JP3205079B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴を利用して被
検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置
の画質向上に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下ＭＲＩ
装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の
所望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和
時間分布等を計測して、その計測データから被検体の断
面を画像表示するものである。均一で強力な静磁場発生
装置内に置かれた被検体の原子核スピンは、静磁場の強
さによって定まる周波数（ラーモア周波数）で静磁場の
方向を軸として歳差運動を行なう。そこで、このラーモ
ア周波数に等しい周波数の高周波パルスを外部より照射
すると、スピンが励起され高いエネルギー状態に遷移す
る（核磁気共鳴現象）。この照射を打ち切ると、スピン
はそれぞれの状態に応じた時定数でもとの低いエネルギ
ー状態にもどり、このときに外部に電磁波（ＮＭＲ信
号）を放出する。これをその周波数に同調した高周波受
信コイルで検出する。ＭＲＩ装置では、検出される信号
に位置情報を付加する目的で、スライス方向，エンコー
ド方向，リードアウト方向に対応する三軸の傾斜磁場を
静磁場空間に印加する。この結果、被検体内の各位置か
らの信号を周波数情報として分離，識別することが可能
である。

【０００３】ここで、ＭＲＩ装置における画像再構成方
法について説明する。図６は一般的に用いられているス
ピンエコー（ＳＥ）法におけるパルスシーケンスの説明
図である。照射パルスには９０度と１８０度の２種類が
あり、それぞれスライス傾斜磁場と共に被検体に印加さ
れ、撮像する断面内の核スピンを励起する。この２種類
の照射パルス間にリードアウト傾斜磁場を印加して励起
されたスピンの位相拡散を促進し、次に、１８０度パル
スの印加によってスピンの拡散方向を反転し、再びリー
ドアウト傾斜磁場を印加すると、スピンが収束して９０
度−１８０度パルス間の２倍の時間で鋭いエコー信号を
生成する。この時間をエコー時間Ｔｅと呼ぶ。ここで得
られるエコー信号はリードアウト方向における一次元の
投影像情報を有しているが、これだけでは二次元画像は
構成できない。そこで、位相拡散を与えるリードアウト
傾斜磁場印加中に、もう一つの軸であるエンコード方向
に傾斜磁場を印加し位置における位相回転を与え、エコ
ー信号にエンコード方向の情報を位相情報として重畳さ
せる。さらに、このエンコード傾斜磁場量を変化させな
がら印加して繰り返しエコー信号の計測を行なう。この
繰り返し時間をＴｒと呼ぶ、またエンコード量にエンコ
ードＮo.ゼロをエンコード傾斜磁場量ゼロとした正負の
ナンバーを付け、極性の異なるエンコード傾斜磁場を印
加する。

【０００４】この様にして得られたエコー信号列を二次
元フーリエ変換手段によって分析すると、二次元の画像
情報を得ることができる。この二次元フーリエ変換によ
る画像再構成方法を以下２ＤＦＴ法と記す。

【０００５】次に、ＭＲＩ画像で臨床上に重要な画像強
調について説明する。プロトンのスピンにはその存在環
境によって変化する縦緩和と横緩和と呼ばれる２種の緩
和現象が存在する。この緩和現象によって信号強度Ｓは
次式のごとく算出される。

【０００６】 Ｓ＝ρ・(１−exp(−Ｔｒ／Ｔ１))・(exp(−Ｔｅ／Ｔ２)) ここに、ρは存在するプロトンの密度である。また、Ｔ
１，Ｔ２はそれぞれの組織に固有の定数であり、プロト
ンの存在環境によって決定される値である。この式で、
第２項は繰り返し周期Ｔｒに対する信号強度の回復過程
を表しており、これが縦緩和現象（Ｔ１値に依存）であ
る。第３項はエコー計測時間Ｔｅに対する信号強度の減
衰過程であり横緩和現象（Ｔ２値に依存）によるもので
ある。

