｎ＋１＝０であり、Ｓ_１についてＣ_０Ｍ_０＝０、Ｓ_ｎについてＣ_２Ｍ_ｎ＋１＝０を仮定すれば上記行列式は、以下のようになる。

これを記号で示すと、式（４）のようになる。

ここで、Ｃ（ｘ，ｙ，ｚ）は、ｎ×ｎの行列で、（ｍ−１，ｍ）（１≦ｍ≦ｎ）の要素がＣ_０（ｘ，ｙ，ｚ）、（ｍ，ｍ）の要素がＣ_１（ｘ，ｙ，ｚ）、（ｍ＋１、ｍ）の要素がＣ_２（ｘ，ｙ，ｚ）である。その他の要素は０である。これは１チャンネルのみから信号を取得していることに対応している。

式（４）は式（５）で表すことができる。

ただし、式（５）中、−１は逆行列を表す。

ここで、Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ）は、計測信号そのものであり、Ｃ（ｘ，ｙ，ｚ）は受信コイルの感度分布なので、事前に各撮像領域で撮像しておくことにより既知である。或いは、各領域で受信した信号からその領域の感度分布を演算により取得することもできる。例えば、受信信号のデータが配置されるｋ空間から低空間周波数領域（つまり、ｋ空間の原点近傍の領域）のデータを抽出して再構成した画像を正規化したものを感度分布として用いてもよい。これにより、被検体毎或いは領域毎の微小な感度分布の変化を繰り返しアーチファクト除去演算に反映できるので、より高画質の画像を得ることができる。以上のようにして取得された感度分布を用いて式（５）の演算により各撮像視野に含まれる折り返しが除去できる。

以上は、ＲＦ受信コイルが本来の撮像領域の前後の領域にまで感度を有して、その結果、連続する３つの領域の感度分布を考慮して折り返しアーチファクトを除去する方法について説明したが、被検体の全撮像領域を細かく分割して、各領域の位相エンコード方向又はスライスエンコード方向の幅を狭くした場合には、ＲＦ受信コイルの感度は本来の撮像領域の前後にそれぞれ複数の領域にまで及ぶ場合が有り得る。このような場合には、そのような感度の及ぶ範囲の領域を含めて、つまり、連続する３以上の領域の感度分布を考慮して折り返しアーチファクト除去演算を行なう必要がある。そして、考慮すべき連続領域の数に対応して、数１〜数４式の感度分布行列において非ゼロ要素の数が多くなるが、数４式以降の演算は同じになる。

ここで、上述した例においては、３つ領域を用いて折り返しアーチファクト除去演算を行なったが、例えば、被検体が小さく、２つの領域でカバーする範囲内に収まってしまう場合や、両端の視野外領域をプリサチュレーション（若しくは２次元選択励起など）する場合は、２つの領域を用いて折り返しアーチファクト除去演算を行なうことも可能である。以下、両端の視野外領域をプリサチュレーション（若しくは２次元選択励起など）して、２つの領域を撮像し、この２つの領域を用いて折り返しアーチファクト除去演算を行なう場合の例を図６Ｂを参照して説明する。

図６Ｂに斜線で示したところがプリサチレーションで信号がなくなるところである。
このとき、得られる信号は、式（１）を考慮して、次式（６）のようになる。

ここで、上記式（６）の第１行について簡単に脱明すると、Ｃ_０（ｘ，ｙ，ｚ）は被検体頭頂側の視野外のＲＦコイル感度、Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）は頭頂側の視野外の磁化分布である。
従つて、右辺の第１項は、頭頂側の磁化の折り返し成分である。第２項が本来計測する磁化分布による信号成分、第３項が下肢側の磁化の折り返し成分である。第１項はプリサチレーション（若しくは２次元選択励起など）によって、Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）＝０となっているから、結局、第２項と第３項のみが信号となる。

