JPH0497741A - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、核磁気共鳴（以下、Ｎ　ＭＲと略す）現象を
利用して、被検体の断層画像を得るＮ：ＬＩＲイメージ
ング装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）に関するものであ
る。

［従来の技術］ ＭＲＩ装置は、Ｘ線ＣＴ装置によって得られるＸ線吸収
係数を可視化した画像のように、解剖学的情報のみなら
す、生化学的情報、化学シフト情報や血流情報を得るこ
とができるので、近年注目を集め、急速に普及しつつあ
る。

ＭＨＩ装置は、ＮＭＲ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（以下、単にスピンと称
す）の密度分布、緩和時間分布（縦緩和時間Ｔｌあるい
は横緩和時間Ｔ２に関する情報）などを計測して、その
計測データから被検体の断面情報を画像として表示する
ものである。

この装置では、第１図に示すように０．０２〜２テスラ
程度の静磁場を発生させる静磁場発生装置１０の中に被
検体１が置かれる。このとき、被検体中のスピンは静磁
場の強さＨｏによって決まる周波数で静磁場の方向を軸
として歳差運動を行なう。この周波数をラーモア周波数
と呼ぶ。ラモア周波数ν。は γ υ。＝　　　　Ｈ，（１） ２π ここに、Ｈ６・静磁場強度 γ・核種に固有の磁気回転比 で表わされる原子核の種類ごとに固有の値を持っている
。また、ラーモア歳差運動の角速度をω。

とすると、 ω。＝２πν。

の関係にあるので、 ω。−γＨ０（２） で与えられる。

さて、高周波送信コイル２０ａによって計測しようとす
る原子核のラーモア周波数ν。に等しい周波数ｆ、の高
周波磁場を被検体に照射すると、スピンは励起され、エ
ネルギー準位の高い状態へ遷移する。この高周波磁場を
打ち切ると、スピンは元の低いエネルギー準位へ戻ろう
とする。この過程を緩和現象と呼ぶ。この時放出される
微弱な電磁波を受信コイル２０ｂで受信し、増幅器２３
で増幅し、フィルタによって波形整形した後、Ａ／Ｄ変
換器２５てデジタル化して中央処理装置１１　（以下、
ＣＰＵと称す）に送る。ＣＰＵ１１では、この得られた
信号を基に再構成演算をし、この演算されたデータが被
検体１の断層像として、デイスプレィ２８に表示される
。上記の高周波磁場は、ＣＰＵＩＩにより制御されるシ
ーケンサ１２が送り出す信号を高周波増幅器１９によっ
て増幅したものを高周波送信コイル２０ａに送ることで
得られる。

ところで、ＭＲＩ装置では、前記の静磁場と高周波磁場
の他に、空間内の位置情報を識別するために空間的な位
置と磁場強度の関係が線形になるような勾配磁場を発生
する傾斜磁場コイル群２１が装備されている。これらの
傾斜磁場コイル群は、シーケンサ１２からの信号に基づ
いて動作する傾斜磁場コイル用電源２２から電流を供給
され、被検体周囲に傾斜磁場を発生するものである。

次に、ＭＲＩ装置における断層像撮影の原理について簡
単に述べておく。静磁場Ｈ０中のスピンは古典力学的に
見ると、１個の棒磁石のように振る舞い、先に述べたラ
ーモア周波数ν。で静磁場方向（この方向を通常Ｚ軸に
とる）を軸とする回りに歳差運動を行なっている。この
周波数は、式（２）で与えられ、静磁場強度に比例する
。式（１）、及び式（２）におけるγは磁気回転比と呼
ばれ、核種に固有のものである。被検体内の単位画素内
のスピンの量は膨大であり、個々のスピンは静磁場中で
ランダムな位相で回転しているため静磁場方向と直交し
たＸ、Ｙ方向成分は互いに打ち消しあい、Ｚ方向のみの
巨視的磁化が残る。この状態でＸ方向にラーモア周波数
ν。に等しい周波数の高周波磁場Ｈ１を照射すると巨視
的磁化はＹ方向に倒れ始める。この倒れる角度は、照射
する高周波磁場Ｈ１の強度と照射時間の積に比例し、高
周波磁場をパルスとして見做したときに、巨視的磁化が
９０度倒れるものを９０度パルス、１８０８０度倒もの
を１８０度パルスと呼ぶ。

