JP6157976B2 - 磁気共鳴イメージング装置、及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置、及び方法に関し、特にその画像再構成技術に関する。

磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：以下、ＭＲＩという）装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生する核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ)信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、ＮＭＲ信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたＮＭＲ信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。特にスピンエコー系撮像シーケンスと呼ばれる計測手法では、信号計測を比較的長い時間で繰り返し行い、その計測し終わった信号に対して、２次元もしくは３次元フーリエ変換を行うことで画像を再構成する。

そのため、通常、計測を開始して全エコー信号を取得し終わってから、再構成処理を行なうため、計測後画像を得るまでの時間が長くかかってしまう。これに対し、特許文献１にはエコー信号取得毎に画像を作成して表示する技術が記載されている。また、特許文献２ではエコー信号取得毎に１次元（周波数エンコード方向）目のフーリエ変換を実施し、全エコーデータ取得後の処理を２次元（位相エンコード方向）目のフーリエ変換のみとすることで計測後の画像を得るまでの時間を短縮する技術が記載されている。

特開２００８−５５０２３号公報 特開平３−１２１３０号公報

しかしながら、特許文献１では、エコー信号毎に画像再構成処理（２次元フーリエ変換）を実施するが、保存対象および追加対象がRaw Data（エコー信号群）であり、エコー信号受信毎にそれまでに受信した全エコー信号に対する２次元フーリエ変換を行う必要がある。この為、従来技術と同等の画像を取得するまでの時間は短縮されていない。一方、特許文献２では従来技術と同等の画像を取得するまでの時間は１次元目のフーリエ変換の計算時間分の短縮が可能であるが、２次元目のフーリエ変換に掛かる時間は短縮されていない。

本発明の目的は、上記の課題を解決し、最終エコー取得後から画像再構成完了までの時間の短縮を実現したＭＲＩ装置、及び方法を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明においては、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、被検体から発生する核磁気共鳴信号をエコー信号として計測する計測部と、計測されたエコー信号を画像化する信号処理部と、磁場発生部、計測部、信号処理部を制御する制御部とを備え、制御部は、受信した１エコー信号のみのフーリエ変換を行い、得られる変換データを保持し、エコー信号の受信を繰り返す毎に、得られる変換データを累積加算して画像再構成処理を行なう構成の磁気共鳴イメージング装置を提供する。

また、上記目的を達成するため、本発明においては、磁気共鳴イメージング方法であって、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場とを発生し、被検体から発生する核磁気共鳴信号をエコー信号として計測し、計測されたエコー信号を画像化する際に、受信した１エコー信号のみのフーリエ変換を行い、得られる変換データを保持し、エコー信号の受信を繰り返す毎に、得られる変換データを累積加算して画像再構成処理を行なう磁気共鳴イメージング方法を提供する。

本発明によれば、最終データ取得後からの計算量の減少効果が得られ、計測開始から画像再構成完了までの時間の短縮を可能とするＭＲＩ装置、及び方法を提供できる。

実施例１に係る、ＭＲＩ装置の全体構成に一例を説明するための図である。 実施例１のＭＲＩ装置における計測フローチャートを示す図である。 実施例１に係る、画像再構成シーケンスと最終データ取得後の計算量を説明するための図である。 従来の画像再構成シーケンスと最終データ取得後の計算量を説明するための図である。 実施例１と従来技術における最終データ取得後の計算量の比較を説明するための図である。

以下、添付図面に従って本発明の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置の実施形態について説明する。なお、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

図１に基づき、各実施例に係るＭＲＩ装置の一例の全体概要を説明する。図１は、本実施例に係るＭＲＩ装置の全体構成の一例を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、ＭＲＩ装置は静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、被検体へ照射する高周波磁場を発生する送信系５と、被検体から発生するＮＭＲ信号をエコー信号として計測する計測部として機能する受信系６と、信号処理部７と、シーケンサ４と、中央処理部（Central Processing Unit：ＣＰＵ）８とを備えて構成される。静磁場発生系２と傾斜磁場発生系３と送信系５とで磁場発生部を構成する。

静磁場発生系２は、垂直磁場方式であれば、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。なお、シーケンサ４とＣＰＵ８を併せて、制御部と総称する。

送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１にＲＦパルスを照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル（送信コイル）１４ａとから成る。高周波発振器１１から出力されたＲＦパルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、この振幅変調されたＲＦパルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。

受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂと信号増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、信号増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理部７に送られる。

信号処理部７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを有する。受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。なお、この信号処理、画像再構成等の処理を、ＣＰＵ８とは別に設けた専用回路等で実現しても良い。

操作部２５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や、信号処理部７で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４から成る。この操作部２５はディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

なお、図１において、送信側の高周波コイル１４ａと傾斜磁場コイル９は、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。