上記式（６）の第２行については、Ｃ_０（ｘ，ｙ，ｚ）は同じく頭頂側の視野外のＲＦコイル感度、Ｍ_１（ｘ，ｙ，ｚ〉は頭頂側の視野外の磁化分布である。第３項はプリサチレーション（若しくは２次元選択励起など）によって、Ｍ_３（ｘ，ｙ，ｚ）＝０となっているから、結局、第１項と第２項のみが信号となる。

その後の演算は、上記式（２）、（４）に従って行えばよいが、もっと簡便に、式（６）から直接求めることも可能である。
つまり、次式（７）、（８）により式（９）が得られ、次式（１０）、（１１）により式（１２）が得られる。

このことは、図６Ｂで、Ａ’をＡに移動し重ねる作業に相当する。従って、1回目の撮像と２回目の撮像の継ぎ目で、例えば、信号強度が低下していても、信号重ね合わせにより、信号値が上がる効果がある。両側プレサチュレーションを用いた従来の通常の撮像と比べると、撮像の前後でプリサチレーションを行わないでよいので（つまり片側だけのプレサユレーションで良いので）、ＳＡＲ（Specific absorption ratio）を低減することもできる。

撮像１と撮像２の視野サイズは、互いに異なっていてもよい。上記ではプリサチレーションがあるが、プリサチレーションが無い場合は、求める変数が４ケであるのに比べて連立方程式が２ケしかないので解を求めることができない。しかし、この例においては、プリサチレーションの結果、変数の数が２ケとなり、上記のように変数Ｓを求めることができる。

次に、３つ以上の領域を撮像する場合の端部処理について説明する。上記演算において、端部に位置する領域については、それ以前或いはそれ以降の計測データが存在しないため、上記演算を行うことができない。即ち、１０ステーションの計測を考えた場合、式（５）におけるＭ_０（ｘ，ｙ，ｚ）とＭ_１１（ｘ，ｙ，ｚ）は実際には計測されない。この場合に以下の端部処理を行うことにより上記演算を行うことが可能になる。

図７Ａを参照して、折り返しを除去する演算の端部処理を説明する。
図７Ａにおいて、撮像プロトコルの設定をスタートし（ステップＳ７０１）、撮像領域を決定する（ステップＳ７０２）。このとき、第１の方法として、Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）とＭ_１１（ｘ，ｙ，ｚ）とが、それぞれ０になるように、撮像領域を決定すれば、上記演算を行うことが可能になる。例えば、頭頂から撮像する場合、Ｍ_１（ｘ，ｙ，ｚ）に頭頂部をセットすればそれに隣接するＭ_０（ｘ，ｙ，ｚ）は、通常被検体はなく、０となる。また、Ｍ_１０（ｘ，ｙ，ｚ）が下肢の末端になるようにセットすればその隣接部位Ｍ_１１（ｘ，ｙ，ｚ）は、０になる。そして、Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）とＭ_１１（ｘ，ｙ，ｚ）とが、それぞれ０になる場合には、ステップＳ７０５に進み、スキャンを開始する。

ステップＳ７０２において、Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）とＭ_１１（ｘ，ｙ，ｚ）が、それぞれ０に設定できない場合には、第２の方法として、プリサチュレーションパルスを設定するかどうかを判定する（ステップＳ７０３）。プリサチュレーションパルスを設定する場合には、例えば、Ｍ_１０（ｘ，ｙ，ｚ）が下肢末端ではない場合、Ｍ_１０（ｘ，ｙ，ｚ）の下肢側のみをプリサチュレーションで撮像する。これにより、演算上Ｍ_１１（ｘ，ｙ，ｚ）を０にすることができるため、ステップＳ７０５に進み、スキャンを開始する。同様に、Ｍ_１（ｘ，ｙ，ｚ）が頭頂部ではない場合、Ｍ_１（ｘ，ｙ，ｚ）の頭頂部側のみをプリサチュレーションで撮像する。これにより、演算上Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）を０にすることができるため、ステップＳ７０５に進み、スキャンを開始する。