【０００７】図７は計測されるエコー信号強度のＴｒお
よびＴｅによる関係を説明したものであるが、例として
図７（ｃ）に示すように外側が組織Ａ，内側が組織Ｂの
被検体を考え、それぞれに緩和現象による信号強度を図
７（ａ），図７（ｂ）に示す特性であるとする。Ｔ１値
を反映したＴ１強調画像を撮像する際は横緩和の影響を
抑えるために、できるだけ短いＴｅ（ショートＴｅ，Ｓ
と表示）が必要とされ、Ｔｒは組織によるＴ１差を描出
できるような最適値（Ｓと表示、人体では３００ｍｓ程
度）を使用する。この例の場合、組織Ｂの方がＴ１値が
短いため、縦緩和による信号回復が早く高信号となった
画像が得られる。Ｔ２強調画像の撮像の際は縦緩和によ
る影響を抑えるために、十分に長いＴｒ（ロングＴｒ，
Ｌと表示、通常１５００ｍｓ以上）を使用して各組織の
信号を回復し、Ｔｅを長めに（表示Ｌ，１００ｍｓ程
度）設定して撮像を行なう。この例では組織Ａの方がＴ
２値が長いため、Ｔ１強調画像とはコントラストが反転
した画像が得られる。Ｔｒを長く、Ｔｅを短く設定する
と、各組織のＴ１値，Ｔ２値に影響されない画像が得ら
れる。これは組織のプロトン密度による画像となるた
め、プロトン密度画像と呼ばれる。Ｔ１，Ｔ２値は同一
組織でも、その状態（例えば腫瘍など）によっても異な
るため、病変部位の特定に利用されている。以上、ＭＲ
Ｉの概要を述べたが、詳細は「ＮＭＲ医学」（基礎と臨
床）（核磁気共鳴医学研究会編・丸善(株)発行・昭和５
９年１月２０日発行）を参照されたい。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】臨床上有効な画像を得
るためには、前述の画像強調が重要である。特に、良好
なＴ１強調画像を得るためには、できるだけ短いＴｅを
設定しなければならず、高い傾斜磁場強度が要求され
る。以下、この原理を説明する。

【０００９】図６のパルスシーケンスにおいて、Ｔｅを
短くするためにはエンコード傾斜磁場およびリードアウ
ト傾斜磁場を印加している時間を短縮する必要がある。
しかし、傾斜磁場の印加量は印加時間と印加レベルの積
によって決定されるため、印加時間を短縮した際には、
そのぶん印加レベルを増加しなければ同一の傾斜磁場量
とはならない。従って、パルスシーケンスで設定し得る
最短Ｔｅは、装置の最大傾斜磁場強度、つまり、傾斜磁
場電源の最大容量によって制限される。傾斜磁場を発生
する傾斜磁場コイルは傾斜磁場電源に対して誘導負荷で
あり、高精度に大電流制御することは非常に困難であ
る。さらに、このような大きな変化磁界は人体に対する
影響の面からも好ましくなく、傾斜磁場強度は小さいほ
ど望ましいといえる。

【００１０】本発明はこのような傾斜磁場強度に起因す
る問題を解決し、少ない傾斜磁場電源容量でも短いＴｅ
の設定が可能で、良好なＴ１強調画像を得られるＭＲＩ
装置を提供することを目的とする。

【００１１】

【課題を解決するための手段】前述のようにＴｅの短縮
にはエンコード傾斜磁場，リードアウト傾斜磁場の印加
時間を短くする必要があるが、この手段を図１を用いて
説明する。通常の２ＤＦＴ法による撮像では、画像の分
解能を確保する目的から、エンコードＮo.を±１２８〜
±２５６程度に設定するが、ここでは説明を簡略化する
ために＋６エンコードから−６エンコードまでゼロを含
めて１３回計測を行なって画像再構成するものとする。