商用化されているＭ　ＲＩ　ｉ置のほとんどは、船釣に
２次元フーリエ変換イメージング法を用いて撮影してい
る。このうち代表的なスピンエコ法に基づいて撮像の原
理を説明する。このパルスシーケンスでは、最初に９ｏ
度パルスを照射し、巨視的磁化を９０度倒す。倒れた直
後は巨視的磁化としてみなせたものが、スピン同志の相
互作用や周りの磁場的環境か微妙に影響し、各スピンの
回転の周波数がわずかずつ異なるので、時間の経過と共
に各スピン間に位相差が生じる。このような状態で１８
０度パルスを照射すると、各スピンは回転座標系で反転
し、その後も各スピンの回転速度は同じまま回転し続け
るので、今まで互いに位相が拡散する方向にあった関係
が収束する方向に変わる。完全に収束したとき、エコー
信号を形成する。この時、９０度パルスからエコー形成
までの時間をエコー時間ＴＥとすると、９０度パルスか
ら１８０度パルスまでの時間をＴＥ／２とするのが望ま
しい。

このように計測された信号は、静磁場内のとこで発生し
たものであるかの識別ができない。そこで、その識別の
ために空間的な位置の変化が線形である傾斜磁場を用い
る。まず、空間的に均一な静磁場に傾斜磁場を印加する
と、空間的な距離と磁場強度は線形に変化するので、照
射時に断層像を得たい場所の周波数に応じた高周波磁場
を照射すれば、その周波数に共鳴した部分のみ励起され
るので、励起面が断層像として形成される。次に信号読
み出し時に、傾斜磁場を印加しながら計測すれば、これ
をフーリエ変換することによって断層面の１軸に関して
位置の弁別が可能となる。この軸に直交した方向には、
位置に応じた位相をこの方向に傾斜を持った傾斜磁場に
よって付加し、同様にフーリエ変換によって、位置の弁
別をしている。これら、空間の直交した３軸を区別する
ために３軸に対応した傾斜磁場コイル群を装着している
。

以上のＭＲＴ装置に関しては、ｒＮＭＲ医学」（基礎と
臨床）（核磁気共鳴医学研究余線・丸善株式会社　昭和
５９年１月２０日発行）に詳しい。

ところで、ＭＲＩ装置において計測時問題となることの
１つに被検体と指定視野の関係で、被検体が視野よりも
大きいと位相エンコード方向に画像が折り返り、診断上
の妨げとなっていることが挙げられる。逆に、被検体の
方が指定視野よりも小さい場合被検体の両側に計測する
必要の無い信号を発生しない空気の領域か存在する。こ
のようなとき、信号の発生しない領域までも計測する必
要か無い。両者に共通して言えることは、本来計測する
視野を、位相エンコード方向とそれと直交した周波数エ
ンコード方向について、同一のものとする正方形視野と
している点である。

因みに、周波数エンコード方向について、位相エンコー
ド方向のような折り返しの問題が発生しないのは、信号
読みたしの際に視野の大きさから決まる本来計測すべき
信号計測帯域の２倍の帯域の情報を得ているからである
。即ち、信号読み出し方向である周波数エンコード方向
の視野は、計測した核磁気共鳴信号をフーリエ変換した
際の信号計測帯域と対応する。信号計測帯域を視野の２
倍にとり、この帯域以外をフィルタで取り除いておけば
、得られた信号をフーリエ変換したときに、視野の２倍
以上の折り返し信号は発生しない。従って、予め指定視
野の２倍の信号計測帯域で計測し、指定視野の大きさに
切り出せば、折り返しの開運は発生しない。

以上のように、従来の技術では正方形視野計測を実施し
ていても周波数エンコード方向には折り返しが発生しな
いが、位相エンコード方向と周波数エンコード方向の視
野を同一としていたために、位相エンコード方向に発生
する折り返しや、被検体が位相エンコード方向に小さい
ときに計測する必要の無い空気の領域まで計測すること
に対する対策が考慮されていなかった。

［発明が解決しようとする課題］ 上記従来技術では、計測する視野が正方形であるため、
計測時に被検体の大きさよりも視野が小さいときに位相
エンコード方向に折り返る現象や、逆に被検体が視野よ
りも充分小さいのに信号の発生しない空気の領域まで計
測することについて充分考慮されてこなかった。

本発明の目的は、第一に、指定視野か被検体の位相エン
コード方向の太きさよりもφさくとも、折り返しの無い
、詮断に良好な画像を提供すること、第二に、被検体の
位相エンコード方向の大きさが指定視野よりも十分小さ
いときに、信号の発生しない空気の領域の無駄な計測を
しないようにして計測時間を短縮することにある。