現在ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。

実施例１は、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、被検体から発生する核磁気共鳴信号をエコー信号として計測する計測部と、計測されたエコー信号を画像化する信号処理部と、磁場発生部、計測部、信号処理部を制御する制御部とを備え、制御部が、受信した１エコー信号のみのフーリエ変換を行い、得られる変換データを保持し、エコー信号の受信を繰り返す毎に、得られる変換データを累積加算して画像再構成処理を行なう構成の磁気共鳴イメージング装置に関するものである。

本実施例の好適な構成において、制御部はフーリエ変換として、１エコー信号の周波数エンコード方向のフーリエ変換を実施し、得られた変換データ（１×周波数エンコード数Ｍ）に対する位相エンコード方向のフーリエ変換を実施することにより、中間データを得るよう制御する。そして、周波数エンコード方向のフーリエ変換は高速フーリエ変換であり、位相エンコード方向のフーリエ変換は離散フーリエ変換である。

実施例１のＭＲＩ装置を、図２のＭＲＩ装置で実行される計測フローチャート図、及び図３の画像再構成シーケンスと最終データ取得後の計算量を説明するための図を用いて説明する。以下、図２のフローチャート図に沿って説明するが、位相エンコード数Ｎ、周波数エンコード数Ｍとして説明を行う。また、図３に本実施例の画像再構成処理シーケンスを模式的に示し、比較のため、図４に従来の場合の画像再構成処理シーケンスを模式的に示した。図３の(a)は、エコー信号受信毎に繰り返えされる変換処理と、その結果得られる中間データ、及び、中間データを累積して得られる最終データ取得後の画像を示した。図３の（ｂ）は、エコー信号取得毎に行う、周波数エンコード方向の１次元高速フーリエ変換（１ＤＦＦＴ）、位相エンコード方向の１次元離散フーリエ変換（１ＤＤＦＴ）、及び前回までの中間データとの加算処理を示す。図３の（ｃ）は、位相エンコード方向の１次元離散フーリエ変換（１ＤＤＦＴ）の処理を模式的に示している。

（ステップ１０１）
まず、例えばスピンエコー系撮像シーケンスのような、信号計測を比較的長い時間で繰り返し行う計測を実施する。エコー信号を受信した時点でステップ１０２へ移行する。

（ステップ１０２）
取得した１エコー信号のみの周波数エンコード方向の１次元高速フーリエ変換（１ＤＦＦＴ）を実施し、１×周波数エンコード数Ｍの結果を取得する。周波数エンコード方向の１次元高速フーリエ変換（１ＤＦＦＴ）の計算量は、乗算回数Ｍ／２＊ｌｏｇ（Ｍ）、加算回数Ｍ＊ｌｏｇ（Ｍ）となる。

（ステップ１０３）
ステップ１０２の周波数エンコード方向の１次元高速フーリエ変換（１ＤＦＦＴ）の結果に対し、位相エンコード方向に各点の１次元離散フーリエ変換（１ＤＤＦＴ）を実施し、位相エンコード数Ｎ×周波数エンコード数Ｍの画像データを中間データとして取得する。この時、当該点以外の位相エンコード方向のデータ値を０とみなし、データ値０の計算は行わない。

通常、１次元離散フーリエ変換（１ＤＤＦＴ）は以下の式で与えられる。

Ｎ＝位相エンコード数（位相エンコード方向のピクセル数）、
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｎ−１（位相エンコード方向のピクセルの配列）、
ｎ＝０，１，２，・・・，Ｎ−１（位相エンコード方向のデータ配列）とすると、１エコーで得られる位相エンコード方向のデータは１点のみとなり、当該１点以外の位相エンコード方向のデータ値は０とみなすことができる。

この場合、１点以外はx(n)が０となり加算が不要となる。そこで１点の位相エンコード方向の１次元離散フーリエ変換（１ＤＤＦＴ）は以下の式で同等の結果を得ることができる。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｎ−１（画像ピクセル配列）、n_an＝位相エンコード方向のデータ配列順（行番号：定数）
これにより、１ピクセルあたりの計算量が乗算回数１回となり、位相エンコード方向に位相エンコード数Ｎ分のピクセルに分割するので１エコーのデータの１点の１次元離散フーリエ変換における乗算回数がＮ回となる。これを１エコーのデータの各点（周波数エンコード数Ｍ個の点）で行うので、計算量は乗算回数Ｍ＊Ｎとなる。

（ステップ１０４）
２エコー目以降の場合、ステップ１０３で得られた中間データ（位相エンコード数Ｎ×周波数エンコード数Ｍ）に、ステップ１０５で保存した前回分の中間データ（位相エンコード数Ｎ×周波数エンコード数Ｍ）を加算する。