【００１２】まず、エンコード傾斜磁場であるが、従来
のパルスシーケンス（破線で表示）では印加時間を一定
に保って印加レベルを増減して傾斜磁場量を制御（この
方法を以下、印加レベル制御と呼ぶことにする）してい
る。このため、Ｔｅは全計測にわたって一定であり、繰
り返し時間Ｔｒも変化せず、全計測時間はＴｒの１３倍
となる。この従来方法では最大のエンコード傾斜磁場
(Ｎo.＋６及びＮo.−６)を印加できるように、傾斜磁場
電源の容量に応じて印加時間が決定され、この結果、最
短Ｔｅが制限される。

【００１３】ところで、２ＤＦＴ法による信号計測では
エンコードＮo.の範囲に応じて、採取される情報が異な
っている。この様子を図８を用いて説明する。

【００１４】１３回の全計測データを使用して再構成処
理をすると正常な画像が得られるものとする。ここで、
中央部（以下、ゼロエンコードを含む幾つかの低いエン
コード部分を中央部と記す）の＋３から−３までの７つ
のエンコード情報だけを使用して再構成処理をすると、
エンコード方向の粗い情報だけ（低い周波数成分に相当
する）を利用することになるため、画像の明暗のコント
ラスは得られるが、輪郭などの細かい細分情報が得られ
ず、不鮮明な画像となる。これに対して周辺部（以下、
中央部以外のエンコード部分を周辺部と記す）のデータ
である＋４から＋６及び−４から−６までの６つのエン
コード（高周波データ対応）に、中央部には、ゼロデー
タを挿入して再構成処理を行うと輪郭情報を抽出した画
像が得られる。このことから、再構成の使用エンコード
データ範囲に応じて、画像のコントラスト成分と輪郭成
分にほぼ分離することが可能であることが分かる。この
ため、画像のコントラストを決定する中央部のみでも、
Ｔｅを短く設定すればＴ１強調画像を得られることにな
る。

【００１５】そこで、本発明は、図１の実線で示すよう
にエンコード傾斜磁場量の制御を、画像強調に比較的関
与しない周辺部は従来どおり印加レベル制御によって行
ない、中央部では印加レベルを一定値に維持しつつ印加
時間を変更する制御（以下、印加時間制御と記す）に切
り替えることによって印加時間を減少し、そのぶんＴｅ
を短縮して計測を行なうようにする。また、リードアウ
ト傾斜磁場の印加時間もこれに伴って短くする必要があ
る。しかし、この場合Ｔｅを短縮したために、受信信号
のサンプリング時間が減少し、データに欠落を生じる。
これを補正する必要があるが、この詳細を図３を用いて
説明する。従来のシーケンス（ａ）ではエコー信号のピ
ークを中心とした信号サンプリングが行なわれ、各エン
コードでのサンプリングデータを集めて作られる受信デ
ータ空間を全て満たすことができる。これに対して、本
発明によるシーケンス（ｂ）ではＴｅの短縮によりエコ
ー信号のピーク位置がサンプリング時間の前方へ移動
し、さらに、前半の時間余裕が減るために、サンプリン
グ点数が少なくなる。すなわち、非対称サンプリングと
なる。このサンプリング点数の減少によるデータの欠落
はリードアウト方向での分解能の低下となり、問題であ
る。そこで、欠落データの推定を行なう。

【００１６】受信されるＮＭＲ信号はデータ空間上の対
角位置において、互いに複素共役の関係にあり、ピーク
以後のデータが全てサンプリングされていれば、前半部
分を演算によって推定補間することが可能である。この
手法を用いて、実際の前半部の欠落したサンプリングデ
ータから前半部を推定して、受信データ空間を満たすよ
うにする。図に示すようにゼロエンコード部が最も推定
部分が大きくなり、Ｔｅが長くなるに従って、サンプリ
ング時間も長くでき、推定部分は少なくなる。

【００１７】以上のようにして、本発明では図１に示す
エンコード傾斜磁場，リードアウト傾斜磁場の印加時間
を中央部において減少するように制御し、これによって
ＴｅおよびＴｒを短縮して良好なＴ１強調画像を従来方
法よりも短い時間で撮像可能にする。エンコード傾斜磁
場を印加レベル制御から印加時間制御へ切り替える位置
は全エンコード点数や要求される画像の強調度，装置の
傾斜磁場電源容量などによって左右され、最適位置を選
択する。