［課題を解決するための手段］ 上記目的は、通常画像信号計測のだめの一連のパルス・
シーケンスを起動する前に、予め位相エンコード方向に
被検体の大きさを計測する過程を設けることによって、
被検体の大きさに応じた位相エンコード増分の制御が可
能であり、これによって、診断上妨げとなる折り返しを
発生しないようにするとともに、逆に、被検体の大きさ
が指定視野よりも小さいときに、信号を発生しない空気
の領域を計測しないで、撮像時間の短縮を図ることがで
きる。

より詳しくは、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える手
段と、前記被検体の組織を構成する原子の原子核に核磁
気共鳴を起こさせるために高周波パルスを印加する手段
と、前記核磁気共鳴による信号を検出するための核磁気
共鳴信号検出手段と、この検出手段により検出された核
磁気共鳴信号をフーリエ変換して画像を再構成する手段
とを備えてなる核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
において、本来の計測に先たって位相エンコード方向の
被検体の大きさを予め計測し、その大きさに応じて位相
エンコード数を制御する過程を設け、位相エンコード方
向と周波数エンコード方向の視野が同一でない矩形であ
ることを特徴とするＩＶｉＲ１装置において、本来の位
相エンコード方向と周波数エンコード方向を入れ替えて
、位相エンコードをＯとして計測し、得られた信号をフ
ーリエ変換すれば、位相エンコード方向の被検体の大き
さが計犯できる。従って、この大きさを使って位相エン
コード・ステップを被検体の大きさに合わせれば、被検
体の大きさが指定視野よりも大きくとも、また逆に、小
さくとも、計測視野を矩形とすることによって、被検体
の大きさに適応した計測が可能となる。

以上の過程を備えたＮＩＲＩ装置によって、被検体が位
相エンコード方向に指定視野よりも大きい場合において
も折り返しの無い画像を得る二とか達成されるとともに
、被検体が位相エンコード方向に指定視野よりも小さい
場合においても、被検体の両側にある信号を発生しない
無駄な領域の計測を実施しないで撮像時間の短縮が可能
である。

［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。

第１図は本発明に係る核磁気共鳴イメージング装置の全
体構成例を示すブロック図である。この核磁気共鳴イメ
ージング装置（ＭＲＩ）は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象
を利用して被検体１の断層画像を得るもので、静磁場発
生磁石ｌＯと、中央処理装置（ＣＰＵ）１１と、シーケ
ンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生系１４と、受
信系１５と信号処理系１６とからなる。上記静磁場発生
磁石工０は、被検体１の周りにその体軸方向または体軸
と直交する方向に強く均一な静磁場を発生させるもので
、上記被検体１の周りのある広がりを持った空間に永久
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、ＣＰＵ
ＩＩの制御で動作し、被検体ｌ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及び磁場勾配発生系１
４並びに受信系１５に送るものである。上記送信系１３
は、高周波発振器１７と変調器１８と高周波増幅器１９
と送信側の高周波コイル２０ａ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１
２の命令に従って、変調器１８で振幅変調し、この振幅
変調された高周波パルスを高周波増幅器１９で増幅した
後に被検体ｌに近接して配置された高周波コイル２０ａ
に供給することにより、電磁波が上記被検体ｌに照射さ
れるようになっている。上記磁場勾配発生系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
ＬＪ、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１に印加するようになっている。二の傾斜磁場の
加え方により、被検体１に対するスライス面を設定する
ことができる。

上記受信系１５は、受信側高周波コイル２０ｂと増幅器
２３と直交位相検波器２４とＡ　／　Ｉ）変換器２５と
からなり、上記送信側の高周波コイル２０ａから照射さ
れた電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＮＩＲ信
号）は被検体１に近接して配置された高周波コイル２０
ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検波器２４を介
してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量に変換され
、さらにシーケンサＩ２からの命令によるタイミングで
直交位相検波器２４によりサンプリングされた二系列の
収集データとされ、その信号が信号処理系１６に送られ
るようになっている。

この信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁気ディスク２
６及び磁気テープ２７等の記憶装置と、ＣＲＴ等のデイ
スプレィ２８とからなり、上記ＣＰＵＩＩでフーリエ変
換、補正係数計算、被検体の動きによるアーチファクト
の除去処理、像再生等の処理を行い、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って得られ
た分布を画像化してデイスプレィ２８に表示するように
なっている。なお、第１図において、送信側及び受信側
の高周波コイル２０ａ、　２０ｂと傾斜磁場コイル２１
は、被検体ｌ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。