ステップＳ７０３において、プリサチュレーションパルスを設定しない場合には、第３の方法として、端部である頭頂部、下肢部の撮像領域だけ折り返しが出ないように位相エンコード数を増やしたアンチラップ計測を行なう（ステップＳ７０４）。この場合にも演算上、Ｍ_０（ｘ，ｙ，ｚ）、Ｍ_１１（ｘ，ｙ，ｚ）を０にすることができるため、ステップＳ７０５に進みスキャンを開始する。

なお、アンチラップ計測は、特開平５−７６５１８号公報に記載されているような技術である。すなわち、計測視野を撮像視野より大きくなるように（２倍、３倍等）位相エンコード方向傾斜磁場を設定し、位相エンコード数をそれらに応じて増加させる。これにより、折り返しアーチファクトとなった部分も位相エンコード方向に位置識別が可能となり、不要な部分は画像表示しないようにできる技術である。

このため、ステップＳ７０４においては、端部（第１の領域若しくは第Ｎの領域のいずれか一方、又は第１の領域及び第Ｎの領域の両領域）より広い撮像視野が設定されて取得された画像から、第１（Ｎ）の領域に相当する画像部分が第１（Ｎ）の画像として抽出される。

上述のように端部の処理を行うことにより、上記の折り返しアーチファクトを除去する演算が可能となる。

信号処理部１０７は、以上説明したように、各ステーションで取得したデータを用いた演算により各撮像領域に生じる折り返しを除去し、各撮像領域の画像を作成し、表示部１０８に表示させる。

なお、折り返し除去演算は、例えば、連続する少なくとも２つの領域の画像データが取得された以降は、一つの領域の画像が取得される毎に、折り返しアーチファクト除去演算を行なって、真ん中の領域の画像を取得する操作を繰り返しても良い。例えば、以下のような処理を実行することができる。

ａ）第１、第２領域の画像が取得されたら、第１、第２領域の画像を用いて折り返しアーチファクト除去演算を行い、第１領域の折り返しアーチファクトが除去された画像を得る。

ｂ）次に、第３領域の画像が取得されたら、第１〜第３領域の画像を用いて折り返し除去演算を行い、第２領域の折り返しアーチファクトが除去された画像を得る。

ｃ）次に、第４領域の画像が取得されたら、第２〜第４領域の画像を用いて折り返し除去演算を行い、第３領域の折り返しアーチファクトが除去された画像を得る。

ｄ）以下、同様にして、次の一つの領域の画像が得られる毎に、その一つ前の領域の折り返しアーチファクトが除去された画像を得て、これらの処理を第Ｎ−１領域の画像が得られるまで繰り返す。

ｅ）次に、第Ｎ領域の画像が取得されたら、第Ｎ−２〜第Ｎ領域の画像を用いて折り返し除去演算を行い、第Ｎ−１領域と第Ｎ領域の折り返しアーチファクトが除去された画像を得る。

図７Ｂは、上述した本発明の第１の実施形態の全体処理を示すフローチャートである。
図７ＢのステップＳ７１１において、ｉに１を設定し、ステップＳ７１２でｉ番目の領域の撮像を行なう。そして、ステップＳ７１３において、ｉが予め設定した領域数Ｎを越えるか否かを判断する。

ステップＳ７１３において、ｉがＮ以下であって、かつ、１〜Ｎ番目の領域の画像をすべて取得した後に、アーチファクト折り返し除去演算を行なう処理１を選択する場合は、ステップＳ７１７は実行せず、ステップ７１３からステップＳ７１４−１に進む。また、ステップＳ７１３において、ｉがＮ以下であって、かつ、上述したように、連続する少なくとも２つの領域の画像データが取得された以降は一つの領域の画像が取得される毎に折り返しアーチファクト除去演算を行なって、真ん中の領域の画像を取得する操作を行なう処理２を選択する場合は、ステップＳ７１７に進む。