【００１８】

【作用】本発明によれば、エンコード傾斜磁場の制御手
段を中央部でレベル制御から時間制御に切り替えて行な
い、同時にリードアウト傾斜磁場の印加時間も短くし
て、Ｔｅを短縮し、サンプリングデータ推定処理と共に
良好なＴ１強調画像を従来よりも短時間に撮像すること
が可能であり、少ない傾斜磁場電流で効率的に良好なＭ
ＲＩ画像を撮像できる。

【００１９】

【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図５は本発明に係るＭＲＩ装置の全体
構成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６の断層画像
を得るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置
（以下ＣＰＵという）１１と、シーケンサ１２と、送信
系１３と、傾斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号
処理系１６とからなる。

【００２０】上記静磁場発生磁石１０は、被検体６に強
く均一な静磁場を与えるもので、上記被検体６の周りの
ある広がりをった空間に永久磁石方式又は常電導方式あ
るいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。上
記シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被検
体６の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信
系１３及び傾斜磁場発生系１４並びに受信系１５に送る
ものである。

【００２１】上記送信系１３は、高周波発振器１７と変
調器１８とパワーアンプ１９と送信側の照射コイル２０
とからなり、上記高周波発振器１７から出力された高周
波パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で
変調し、この変調された照射パルスをパワーアンプ１９
で増幅した後に被検体６に近接して配置された照射コイ
ル２０に供給することにより、電磁波が被検体６に照射
されるようになっている。

【００２２】上記傾斜磁場発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの
三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれの
コイルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シ
ーケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三
軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加す
るようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被
検体６に対するスライス面を設定することができる。

【００２３】上記受信系１５は、受信コイル２と受信回
路２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とから
なり、上記送信側の照射コイル２０から照射された電磁
波による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検
体６に近接して配置された受信コイル２で検出され、受
信回路２３を介して直交位相検波器２４へ入力され、直
交位相検波器２４で高周波発振器１７の出力信号に同期
して波形整形されるとともにｓｉｎ成分，ｃｏｓ成分の
二系統の信号に分離して出力され、次いでそれらの二系
統の信号はＡ／Ｄ変換器２５によりデジタル信号に変換
されて信号処理系１６へ送られるようになっている。

【００２４】信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁気デ
ィスク２６及び光ディスク２７等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２８とからなり、受信系１５から入力
したデータに対し上記ＣＰＵ１１でフーリエ変換，補正
係数計算，画像再構成等の処理を行ない、任意断面の信
号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行なって
得られた信号強度分布を画像化してディスプレイ２８に
表示するようになっている。なお、本図において、照射
コイル２０と受信コイル２及び傾斜磁場コイル２１は、
被検体６の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１０
の磁場空間内に配置されている。

【００２５】ここで、本発明によるパルスシーケンスを
ＳＥ法を例にして説明する。図６は従来のＳＥ法シーケ
ンスのタイミング図である。９０度と１８０度の照射パ
ルス間にエンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場が
印加される。計測はエンコード傾斜磁場の印加量を正負
の極性で２５６〜５１２回、変えながら行なわれるが、
通常は印加時間ｔは一定にして、印加レベルを変更する
ことによって制御している。勿論、最大エンコード傾斜
磁場レベルは傾斜磁場電源の容量内になければならな
い。例えば、印加時間ｔが１０ｍｓで、傾斜磁場コイル
電流が１００Ａのとき必要なエンコード方向の位相回転
が得られているものとすると、ｔを半分の５ｍｓにする
ためには、コイル電流を２００Ａ流す必要がある。すな
わち、印加時間の最短値は傾斜磁場電源の電流容量によ
って決定される。これによってＴｅの最短限界値も決定
される。