第２図は、典型的なスピン・エコー計測におけるタイム
・シーケンスを模式的に表わしたものである。第２図に
おいて、ＲＦは無線周波の信号の照射のタイミング及び
選択励起のためのエンベ−ロープを示している。Ｇｚは
スライス方向の傾斜磁場印加のタイミングを示す。Ｃｒ
ｙは位相エンコード方向傾斜磁場印加のタイミングとそ
の振幅を変えて計測することを示す。Ｇｘは周波数エン
コード傾斜磁場印加のタイミングを示し、Ｓｉｇｎａｌ
は計測されるＮＭＲ信号を示す。最下段はタイム・シー
ケンスを１〜６に区間分けしたものである。

なお、Ｘ、Ｙ、Ｚ三軸はそれぞれ直交したデカルト座標
軸である。第２図中区間１においては、９０度選択励起
パルスを照射するとともに、スライス方向傾斜磁場を印
加する。区間２においては、位相エンコード方向傾斜磁
場を印加し、Ｘ方向に関して場所に依存した核スピンの
回転を付加する。

さらに区間２において、周波数エンコード傾斜磁場を印
加する。これは、区間６においてＮ　Ｍ　Ｒ信号を計測
する際に、時間原点が区間６の中央に来るように、核ス
ピンをあらかじめデイフェイズ（ｄｅｐｈａｓｅ、位相
を反転させること）させておくためのものである。区間
３ては何らの信号も出さない。区間４では、１８０度選
択励起パルスを照射するとともに、スライス方向傾斜磁
場を印加する。

区間５では何らの信号も出さない。区間６では、周波数
エンコード傾斜磁場を印加するとともに、ＮＭＲ信号の
計測を行う。

ＮＭＲイメージングを行うには、前述のごとく静磁場に
傾斜磁場を印加した状態でＲＦパルスを照射し、被検体
１の検査領域から出るＮ　ｋｉ　Ｒ信号を空間情報とし
てエンコード（符号化）するために傾斜磁場を印加し、
Ｎ　％ｌ　Ｒ信号を計測した後、画像再構成する。

既に述べたように、空間を符号化するために、傾斜磁場
を用いるか、これは核磁気共鳴周波数ωが磁場強度と線
形関係にあることを利用している。

すなわち、傾斜磁場が空間的に直線性か保たれていると
、対象領域における空間位置と周波数の関係は線形とな
り、時間情報であるＮ　、’ｖｌ　Ｒ信号をフーリエ変
換し、周波数軸に置き換えるたけで被検体１の位置情報
が得られることを利用して画像を再構成している。

具体的には２次元フーリエ変換法によって画像を再構成
しているが、以下に、選択励起によってスライス方向に
ある厚みをもった領域の核スピンが励起された後に空間
を符号化する方法について詳しく説明する。

ある厚みをもった２次元面領域の核スピンを空間座標に
応じた量たけ回転を付加するために、Ｘ。

Ｙの２方向に分けて符号化する。第２図に従えば、Ｘ方
向を周波数エンコード方向、Ｘ方向を位相エンコード方
向と区分けしている。

周波数エンコード方向には、スピン・エコー信号を読み
取る際、視野の両端で位相がＮπたけすれている必要が
あり、周波数エンコード時間をＴｘとすれば、 ｙＧｘ−Ｄ−Ｔｘ−ヘア［−（３） なる関係を満たさなければならない。ここで、γ　：対
象核であるプロトンの磁気回転比（２，６７５１Ｘ　Ｉ
　Ｏ’　ｒａｄ　／　ｓｅｃ／　Ｇ　ａｕｓｓ）Ｇｘ　
　周波数工ンコー１方向傾斜磁場の強度Ｄ　視野直径 Ｎ　計測サンプル数 である。

また、位相エンコード方向には、Ｍ回の位相エンコード
を行うものとすると、視野の両端での位相が最大でＭπ
だけずれている必要があるので、位相エンコードパルス
印加時間をＴｙとしたときγＧ！／−Ｄ　−Ｔｙ＝Ｍπ
　　　　　　　　　　・・・（４）なる関係を満たさな
ければならない。ここで、Ｇｙ１位相エンコード方向傾
斜磁場の最大値Ｍ　・位相エンコード数 である。また、視野は正方形領域とした。

