JPH0576518A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】被検体が視野よりも大きい場合に発生する位相
エンコード方向の折り返しアーチファクトを、撮像時間
の延長，Ｓ／Ｎの劣化，空間分解能の劣化を招くことな
く除去する。 【構成】ＮＭＲ信号の計測パルスシーケンス中に行われ
る位相エンコードの位相エンコードステップ幅とステッ
プ数とを被検体の大きさに応じて可変設定できるように
し、それらを可変設定することにより計測視野を変更し
た場合にも撮像視野は所定のものとし、不要な部分は画
像表示しないようにする。そして、視野を変更しても、
計測の加算回数と位相エンコード数との積は変えないよ
うにする。 【効果】被検体が撮像指定視野より大きくても、位相エ
ンコードの識別範囲が撮像指定視野よりも拡大されてい
るので、折り返しアーチファクトは発生せず、また、撮
像のためのパルスシーケンス実行回数は一定であるので
撮像時間及び画質への影響もない。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）現
象を利用して被検体の断面画像を得る磁気共鳴イメージ
ング装置（以下、ＭＲＩ装置と記す。）に関するもので
ある。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、Ｘ線ＣＴ装置によって得
られる被検体中の組織のＸ線吸収係数の分布を可視化し
た画像のような解剖学的情報のみならず、生化学的情
報，化学シフト情報、更には血流情報をも得ることがで
きるので、近年注目を集め、急速に普及しつつある。

【０００３】ＭＲＩ装置では、磁場内に置かれた被検体
中の核スピンのＮＭＲ現象の挙動による信号を映像化す
るに際し、２次元フーリエ変換法という画像再構成手法
を用いることが一般的となって来ている。この２次元フ
ーリエ変換法を用いるＭＲＩ装置では、被検体の撮像部
位を均一で強い静磁場空間(４０cm〜５０cmの球空間)に
置き、被検体の所定厚みを有した特定断面（以下、スラ
イス面と記す。）内の核スピンを励起し、励起された核
スピンへ２次元の位置情報を与え、そして、その２次元
の位置情報が付与された核スピンからの信号を取り出す
ようにしている。核スピンへ与えられる２次元の位置情
報は、スライス面において直交する２方向のそれぞれ
へ、核スピンの位置に応じた位相情報及び周波数情報と
して与えられるようになっている。そして、従来よりＭ
ＲＩ装置の撮像視野はスライス面を含む所定の大きさの
正方形又は矩形に設定されるが、この場合、正方形又は
矩形の撮像視野の一辺の方向が前記位相情報方向に、そ
してもう一辺の方向が前記周波数情報方向に対応させら
れる。

【０００４】そのためにＭＲＩ装置は、静磁場発生用磁
石の他に、静磁場発生用磁石が発生する均一で強い静磁
場空間領域内の直交する３軸方向の各々へ傾斜磁場を発
生させる傾斜磁場コイルを３組備えている。これらの傾
斜磁場コイルは、それぞれ、スライス面の位置決め用，
スライス面の励起された核スピンへ核スピンの位置に応
じた位相情報を付与する位相エンコード用、同じくスラ
イス面の励起された核スピンへ核スピンの位置に応じた
周波数情報を付与する周波数エンコード用に用いること
ができる。

【０００５】今、仮に、撮像視野を計測領域において、
位相エンコード方向にＤ_p、周波数エンコード方向にＤ
_f 、即ち、Ｄ_p×Ｄ_fなる矩形視野とし、表示する画像の
画素数を位相エンコード方向にＭ_p、周波数エンコード
方向にＮ_f、即ち、Ｍ_p×Ｎ_f個の画素数で断層像を構成
するものとする。この場合、位相エンコード方向には、
Ｍ_p 回の位相エンコードを行う必要があり、位相エンコ
ード方向の視野Ｄ_p の両端で核スピンの位相が最大で γ・Ｇ_p・Ｄ_p・Ｔ_p＝Ｍ_p・π …(１） ここに、 γ ：対象核の磁気回転比 Ｇ_p ：位相エンコード方向傾斜磁場強度 Ｔ_p ：位相エンコード方向傾斜磁場の印加時間 だけずれるように、位相エンコード方向傾斜磁場及びそ
の印加時間が設定される。