【００２６】本発明をＳＥ法シーケンスに適用した場合
のタイミング図を図４に示す。この図はエンコードＮo.
＋４と＋３の部分であるが、±３以内の中央部を印加時
間制御に切り替えた例である。Ｎo.＋４までは印加レベ
ル制御で、印加時間ｔは一定である。Ｎo.＋３では印加
時間制御に変わり、印加レベルは変化せずに印加時間が
ｔからｔ３に減少している。これによって照射パルス間
隔を狭くでき、その２倍の時間であるＴｅをＴｅ３に短
縮することができる。この場合、リードアウト傾斜磁場
の印加時間も同様に短くする必要があるが、この作用に
関して図２を用いて説明する。照射パルス間に印加され
るリードアウト傾斜磁場によって各スピンの位相が拡散
され、１８０度パルスによって方向反転された後、再び
リードアウト傾斜磁場の印加によって拡散した位相が収
束し、拡散時の傾斜磁場量と同一の収束傾斜磁場量が印
加された時点でエコー信号のピークが発生する。そし
て、この収束傾斜磁場の印加状態で信号を受信し、デー
タのサンプリングを行なう。従って、収束傾斜磁場の印
加時間は拡散傾斜磁場の印加時間の２倍となっている。

【００２７】このようにして、エコー信号のピークを中
心にしたデータの対称サンプリングが行なえる。しかし
ながら、拡散傾斜磁場の印加時間を短くすると、拡散の
途中で方向が反転し、収束傾斜磁場が印加されるので、
先の例よりも早い時点でエコー信号のピークが生じる。
つまり、Ｔｅが短縮されたわけであるが、図２から分か
るようにデータのサンプリングが前半の一部分を欠落し
た非対称サンプリングとなっている。このようにサンプ
リング点数が少ないと、画像の分解能が低下するので、
このままでは問題である。リードアウト傾斜磁場の印加
レベルを増加して、印加時間の減少を補い、対称サンプ
リングにする方法も考えられるが、このようにすると受
信信号の帯域が増加して、ＳＮ比に不利となるので賢明
ではない。そこで、ＮＭＲ信号が受信データ空間上の対
角位置で複素共役となり、データに対称性があるという
性質を利用して、計算によってサンプリングの欠落部分
を推定して、データ採取を行なうようにする。

【００２８】以上、述べたように本発明によるパルスシ
ーケンスでは、画像のコントラストを決定するエンコー
ドＮo.の中央部でＴｅを短縮することができるため、十
分にＴ１強調のかかった画像を得ることができる。この
強調効果において、エンコード傾斜磁場を印加レベル制
御から印加時間制御に切り替える点の設定が重要であ
り、要求される画像の強調状態や、装置の傾斜磁場電源
容量などによって、最適点に設定する必要がある。ま
た、画像再構成の時点で、Ｔｅの異なる受信データを合
成することになるため、データのレベル補正などに考慮
する必要がある。

【００２９】さらに、本発明によるシーケンスでは、Ｔ
ｅの短縮に伴ってＴｒも短縮できるため、全計測時間を
短くできるという効果もある。また、Ｔ１強調撮像にお
いてはＴｒに最適値が存在するため、Ｔｒをこの最適値
に合わせて設定し、Ｔｅの短縮による時間余裕を撮像枚
数の増加に利用してもよい。

【００３０】本発明は、ＳＥ法だけでなく、その他のパ
ルスシーケンスにも適用可能である。例えば、図１０は
グラジェントエコー（ＧＥ）法のタイミング図である
が、照射パルス直後にエンコード傾斜磁場とリードアウ
ト傾斜磁場を印加し、このリードアウト傾斜磁場の極性
を反転して印加することによって、拡散した位相を収束
し、エコー信号を得るものである。通常はエンコード傾
斜磁場量の制御は印加レベル制御によるため、印加時間
ｔ′は一定である。