周波数エンコード方向の傾斜磁場は、各位相コンコード
毎回じ強度を印加し、Ｘ方向の空間座標を周波数軸に符
号化する方法をとる。一方、位相エンコード方向には、
各エンコード毎に傾斜磁場強度が、 γＧｙ−Ｄ−Ｔｙ となるように、位相エンコード量γＧｙ−Ｄ−Ｔｙをπ
ずつ変化するようにＧｙを変えて、スピン・エコー信号
を計測する。

このようにして、Ｘ方向にはＮサンプル、Ｘ方向にはＭ
サンプルをもつ２次元計測データが収集される。通常、
ＮＭＲ信号計測にはＱＰＤ（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ　Ｐ
ｈａｓｅ　Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）手法を用いて実部、虚
部を同時に収集するので、ＮｘＮ１サンプルの複素デー
タか得られ、これを２次元フーリエ変換すれば画像か得
られる。

ＭＲ両画像、繰り返し時間ＴＲ毎に位相二シコド量を変
えなから計泗したデータを２次元フーリエ変換して得る
。二のとき、指定視野よりも被検体の大きさが位相エン
コード方向に小さければ、得られる画像は何ら問題が生
じないが、指定視野よりも被検体の大きさか位相エンコ
ード方向に大きければ、すでに述べたごとく、位相エン
コード方向に、画像に折り返しの影響がでる。折り返し
か発生した部分では、本来診たい領域の上に不要な成分
が重なるため、診断に支障がでる。本発明の第一の目的
は、位相エンコード方向の折り返しによる画像への悪影
響を、本来の計測荊に予備計測で位相エンコード方向の
被検体の大きさを測定することによって、折り返しの無
い画像を再構成することにある。さらに、本発明の第一
の目的は、位相エンコード方向の被検体の大きさが指定
視野よりも小さく、被検体の両側に信号を発生しない空
気の領域か存在するときに、その無駄な領域の計測を実
施しないで撮像時間を短縮し、患者拘束時間を短くする
ことにある。以下、その方法について説明をする。

まず、被検体の方が位相エンコード方向に指定視野より
も大きい場合について述べる。いま、指定された位相エ
ンコード方向を信号読み出し方向にとる。このように切
り替えた状態で、位相エンコード方向傾斜磁場を印加上
ずに１回たけ計測する。得られた信号をフーリエ変換す
ると、元の位相エンコード方向の被検体のプロファイル
が得られる。このとき、第３図に示すように、被検体の
両側には通常信号の存在しない空気の領域があるので、
この領域の信号値を背景雑音と捉え、その平均値の２〜
３倍を閾値０とし、その閾値を越える領域に有るものを
被検体とみなせば、その領域の最大の幅を位相エンコー
ド方向の被検体の大きさとするのは自然である。

いま、位相エンコード方向の被検体の大きさをＤ′　と
し、周波数エンコード方向の大きさをＤとす乙と、Ｄ’
　）Ｄなる関係にあるーこのとき、撮像時間を変化させ
ずに計測するには、位相エンコード数Ｍを元のままにし
、位相エンニード方向の各エンコード毎の傾斜磁場強度
か、 γＧ、・Ｄ、Ｔ〜 となるように、位相エンコード量γＧ）・Ｄ−Ｔ）をπ
ずつ変化するようにＧＶを変えて、スピンエコー信号を
計測する５このように計測すれば、視野を大きくしてい
ることになるので１画像再構成時に指定視野サイズに切
りたして表示すれば良い。この際、当然ビクセル・サイ
ズは位相エンコード方向にＤ’／Ｄ倍された矩形のもの
となる。

逆に、空間分解能を変えずに、周波数エンコード毎にも
位相エンコー１く方向にも同一のビクセル・サイズとし
て計測するには、位相エンコード数Ｍを変えてＭ′　と
し、被検体の位相エンコード方向の大きさに応じて増加
させる。位相エンコード方向の各エンコード毎の傾斜磁
場強度が、γＧｙ−Ｄ　　　−Ｔｙ となるように、位相エンコード量γｃｙ−ｏ−”ｒｙを
πずつ変化するようにｃｙを変えて、スピン・エコー信
号を計測する。このとき、位相エンコード方向の増分は
、本来計測時に操作者から指定されたものと同一にして
おく。つまり、位相エンコード数と位相エンコード方向
の計測視野との関係を Ｄ′　／Ｄ＝Ｍ’　　／Ｍ　　　　　　　　　　　−（
８）となるように決めれば、位相エンコード方向の空間
分解能は、本来指定したものと同一で、周波数エンコー
ド方向と位相エンコード方向が同じ正方形のビクセルと
なる。ただし、撮像時間は式（８）に従って延長するが
、信号対雑音比は式（８）の平方根に従って向上する。