なお、処理１を行うか、処理２を行うかの選択は、図７Ａに示したステップＳ７０１で行なわれる。

ステップＳ７１４−１でベッドを１領域分移動すると、ステップＳ７１５において、ｉ＋１をｉに設定し、ステップＳ７１２に戻る。

ステップＳ７１３で、ｉがＮ以上の場合、上記処理２を選択している場合は、終了となる。一方、処理１を選択している場合は、ステップＳ７１６で、１番目からＮ番めの領域の画像を用いて、アーチファクト折り返し除去演算を行なった後、終了となる。

以上は、ベッド移動方向を位相エンコード方向とする例を説明したが、ベッド移動方向をスライスエンコード方向としても、スライスエンコード方向の折り返しアーチファクトに関して全く同様の方法により除去することが可能になる。

以上のように、本発明の第１の実施形態によれば、プリサチュレーションやアンチラップ計測を最小限に止め、短い撮像時間で各撮像領域において折り返しアーチファクトが除去された画像を得ることができる。このように、第１の実施形態では、マルチステーション撮像において、体軸方向に位相エンコード軸又はスライスエンコード軸を割り当てることが可能となり、その結果、体軸方向の撮像視野の自由度が増す。例えば、傾斜磁場の非直線性の影響を受けずに撮像することができ、また、体軸方向に静磁場均一領域が狭い開放性が高い静磁場磁石を用いたＭＲ撮像が可能になる。

具体的には、従来は、体軸方向の視野が、３００ｍｍ〜３５６ｍｍと長いため傾斜磁場の非直線性に起因する画像のボケが発生し、そのボケを補正するための演算も検討する必要があったが、本実施形態によるＭＲＩ装置では、体軸方向の視野を例えば６４ｍｍと薄くしても、体軸方向（移動方向）を位相エンコード方向又はスライスエンコード方向とすることにより、効率良く全身撮像を行なうことができる。

また、第１の実施形態によれば、従来、撮像領域ごとに行う必要があったプリサチュレーション又はアンチラップ計測を行わないか、多くても２回（つまり、多くても両端領域のみ）に減らせるので、それに伴うＳＡＲの増加や撮像時間の延長を大幅に低減できる。特に、受信コイルが装置に固定した１個又は１組の受信コイルの場合には、その受信コイルからの出力のみで折り返しアーチファクトの除去が可能となる。

さらに、本発明によれば、領域ごとに任意の視野サイズを選択することができ、Ｓ／Ｎの異なる領域を含む広い領域について自由度の高い撮像を実現できる。この場合、少なくとも２つの領域の位相エンコード方向又はスライスエンコード方向の視野サイズを異ならせて設定することができる。

なお、式（４）の行列Ｃ（ｘ，ｙ，ｚ）の要素に含まれる０の仮定によれば、各撮像領域のサイズは必ずしも同一でなくてよい。例えば、３Ｄ撮像の場合、スライスエンコード（Ｚ）方向について、図６Ａの領域１では、ｚ＝６４ｍｍ、領域２では、ｚ＝９６ｍｍ、領域３では、ｚ＝６４ｍｍ、としてもよい（図１１（ａ）参照）。

また、受信コイルと視野との関係がわかっていればよいので、位相エンコード方向又はスライスエンコード方向に領域のサイズを異ならせることも可能である（図１１（ｂ）参照）。この場合、少なくとも２つの領域において、位相エンコード数とスライスエンコード数のうちの少なくとも一方を異ならせて撮像することができる。

これにより、全身ＭＲＩのうちＳ／Ｎの異なる部位、例えば頚部と腹部で位相エンコード又はスライスエンコードの数を変えることができ、ユーザーの撮像自由度が増すという公知のパラレルイメージングにはない効果が得られる。領域ごとのスライスエンコード数又は位相エンコード数の設定は、制御部１１１の操作部を介してユーザーが設定することができ、制御部１１１は設定されたスライスエンコード数又は位相エンコード数によりパルスシーケンスを実行する。