【００３１】本発明をＧＥ法に適用した場合のタイミン
グ図を図９に示す。ＧＥ法でもＳＥ法と全く同様にエン
コード傾斜磁場量の制御を中央部で、印加レベル制御か
ら印加時間制御に切り替えることによって、Ｔｅの短縮
を実現できる。この場合も非対称サンプリングとなる
（図２参照）のでデータの推定処理は必要である。ＧＥ
法では、Ｔｅの短縮は画像強調に対する効果ばかりでな
く、アンジオ撮像などの高機能シーケンスにおいても重
要な技術であるため、本発明は効果的である。

【００３２】

【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、全エ
ンコードの中央部でエンコード傾斜磁場量の制御を印加
レベル制御から印加時間制御に切り替えることによっ
て、この時間を短くし、最短Ｔｅの短縮を傾斜磁場電源
の強化なしに実現し、臨床上有効なＴ１強調画像を従来
よりも短時間に撮像可能にして、さらに、高機能シーケ
ンスにおけるＴｅの設定範囲を拡大し、良好なＭＲＩ画
像が得られるという効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による傾斜磁場印加およびＴｅ，Ｔｒ説
明図。

【図２】非対称サンプリング法説明図。

【図３】部分信号採取による信号推定説明図。

【図４】本発明によるスピンエコー法シーケンス説明
図。

【図５】ＭＲＩ装置の全体構成図。

【図６】スピンエコー法シーケンス説明図。

【図７】緩和時間による画像コントラストの説明図。

【図８】再構成画像の計測データ範囲による変化。

【図９】本発明によるグラジェントエコー法シーケンス
説明図。

【図１０】グラジェントエコー法シーケンス説明図。

Claims (4)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体に静磁場を与える磁気回路と、前記
   被検体にスライス傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場及び
   エンコード傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、前記
   被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こ
   させる照射パルスを印加する照射コイルと、磁気共鳴信
   号を検出する受信コイルと、前記検出信号を使って対象
   物体の物理的性質をあらわす画像を得る画像再構成手段
   と、前記傾斜磁場コイルの各傾斜磁場及び前記照射コイ
   ルの印加タイミングを制御する制御手段を備えた磁気共
   鳴イメージング装置において、前記制御手段は、一連の
   パルスシーケンス中において、さらにエンコード傾斜磁
   場及びリードアウト傾斜磁場の印加時間を変更させる制
   御を行なうと共に、エンコード傾斜磁場の印加時間を所
   定値に維持して印加レベルを変更させる制御とエンコー
   ド傾斜磁場の印加レベルを所定値に維持して印加時間を
   変更させる制御を所定のエンコード傾斜磁場印加タイミ
   ングで切り替えて制御し、エンコード傾斜磁場の印加時
   間変更に対応してリードアウト傾斜磁場の印加時間を変
   更すること特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】前記画像再構成手段は、リードアウト傾斜
   磁場の印加時間変更により受信した受信信号の非対称性
   を推定により補正することを特徴とする請求項１記載の
   磁気共鳴イメージング装置。
3. 【請求項３】被検体に静磁場を与える磁気回路と、前記
   被検体にスライス傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場及び
   エンコード傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、前記
   被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こ
   させる照射パルスを印加する照射コイルと、磁気共鳴信
   号を検出する受信コイルと、前記検出信号を使って対象
   物体の物理的性質をあらわす画像を得る画像再構成手段
   と、前記傾斜磁場コイルの各傾斜磁場及び前記照射コイ
   ルの印加タイミングを制御する制御手段を備えた磁気共
   鳴イメージング装置において、前記制御手段は、さらに
   エンコード傾斜磁場の印加時間を変更させる制御を行う
   と共に、エンコード傾斜磁場の印加レベルを変更させた
   画像の輪郭情報を持つ計測データとエンコード傾斜磁場
   の印加時 間を変更させた画像のコントラスト情報を持つ
   計測データとを得て、前記画像再構成手段はこれらの計
   測データを用いて画像を再構成す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４】前記制御手段は、さらにリードアウト傾斜
   磁場の印加時間を変更させる制御を行なうと共に、前記
   エンコード傾斜磁場の印加時間の変更に伴い前記リード
   アウト傾斜磁場の印加時間を変更することを特徴とする
   請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。