【０００６】一方、周波数エンコード方向には、視野を
Ｄ_f とした場合、視野Ｄ_f の両端で核スピンの位相回転
が γ・Ｇ_f・Ｄ_f・Ｔ_f＝Ｎ_f・π …(２） ここに、 Ｇ_f ：周波数エンコード方向傾斜磁場強度 Ｔ_f ：周波数エンコード方向傾斜磁場の印加時間 だけずれるように、周波数エンコード方向傾斜磁場及び
その印加時間が設定される。このように、被検体のスラ
イス面内の核スピンに所定の撮像指定視野に対応した２
次元の位置情報を付与して、ＮＭＲ信号を読み出す。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところが、上記の如き
２次元位置情報の付与をＭＲＩ装置へ適用した場合、図
６に示すように、視野が被検体より小さい、即ち、視野
から被検体がはみ出すように視野を設定すると、視野外
の部分からの信号も検出され、図７に示す折り返しアー
チファクトと呼ばれる画像の折り返し重畳現象が発生す
る。この折り返しアーチファクトは、核スピンの位置の
識別ができないことによるもので、位相エンコード方
向，周波数エンコード方向のいずれにも発生する。周波
数エンコード方向に発生する折り返しアーチファクト
は、ＮＭＲ信号そのものによるのではなく、ＮＭＲ信号
のサンプリング方法によるものであるので、これについ
ては、サンプリング方法で対応することができる。

【０００８】しかし、位相エンコード方向に発生する折
り返しアーチファクトは、ＮＭＲ信号それ自体が、つま
り核スピンの位相が同じことから生ずるもので、ＮＭＲ
信号のサンプリング方法や画像再構成手法では除去でき
ない性質のものである。従来、この折り返しアーチファ
クトを除去する方法としては、撮像指定視野外の核スピ
ンを信号計測前に飽和励起する方法が提案され、実行さ
れている。しかし、この飽和励起方法は、撮像のための
パルスシーケンス以外に飽和励起のためのパルスシーケ
ンスを行う必要があるため、結果として、撮像時間が長
くなり、被検者への負担が大きくなると共に、診断上の
スループットが低下するという問題を有するものであっ
た。折り返しアーチファクトが生ずると、画像を診断に
供することが困難となるものであった。

【０００９】本発明は、上記問題点に鑑みて成されたも
ので、その目的は撮像時間を延長することなく、従って
スループットの低下を招くことなく、位相エンコード方
向への折り返しアーチファクトのない良好な画像が得ら
れるＭＲＩ装置を提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明は上記目的を達成
するために、被検体を静磁場内に置き、前記被検体に高
周波磁場と、スライス位置設定用，位相エンコード用及
び周波数エンコード用の各傾斜磁場とを所定のパルスシ
ーケンスに則って印加し、前記被検体内からのＮＭＲ信
号を検出し、このＮＭＲ信号をフーリエ変換法により画
像再構成して所定撮像視野の画像を表示する磁気共鳴イ
メージング装置において、前記位相エンコード方向傾斜
磁場のステップ幅及びステップ数を可変設定することに
よりNMR信号の計測視野を可変設定する計測視野可変設
定手段と、前記位相エンコード方向傾斜磁場のステップ
幅とステップ数とを変更したパルスシーケンスを実行し
た場合にも、再構成画像の撮像視野を前記所定撮像視野
に維持する画像処理手段とを設けたものである。

【００１１】そして、また、本発明は上記目的を達成す
るために、前記所定撮像視野の画像データの計測におけ
る加算回数がＮ，位相エンコードステップ数がＭである
場合、計測視野を変更した場合にも加算回数と位相エン
コードステップ数との積の値がＮ×Ｍとすることを特徴
とするものである。