また、以上説明した本発明の第１の実施形態では、ベッドの移動方向が被検体の体軸方向である場合を例に説明したが、ベッドの移動方向は被検体の左右方向（ＡＰ方向）でもよい。その場合、肩関節をベッド左右に移動させ、左肩関節と右肩関節を別々に撮像し、これら撮像の結果を使ってそれぞれの折り返しを除去して画像接続して表示することも可能である。

また、本発明が適用されるマルチステーション撮影法においては、少なくとも、１つの領域で被検体の移動が停止されればよい。

次に、本発明のＭＲＩ装置を用いた撮像方法の第２の実施形態を説明する。

図７Ｃは本発明の第２の実施形態の動作フローチャートであり、図８は、本発明の第２の実施形態の説明図である。図８に示すように、第２の実施形態では、上述した第１の実施形態と異なり、ＲＦ受信コイルを被検体１０１の各撮像領域に固定し、ベッド１１２を連続的に移動させながら撮像を行う。

第２の実施形態でも、図５に示す第１の実施形態と同様に、１つの領域をエンコード量−１２８〜１２８で撮像する場合を示しているが、ここでは８つの撮像領域を約２００ｓで撮像する。撮像は、２Ｄ撮像、３Ｄ撮像のいずれでもよく、またパルスシーケンスとしても図４のグラディエントエコーシーケンス等公知のものを採用することができる。

第２の実施形態では、撮像シーケンスの実行中、連続してベッドを移動するとともに１つの撮像領域のデータ取得の間に、高周波パルスの励起周波数を変化させて、被検体座標系に対し固定された（つまり同一の）撮像視野１００からのデータを取得するようにする。１つの領域からの撮像データが取得されたならば、励起周波数を初期の状態に戻し、次の領域からの撮像データを取得する。以降、同様の励起周波数制御を繰り返す。

このように、ベッドを連続的に移動させるとともに、同一領域で、ベッド移動に対応して順次励起周波数の切替え制御を行いながら、図４のようなパルスシーケンスを繰り返して、各領域のデータを取得する。１つの撮像領域からのデータ取得に必要な時間と１つの撮像領域を移動するベッド移動時間とを一致させるように、制御することにより、領域がオーバーラップすることなく複数の領域の撮像を行うことができる。

このような撮像における撮像領域と各ＲＦ受信コイル感度との関係を図９に示す。図９でも、図６Ａと同様に、ベッドの移動方向を示す矢印方向に並んだ４つの撮像領域１〜４が示されており、ＲＦ受信コイル１〜４はそれぞれの領域に固定されている。この場合、各撮像領域からの信号を対応するＲＦ受信コイルに切り替えながら撮像した結果は、装置に固定されたＲＦ受信コイルで撮像した場合と同様であり、ＲＦ受信コイルの感度分布を、対応する領域の部分Ｃ_１（ｘ，ｙ，ｚ）と隣接する領域の部分Ｃ_０（ｘ，ｙ，ｚ）、Ｃ_２（ｘ，ｙ，ｚ）で表すと、各ＲＦ受信コイルで受信した信号は式（１）で表すことができ、上述の式（５）より各領域について折り返しを除去した画像データを得ることができる。

この場合にも全撮像領域の両端となる領域については、図７Ａに示すように、（１）その外側の信号が０になるように撮像領域を決定する、（２）その外側の領域をプリサチュレーションする、（３）アンチラップ計測を行なう、等の手法により折り返しアーチファクトを除去する。

なお、第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様に、連続する少なくとも２つの領域の画像データが取得された以降は、一つの領域の画像が取得される毎に、折り返しアーチファクト除去演算を行なって、真ん中の領域の画像を取得する操作を繰り返しても良い。

第２の実施形態の全体処理を図７Ｃに示すフローチャートで示している。図７Ｃに示すフローチャートは、図７ＢのステップＳ７１４−１（ベッド移動）に代えて、ステップＳ７１４−２（励起周波数のリセット）が加入されている。図７Ｃの他のステップは、図７Ｂと同様であるので、詳細な説明は省略する。