位相エンコード数Ｎ×周波数エンコード数Ｍの各ピクセルの加算を行うので計算量は加算回数Ｎ＊Ｍとなる。

（ステップ１０５）
ステップ１０４の結果を新たな中間データとして保存する。

以上より、ステップ１０４までの計算量は乗算回数Ｍ／２＊ｌｏｇ（Ｍ）＋Ｍ＊Ｎ、加算回数Ｍ＊ｌｏｇ（Ｍ）＋Ｎ＊Ｍであり、これが１エコー毎に必要となる計算量となる。但し、ここまでの１エコー毎の処理が１回の繰り返し内で完了していることが条件となる。例えば、スピンエコー系撮像シーケンスの場合、この条件を満たすことができ、エコー信号の受信の繰り返しを、スピンエコー系撮像シーケンスとして実施し、繰り返しの時間を利用して画像再構成処理を行なうことができる。

（ステップ１０６）
全エコー信号取得が完了し計測終了ならば、ステップ１０７へ移行する。全エコー信号未取得で計測完了ではない場合はステップ１０１へ移行する。

（ステップ１０７）
ステップ１０４の結果として得られる最終加算データを再構成画像として表示し、計測を終了する。

以上説明した実施例１により、位相エンコード数Ｎ、周波数エンコード数Ｍとした場合、最終エコー取得後の処理は１エコーのみの周波数エンコード方向の１次元高速フーリエ変換（計算量：乗算回数Ｍ／２＊ｌｏｇ（Ｍ）、加算回数Ｍ＊ｌｏｇ（Ｍ））と、その結果に対する位相エンコード方向の各点の１次元離散フーリエ変換（計算量：乗算回数Ｍ＊Ｎ）および前回までの中間データとの加算（計算量：加算回数Ｍ＊Ｎ）となる。

一方、図４にした従来技術の画像再構成処理シーケンスにおいて、エコー信号取得毎に１次元（周波数エンコード方向）目のフーリエ変換を実施し、全データ取得後２次元（位相エンコード方向）目のフーリエ変換を行う場合は、図４の（ｂ）に示すように、最終のＲＡＷデータ取得後、１エコー分の周波数エンコード方向の１次元高速フーリエ変換を実施し、メモリに配置する。各エコー毎にメモリに配置された周波数エンコード方向の１次元高速フーリエ変換結果に対して、位相エンコード方向の１次元高速フーリエ変化を行うため、最終エコー取得後からの計算量が、乗算回数（Ｍ／２）＊ｌｏｇ（Ｍ）＋（Ｍ＊Ｎ）／２＊ｌｏｇ（Ｎ）、加算回数Ｍ＊ｌｏｇ（Ｍ）＋Ｍ＊Ｎ＊ｌｏｇ（Ｎ）となる。本実施例の構成では、乗算回数Ｍ／２＊ｌｏｇ（Ｍ）＋Ｍ＊Ｎ、加算回数Ｍ＊ｌｏｇ（Ｍ）＋Ｍ＊Ｎとなるので、従来技術に比較し、乗算・加算回数を軽減することができる。

図５に、本実施例と従来技術の構成における最終データ取得後の計算量の一比較例を示した。同図の左側に乗算回数の計算量を、右側に加算回数の計算量を示す。共に、周波数エンコード数Ｍを２５６に固定して、位相エンコード数Ｎを０〜２５６まで変化させた時の最終データ取得後の計算量を示しており、点線が従来例の場合、実線が実施例の場合を示す。

同図に明らかなように、本実施例の構成による計算量の軽減により、従来技術と同等の画像を取得するまでの時間の短縮を可能とすることができる。また、位相エンコード方向のフーリエ変換は高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いない為、２のｎ乗のデータ数に縛られることなく、位相エンコード方向のデータ数を関心領域（Region of Interest：ＲＯＩ）に従って任意に決定可能とすることで余分な繰り返しを不要とし計測時間の短縮を可能とすることができる。更に、１行のデータ取得に１ＴＲ（繰り返し時間）を要することから、位相エンコード方向のデータ数Ｎ×ＴＲが計測時間となり、任意に関心領域に従って位相エンコード方向のデータ数を決めることが出来る為、余分な繰り返しが不要になるので、計測時間の短縮を可能とする。

次に、実施例２について説明する。実施例１と異なる点は、マルチスライスおよびマルチエコー計測への適用である。以下、異なる箇所のみ説明し、同じ箇所の説明は省略する。実施例１ではマルチスライスおよびマルチエコー計測については言及しなかったが、マルチスライスおよびマルチエコー計測において実施例１の１エコー毎の処理が完了するようなエコーの間隔があれば、マルチスライスおよびマルチエコー計測に適用することが可能であり、更なる画像再構成高速化が可能である。