【００１２】

【作用】２次元フーリエ変換法を用いるＭＲＩ装置で
は、視野は位相エンコード方向と周波数エンコード方向
との２方向から成る。そして、位相エンコード方向の視
野は、位相エンコードのステップ幅とステップ数とから
決まる。したがって、この位相エンコードのステップ幅
とステップ数とを計測視野可変設定手段により可変設定
することにより計測視野が可変設定できる。位相エンコ
ード方向についての計測視野を可変設定できるというこ
とは、核スピンの位相識別が可能な範囲が広くもできる
ことであり、同一被検体において、従来の方法では折り
返しアーチファクトとなっていた部分も位相識別が可能
な範囲に入れることができる。したがって、折り返しア
ーチファクトが出なくなる。そして、計測視野を可変設
定した場合、特に計測視野を通常の所定撮像視野より大
きく設定した場合には、画像処理手段によって、所定撮
像視野内の画像のみを表示させる。これにより、診断部
位の画像を見易く表示できると共に、計測視野を拡大し
ても折り返しアーチファクトとなるよう信号が出るよう
な場合の影響を排除できる。また、通常の撮像視野と計
測視野とが１：１に対応する方式で、加算回数をＮ，位
相エンコードステップ数をＭとした場合、計測視野を変
更しても加算回数と位相エンコードステップ数との積の
値をＮ×Ｍにすることにより、計測時間は長くなること
がなく、また、画像のＳ／Ｎ及び空間分解能は維持でき
る。

【００１３】

【実施例】以下、本発明の実施例を図１乃至図５を用い
て説明する。図５はＭＲＩ装置の概略構成を示すブロッ
ク図である。図５において、１０は静磁場発生磁石、１
１は中央処理装置（以下、ＣＰＵと記す。）、１２はシ
ーケンサ、１３は送信系、１４は磁場勾配発生系、１５
は受信系、１６は信号処理系である。

【００１４】静磁場発生磁石１０は、被検体１を収容し
得る空間の所定領域に、所定方向、例えば、被検体１の
体軸方向、または体軸と直交する方向へ強く均一な静磁
場を発生させるもので、前記空間を取り囲むように、永
久磁石、または常電導や超電導磁石のような方式の磁石
を配置して成る。シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御
の下に動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な
種々の命令を、送信系１３，磁場勾配発生系１４、並び
に受信系１５へ送るものである。

【００１５】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とから成り、高周波発振器１７から出力された高
周波のパルス信号をシーケンサ１２の命令に従って変調
器１８で振幅変調し、振幅変調された信号を高周波増幅
器１９で増幅し、その増幅された高周波パルスを、被検
体１に近接して配置された高周波コイル２０ａへ供給
し、高周波コイル２０ａから被検体１へ電磁波を照射す
るものである。磁場勾配発生系１４は、直交するＸ，
Ｙ，Ｚの３軸方向の各々に巻かれた傾斜磁場コイル２１
と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源
２２とから成り、上記シーケンサ１２からの命令に従っ
てそれぞれの傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源２２を駆動
することにより、前記静磁場発生磁石１０が形成する静
磁場へそれぞれの傾斜磁場コイルが発生する傾斜磁場を
重畳して、均一な静磁場領域へ勾配磁場を発生するもの
である。

【００１６】なお、この勾配磁場は、詳細は後述する
が、被検体１の断層像のスライス面の位置設定、及び核
スピンへの位置情報の付与のために必要とされる。受信
系１５は、受信側の高周波コイル２０ｂと、増幅器２３
と、直交位相検波器２４と、Ａ／Ｄ変換器２５とから成
り、前記送信側の高周波コイル２０ａから照射された電
磁波によって生ずる被検体１内の核スピンの挙動の信号
（電磁波，これをＮＭＲ信号という。）を被検体１に近
接して配置された受信側の高周波コイル２０ｂで検出
し、その検出信号を増幅器２３で増幅した後、直交位相
検波器２４へ入力し、直交位相検波器２４で高周波発振
器１７の出力の制御の下に検波を行うと共にｓｉｎ成
分，ｃｏｓ成分の２系統の信号に分離し、それらをＡ／
Ｄ変換器２５でシーケンサ１２の命令の下にサンプリン
グを行って、ディジタル信号として信号処理系１６へ出
力するものである。