このように第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様に、プリサチュレーションやアンチラップ計測の実行回数を最小限（多くても２回）にして、折り返しのない複数領域の画像を得ることができる。

なお、本発明が適用されるムービングベッド撮影法においては、少なくとも、１つの領域で被検体が移動されながら撮像が行なわれればよい。

また、この第２の実施形態でも、体軸方向の撮像視野を短くすることが可能であり、自由度が増す。さらに、この第２の実施形態でも、スライスエンコード数等を異ならせた撮像領域毎の視野の設定、被検体の左右方向へのベッドの移動など第１の実施の形態と同様の変更が可能である。

なお、位相エンコード方向をベッドの移動方向と同じにする際に生じ得る画質の劣化は公知の信号処理やＲＦ励起制御の技術を用いることにより抑制できる。

図１０に、本発明に好適な薄型ＭＲＩ装置の概要を示す。このＭＲＩ装置は、体軸方向に厚さが薄く、Ｘ線ＣＴ装置のようにベッドが移動しながら撮像するように構成されている。

撮像領域は、典型的には６４ｍｍ程度であり、３Ｄ撮像によるスライス厚さは１〜２ｍｍである。このような薄型ＭＲＩ装置は、非特許文献２に記載のムービングベッド撮像を採用した場合には、実質的な読み出し傾斜磁場方向の視野が取れず、画素数が上がらないが、本発明により読み出し傾斜磁場方向を左右方向（ＲＬ方向）に取ることができるので有効に画素数を増やすことができる。

また、従来技術に比べ、薄型でありながら３Ｄ撮像ができ、ＳＮ比が大幅に向上する、３Ｄ−ＴＯＦ撮像が可能になり非造影血管撮像の画質が大幅に向上する、息止め撮像をベッドを移動しながら行なうことにより規野が拡大できるなどのメリットがある。

なお、以上の各実施形態では、移動方向に沿ってＣＯＲ断面を撮像する場合を説明したが、ＳＡＧ断面についても同様の効果が得られる。また、パルスシーケンスとしては、図４のグラディエントエコーシーケンスのみならず、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）をべ一スとした拡散強調撮像（ＤＷＩ：Diffusion Weighted Imaging）シーケンス、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）シーケンスなど公知のパルスシーケンスを採用することができる。

また、ＲＦコイルの受信感度は、被検体がＭＲＩ装置の撮像領域に入る毎に実測されるものである。

また、以上の各実施形態の説明では、ベッド移動方向をスライスエンコード又は位相エンコードに設定する場合に生じる各領域画像におけるエンコード方向の折り返しアーチファクトを除去する方法を説明したが、ベッド移動方向を読み出し方向に設定した場合にも、各領域画像の読み出し方向に折り返しアーチファクトが発生する可能性も有り得る。そのような場合にも、上記各実施形態で説明した折り返しアーチファクト除去演算を適用することにより、容易に読み出し方向の折り返しアーチファクトを除去することが可能である。

本発明によれば、ベッドを移動させながら撮像を行なうＭＲＩ装置において、折り返しアーチファクトを生じさせることなくベッドの移動方向と位相エンコード方向又はスライスエンコード方向を一致させることができるので、位相エンコード方向又はスライスエンコード方向の視野の自由度が増し、これにより装置の薄型化、多様な３Ｄ撮像等を可能にすることができる。本発明のＭＲＩ装置は、例えば、頭部・頚部・胸部３Ｄ撮像、下肢撮像等の撮像に好適に適用できる。

Claims (21)