このように計測すれば、視野を太きくしていることにな
るので、画像再構成時に指定視野サイズに切りだして表
示すれば良い。

最後に、第５図に示すように、位相エンコード方向に、
被検体の位相エンコード方向の大きさＤ′が指定視野り
よりも小さい場合、式（８）に示す関係にしたがって位
相エンコード数を減少させて計測すれば良い。この場合
、位相エンコード増分は、元の正方形視野計測の時と同
じもので良い。これによって、被検体の両端に存在する
、計測には不必要な空気の領域の情報を除いてデータ収
集するので、撮像に無駄かない。また、位相エンコード
数を本来の正方形視野指定のときよりも減少しでいるの
で、撮像時間の短縮、引いては、患者拘束時間の短縮か
図れる。たたし、位相エンコード数を減少しているので
、画像の信号対雑音比は式（８）の平方根に比例して減
少する。しかし、例えば被検体の位相エンコード方向の
大きさが元の指定視野の半分であったとしても約７０％
程度に低下するだけであり、実用上間型がないと言える
。

本実施例では、パルス・シーケンスとしてスピン・エコ
ー法を主体に述べてきたが、これがグラジェント・エコ
ー法であっても構わないことば当業者にとって明らかで
ある。

［発明の効果］ 本発明によれば、計測の際に位相エンコード方向に折り
返しが生じていたとしても、本来の計測の際に予備計測
を実施することによって、位相エンコード方向の被検体
の大きさを予め計測することによって、その大きさに応
じた傾斜磁場強度で信号針側し、位相エンコード方向に
被検体か指定視野よりも大きくとも、折り返しの無い画
像を得ることが可能である。さらに、被検体が位相エン
コード方向に指定視野よりも小さい場合、計測視野を矩
形にし、空間分解能を劣化させること無く、位相エンコ
ード数を減少させて、計測し、撮像時間を短縮すること
に効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係るＮＭＲイメージング装置の全体構
成例を示すブロック図、第２図は２次元フーリエ変換イ
メージングにおけるＮＭＲ信号計測のスピンエコー・パ
ルス・シーケンスを示す図。 第３図は被検体のプロフィールを計測する方法を示す図
、第４図は被検体の方が指定視野よりも大きい場合の計
測方法を示す図、第５図は被検体の方が指定視野よりも
小さい場合の計測方法を示す図。 ｌ・被検体、１０　　静磁場発生磁石、１１　　中央処
理装置、１２・シーケンサ、Ｊ３　　送信系、１′４・
磁場勾配発生系、１５　　受信系、１６　　信号処理系
、１７高周波発振器、１８・変調器、１９　　高周波増
幅器、２０ａ　　送信側高周波コイル、２０ｂ・受信側
高周波コイル、２１・・傾斜磁場コイル、２２・・傾斜
磁場電源、２３　　増幅器、２４・直交位相検波器、２
５・・Ａ／Ｄ変換器、２６・磁気ディスク、２７・磁気
テープ、２８・デイスプレィ。 （輯１１−） 菩 固 １８θ６ （ネ串“正） 阜 イケ和ニジフード方司 け廟正ノ 茅４図 手 糸売 補 正 書 （方式） ％式％ ２、発明の名称 梳磁気共鵡イメーンング装置 ３、補正をする者 事件との関係 特許出頴人 住 所 東京都千代田区内神田−丁目１番１４号４、補正指令の
日付（発送日） 平成２年１１月２７日 ５、補正の対象 図面 ６、補正の内容 別紙の補正第１図、補正第２図、補正第３（神゛正） 茅 位律工〉コ〜１一方藺

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える手段と、前記
   被検体の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起
   こさせるために高周波パルスを印加する手段と、前記核
   磁気共鳴による信号を検出するための核磁気共鳴信号検
   出手段と、この検出手段により検出された核磁気共鳴信
   号をフーリエ変換して画像を再構成する手段とを備えて
   なる核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置において、
   本来の計測に先だって位相エンコード方向の被検体の大
   きさを予め計測し、その大きさに応じて位相エンコード
   数あるいは位相エンコード増分を制御する過程を設け、
   位相エンコード方向と周波数エンコード方向の視野が矩
   形であることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置
   。