【００１７】そして、信号処理系１６は、ＣＰＵ１１
と、磁気ディスク装置２７や磁気テープ装置２８等の記
録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ装置２６とから成
り、前記ＣＰＵ１１で受信系１５からの信号に対しフー
リエ変換，補正係数計算，画像再構成等の処理を行い、
被検体１のスライス面内の原子核密度分布の画像、例え
ば水素原子核（プロトン）密度分布像や、核スピンの挙
動（緩和時間）を示すＴ₁ 強調像やＴ₂ 強調像等の画像
をディスプレイ装置２６へ表示すると共に、画像データ
を記録装置へ記録するものである。

【００１８】次に、上記の如き構成のＭＲＩ装置におい
て、位相エンコード方向に対する折り返しアーチファク
トをなくす本発明を、ＭＲイメージングのパルスシーケ
ンスの代表例であるスピンエコー法（以下、ＳＥ法と記
す。）に適用して説明する。図４はＳＥ法のパルスシー
ケンスを模式的に表したもので、横軸は時間、縦軸は静
磁強度または信号強度を表わしている。そして、図４の
ＲＦは無線周波の信号の照射タイミング及び核スピンの
励起のためのエンベロープを示すもの、Ｇ_s はスライス
方向の傾斜磁場を印加するタイミングを示し、Ｇ_p は位
相エンコード方向傾斜磁場を印加するタイミング及びこ
のパルスシーケンスを繰り返して行う度にその傾斜を変
えて行うことを示し、Ｇ_fは周波数エンコード傾斜磁場
を印加するタイミングを示し、signalは計測されるＮＭ
Ｒ信号（スピンエコー信号）を示している。また図４に
おける最下段は、タイムシーケンスを１〜６に区間分け
したものである。以下、この区間１〜６を順を追って説
明する。

【００１９】先ず、被検体１を静磁場発生磁石１０が発
生する均一な静磁場領域へ位置させ、かつ、撮像部位が
所定位置へ来るようにする。そして区間１において、ス
ライス方向傾斜磁場１０１を印加すると共に、撮像部
位、即ちスライス面に対応する周波数の９０゜ＲＦパル
ス１０２を照射する。スライス方向傾斜磁場１０１はス
ライス方向傾斜磁場電源を駆動することによって、スラ
イス方向と設定された傾斜磁場コイルにより生成され、
このスライス方向傾斜磁場１０１は静磁場に重畳され勾
配磁場を形成する。９０゜ＲＦパルス１０２は、前記勾
配磁場のスライス面位置の強度に対応する周波数の高周
波パルスで、かつスライス厚を設定する帯域幅を有した
ものであって、スライス面内の核スピンを９０゜励起す
る。

【００２０】次に、区間２において、９０゜励起された
スライス面内の核スピンへ位置情報の一つを付与する。
それが前述の位相情報で、位相エンコード方向傾斜磁場
電源を駆動することによって、位相エンコード方向と設
定された傾斜磁場コイルから生成される位相エンコード
方向傾斜磁場１０３により与えられる。また、位相エン
コード方向傾斜磁場１０３は、図４のシーケンスを繰り
返す度に、その傾きがステップ状に変化させられる。更
に、この区間２において、周波数エンコード方向傾斜磁
場１０４が印加される。この周波数エンコード方向傾斜
磁場１０４は、スライス面内で位相エンコード方向に直
交する方向に設定，印加される傾斜磁場で、周波数エン
コード方向傾斜磁場電源を駆動することにより周波数エ
ンコード方向の傾斜磁場コイルから発生され、前記スラ
イス面内の９０゜励起された核スピンに対し位置に応じ
た位相偏位を与えて、信号読出し時に信号のピークがあ
る時点で生ずるようにするものである。

【００２１】ここで、区間２における本発明の特徴点の
１つをなす位相エンコード方法について詳細に説明す
る。従来の技術の項で述べたように、ＭＲＩ装置の撮像
視野は、位相エンコート方向傾斜磁場Ｇ_p の設定，印加
に直接関係している。すなわち、位相エンコード方向の
画素数をＭと仮定すると、位相エンコード方向傾斜磁場
の最大強度を印加したとき、核スピンが両端で−Ｍπ／
２からＭπ／２の間の位相ずれを生じた部分が撮像視野
に対応する。これが従来よりの方式であるが、この方式
では、図６，図７に示すように、撮像視野を越えた部分
の信号が再構成画像の反対側に折り返しアーチファクト
となって現われる。