1. 静磁場発生手段（１０２）により発生された静磁場空間内に配置された被検体に傾斜磁場と高周波磁場を印加する磁場印加手段（１０３、１０４）と、上記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信手段（１０５）と、上記被検体を載置して上記静磁場空間内を移動させる移動手段（１１２）とを備えた磁気共鳴イメージング装置を用いて、上記被検体を上記静磁場空間内で移動させて、上記被検体の撮像範囲を複数の領域に分割して各領域を順次撮像する磁気共鳴イメージング方法であって、
   上記被険体の移動方向において第１の領域〜第Ｎ（Ｎは２以上の整数）の領域を設定する領域設定ステップと、
   上記受信手段（１０５）を用いて、上記設定された領域の少なくとも１つを撮像して、それらの領域の画像を取得する領域撮像ステップと、
   上記設定された領域を順次移動させて上記領域撮像ステップを上記第Ｎの領域まで繰り返す繰り返しステップと、
   を有する磁気共鳴イメージング方法において、
   上記領域撮像ステップの後に、該領域撮像ステップで取得された画像の内の連続する少なくとも２つの領域の画像データと、上記受信手段（１０５）の感度分布データとを用いて、隣接領域からの折り返しを除去する演算を行なう折り返し除去ステップを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   上記領域設定ステップと上記領域撮像ステップとの間に、
   上記被検体の移動方向を位相エンコード方向又はスライスエンコード方向に設定するエンコード方向設定ステップを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   上記受信手段は、上記設定された領域の少なくとも１つより大きい範囲の感度分布を有し、
   上記折り返し除去ステップでは、連続する少なくとも３つの領域の各々における感度分布データが用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   上記折り返し除去ステップでは、上記感度分布データとして、事前に取得された感度分布が用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   上記折り返し除去ステップでは、上記感度分布データとして、上記領域撮像ステップで取得された核磁気共鳴信号から求められた感度分布データが用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
6. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   上記折り返し除去ステップは、上記領域撮像ステップと上記繰り返しステップとの間に実行されて、上記繰り返しステップにおいて上記領域撮像ステップと共に繰り返され、
   該折り返し除去ステップでは、上記領域撮像ステップにおいて少なくとも１つの領域の画像が取得される毎に、該取得された領域の画像データを含む連続する少なくとも２つの領域の画像データを用いて上記折り返し除去演算が行なわれることを特微とする磁気共鳴イメージング方法。
7. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   上記折り返し除去ステップは、上記繰り返しステップの後に実行され、
   該折り返し除去ステップでは、上記第１の領域の第１の画像〜上記第Ｎの領域の第Ｎの画像の各画像データを用いて、上記Ｎ個の画像の各々から上記折り返しを除去する演算が行なわれることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
8. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、上記Ｎが２の場合であつて、
   上記領域設定ステップでは、
   上記第１の領域と、
   上記第１の領域に隣接する第２の領域と、
   が設定され、
   上記領域撮像ステップでは、
   上記第１の領域と上記第２の領域の一部の折り返しとを含む第１の画像と、
   上記第２の領域と上記第１の領域の一部の折り返しとを含む第２の画像と、
   が取得され、
   上記折り返し除去ステップでは、
   上記第１の画像データ及び上記第２の画像データと、
   連続する３つの領域の各々における感度分布データと、
   を用いて、
   上記第１の画像から上記第２の領域の一部の折り返しが除去され、
   上記第２の画像から上記第１の領域の一部の折り返しが除去されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
9. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、上記Ｎが３の場合であつて、
   上記領域設定ステップでは、
   上記第１の領域と、
   上記第１の領域に隣接する第２の領域と、
   上記第２の領域に隣接する第３の領域と、
   が設定され、
   上記領域撮像ステップでは、
   上記第１の領域と上記第２の領域の一部の折り返しとを含む第１の画像と、
   上記第２の領域と上記第１の領域の一部の折り返しと上記第３の領域の一部の折り返しとを含む第２の画像と、
   上記第３の領域と上記第２の領域の一部の折り返しとを含む第３の画像と、
   が取得され、
   上記折り返し除去ステップでは、
   上記第１の画像データ、上記第２の画像データ及び上記第３の画像データと、
   連続する少なくとも３つの領域の各々における感度分布データと、
   を用いて、
   上記第１の画像から上記第２の領域の一部の折り返しが除去され、
   上記第２の画像から上記第１の領域の一部の折り返しと上記第３の領域の一部の折り返しが除去され、
   上記第３の画像から上記第２の領滅の一部の折り返しが除去されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
10. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    上記領域設定ステップでは、
    上記第１の領域の外側の領域であって上記第Ｎの領域の反対側領域と、
    上記第Ｎの領域の外側の領域であって上記第１の領域の反対側領域と、
    の内の少なくとも一方の反対側領域が上記被検体を含まないように、上記第１の領域〜上記第Ｎの領域の位置が設定されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
11. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    上記領域撮像ステップでは、
    上記第１の領域の外側の領域であって上記第Ｎの領域の反対側領域と、
    上記第Ｎの領域の外側の領域であって上記第１の領域の反対側領域と、
    の内の少なくとも一方の反対側領域がプリサチュレーションされることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
12. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    上記領域撮像ステップでは、
    上記第１の領域より広い撮像視野が設定されて取得された画像から該第１の領域に相当する画像部分を上記第１の画像として抽出することと、
    上記第Ｎの領域より広い撮像視野が設定されて取得された画像から該第Ｎの領域に相当する画像部分を上記第Ｎの画像として抽出すること、
    の内の少なくとも一方が行われることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
13. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    上記領域撮像ステップでは、少なくとも１つの領域において、上記被検体の移動が停止されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
14. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    上記領域撮像ステップでは、少なくとも１つの領域において、上記被検体が移動されながら撮像が行なわれることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
15. 請求項１４記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    上記領域撮像ステップでは、少なくとも１つの領域の撮像において、同一領域が励起されるように、上記高周波磁場の周波数が上記被検体の移動に対応して制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
16. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    上記領域撮像ステップでは、少なくとも２つの領域の位相エンコード方向又はスライスエンコード方向の視野サイズが互いにを異なるように設定されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
17. 静磁場発生手段（１０２）と、該静磁揚発生手段により発生された静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段（１０３）と、上記静磁場空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段（１０４）と、上記静磁場空間内に配置される被検体から発生された核磁気共鳴信号を受信する受信手段（１０５）と、上記被検体を移動させる移動手段（１１２）と、上記傾斜磁場発生手段（１０３）と上記高周波磁場発生手段（１０４）と上記受信手段（１０５）の動作を所定のパルスシーケンスに基づいて制御すると共に該パルスシーケンスの実行と整合を取って上記移動手段を制御する計測制御手段（１１１）と、受信した核磁気共鳴信号から画像を作成する画像作成手段（１０７）と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    上記計測制御手段（１１１）は、上記被検体を移動させて、上記被検体の第１の領域〜第Ｎ（Ｎは２以上の整数）の領域をそれぞれ撮像し、
    上記画像作成手段（１０７）は、上記第１の領域の第１の画像〜第Ｎの領域の第Ｎの画像をそれぞれ再構成し、
    上記第１の画像〜第Ｎの画像の内の連続する少なくとも２つの領域の画像データと、上記受信手段の感度分布データとを用いて、隣接領域からの折り返しを除去する演算を行なう折り返し除去手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
18. 請求項１７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    上記計測制御手段（１１１）は、上記移動手段の移動方向にスライスエンコード傾斜磁場又は位相エンコード傾斜磁場を印加して上記各領域をそれぞれ撮像することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
19. 請求項１７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    上記受信手段は、上記各領域の少なくとも１つより大きい範囲の感度分布を有し、
    上記折り返し除去手段は、連続する少なくとも３つの領域の各々における感度分布データを用いることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
20. 請求項１７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    上記受信手段は、上記被検体の複数の領域の各々に固定されて、該領域毎に上記核磁気共鳴信号を受信するためのＲＦ受信コイルを複数有して成り、
    上記計測制御手段は、上記被検体を移動させながら、上記複数の領域の各々の撮像を、該領域に対応するＲＦ受信コイルに切り替えて行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
21. 請求項２０記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    上記計測制御手段は、上記移動手段の移動に対応して、同一領域が励起されるように、該領域に対応するＲＦ受信コイルに印加される上記高周波磁揚の周波数を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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