実施例２により、マルチスライス数およびマルチエコー数に比例した計算量の軽減効果が得られ、更なる画像再構成の高速化を可能とする。

次に、実施例３について説明する。実施例１及び実施例２と異なる点は、画像再構成の並列処理である。以下、異なる箇所のみ説明し、同じ箇所の説明は省略する。実施例２ではマルチスライスおよびマルチエコー計測において実施例１の１エコー毎の処理が完了するようなエコーの間隔が必要としたが、各エコー毎に独立したデータ保持部と計算処理部を持つことで、同スライスおよび同エコー時間（ＴＥ）で取得したエコー毎に独立して計算が可能となり、実施例２のマルチスライスおよびマルチエコー計測の適用条件が実施例１の適用条件である実施例１の１エコー毎の処理が完了するような繰り返し時間を満たすことで適用可能となる。

実施例３により、マルチスライスおよびマルチエコー計測の適用条件が緩和され、より多くのスライス枚数およびマルチエコー数に本発明が適用可能となり、更なる画像再構成高速化が可能である。

以上、本発明の種々の実施例を述べたが、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明のより良い理解のために詳細に説明したのであり、必ずしも２次元空間に限定されるものでなく、３次元空間に適用した場合、更に別の一次元に同様の考えが適用可能であり、更に計算量を減少することができる。

また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能であり、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることも可能である。

更に、上述した各構成、機能、処理部等は、それらの一部又は全部を実現するプログラムを作成する例を説明したが、それらの一部又は全部を例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現しても良いことは言うまでもない。

１ 被検体
２ 静磁場発生系
３ 傾斜磁場発生系
４ シーケンサ
５ 送信系
６ 受信系
７ 信号処理部
８ 中央処理部（ＣＰＵ）
９ 傾斜磁場コイル
１０ 傾斜磁場電源
１１ 高周波発信器
１２ 変調器
１３ 高周波増幅器
１４ａ 高周波コイル（送信コイル）
１４ｂ 高周波コイル（受信コイル）
１５ 信号増幅器
１６ 直交位相検波器
１７ Ａ／Ｄ変換器
１８ 磁気ディスク
１９ 光ディスク
２０ ディスプレイ
２１ ＲＯＭ
２２ ＲＡＭ
２３ トラックボール又はマウス
２４ キーボード

Claims (10)

1. 被検体を収容する空間に均一な静磁場と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場と、前記被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、
   前記被検体から発生する核磁気共鳴信号をエコー信号として計測する計測部と、
   計測された前記エコー信号を画像化する信号処理部と、
   前記磁場発生部、前記計測部、前記信号処理部を制御する制御部とを備え、
   前記制御部は、
   受信した１エコー信号のみのフーリエ変換を行い、得られる中間データを保持し、前記エコー信号の受信を繰り返す毎に、得られる前記中間データを累積加算して画像再構成処理を行なうよう制御する、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、
   前記フーリエ変換として、前記１エコー信号の周波数エンコード方向のフーリエ変換を実施し、得られた変換データ（１×周波数エンコード数Ｍ）に対する位相エンコード方向のフーリエ変換を実施することにより、前記中間データを得る、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記周波数エンコード方向のフーリエ変換は高速フーリエ変換であり、前記位相エンコード方向のフーリエ変換は離散フーリエ変換である、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、
   前記位相エンコード方向のフーリエ変換を実施する前記変換データの数を、関心領域に従って任意に決定可能である、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、
   前記エコー信号の受信の繰り返しを、スピンエコー系撮像シーケンスとして実施し、前記繰り返しの時間を利用して画像再構成処理を行なう、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 磁気共鳴イメージング方法であって、
   被検体を収容する空間に均一な静磁場と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場と、前記被検体へ照射する高周波磁場とを発生し、
   前記被検体から発生する核磁気共鳴信号をエコー信号として計測し、
   計測された前記エコー信号を画像化する際に、
   受信した一エコー信号のみのフーリエ変換を行い、得られる変換データを保持し、
   前記エコー信号の受信を繰り返す毎に、得られる前記変換データを累積加算して画像再構成処理を行なう、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
7. 請求項６に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
   前記フーリエ変換として、前記１エコー信号の周波数エンコード方向のフーリエ変換を実施し、得られた変換データ（１×周波数エンコード数Ｍ）に対する位相エンコード方向のフーリエ変換を実施することにより、前記中間データを得る、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
8. 請求項７に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
   前記周波数エンコード方向のフーリエ変換は高速フーリエ変換であり、前記位相エンコード方向のフーリエ変換は離散フーリエ変換である、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
9. 請求項７に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
   前記位相エンコード方向のフーリエ変換を実施する前記変換データの数を関心領域に従って任意に決定可能である、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
10. 請求項６に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    前記エコー信号の受信の繰り返しをスピンエコー系撮像シーケンスとして実施し、前記繰り返しの時間を利用して画像再構成処理を行なう、
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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