【００２２】ＭＲＩ装置は静磁場発生磁石が形成する静
磁場空間の大きさから受ける制約により、撮像視野は、
位相エンコード方向×周波数エンコード方向にして、約
４０〜５０cmの正方形視野を通常の撮像視野としてい
る。この値は、位相エンコード方向を被検体の体軸を横
切る方向とした場合に、成人の体幅が丁度納まるか、少
しはみ出す位である。そして、はみ出した場合に折り返
しアーチファクトが生ずる。これは、従来よりＮＭＲ信
号の計測視野と再構成画像の撮像視野とが１：１で対応
していることに起因する。

【００２３】そこで、本発明はＮＭＲ信号の計測視野と
再構成画像の撮像視野との比を所定値にして折り返しア
ーチファクトを実質的に出なくするようにしたものであ
る。つまり、計測視野を撮像視野の２倍，３倍，…とな
るように位相エンコード方向傾斜磁場を設定すると共
に、位相エンコード数をそれらに応じて増加することが
本発明の特徴点の１つである。以下、計測視野を撮像視
野の２倍とした場合を例に採り説明する。

【００２４】図１は、計測視野と撮像視野との関係を示
している。図において、Ｄは撮像視野、そしてその２倍
の２ＤはＮＭＲ信号の計測視野である。Ｄなる撮像視野
をＭ個の画素数で表示するには、２Ｄの計測視野の両端
で核スピンの位相ずれが最大で２Ｍπ（−Ｍπ〜Ｍπ又
はＭπ〜−Ｍπの間）だけずれるようにし（従ってＤの
撮像視野の両端で核スピンの位相ずれが最大でＭπとな
る。）その間にπずつ増加又は減少する２Ｍ個の位相エ
ンコードステップを実施するのである。すなわち、本発
明では、図３の（ｂ）に示すように、従来方式の計測視
野と撮像視野をＤとするときの位相エンコード法（図３
の（ａ））の傾斜のステップ幅Ｇ_poの１／２とし、位相
エンコードステップ数を２倍とするのである。したがっ
て、区間２で印加される位相エンコード方向傾斜磁場
は、位相エンコード方向の距離２Ｄに対し両端でπだけ
核スピンの位相がすれる傾斜磁場を、シーケンスの繰返
しに対応して複数ステップ実施する。そのステップ数
は、撮像視野に対する位相エンコード方向画素数を２５
６とした場合にはその２倍の５１２とする。

【００２５】上記の如き位相エンコード方法を採用した
場合の撮像時間について述べる。ＭＲＩ装置では、検出
信号が微弱であるためＳ／Ｎを向上するために、同一位
相エンコードに対し複数回の信号を計測加算することが
行われる。したがって、この加算回数を従来通りとする
と撮像時間は増加してしまうことになる。しかし、本発
明では、位相エンコード数を２倍にした場合には、加算
回数を１／２倍とすることで、撮像時間の延長を防止す
ることができる。その理由は、位相エンコード数と加算
回数との積が同じであれば、画像のＳ／Ｎ比は同一とな
ることによる。それゆえ、通常の撮像視野を計測視野と
するもので、加算回数がＮの場合に、計測視野をｎ倍に
しようとするには、位相エンコード数をｎ倍にすると共
に、加算回数をＮ／ｎとすることができ、また、加算回
数Ｎを基にして、それを適当に素因数分解し、適当な素
数ｍ（ｍ＜ｎ）を設定したとき、ｍを２以上として、計
測視野を元の少なくともｍ倍以上にしても、加算回数と
位相エンコード数との積を一定になるようにしておけ
ば、撮像時間の延長が無く、画像のＳ／Ｎも変らず、か
つ、空間分解能も同じに維持できる。再びＳＥ法に説明
を戻すと、区間２に引き続いて、区間３ではＲＦパルス
も傾斜磁場も印加しない。次に、区間４において、スラ
イス方向傾斜磁場１０５を印加すると共に、１８０゜Ｒ
Ｆパルス１０６を印加し、区間１において９０゜選択励
起したスライス面の核スピンを更に１８０゜励起する。
続いて区間５では、ＲＦパルスも傾斜磁場も印加しな
い。

【００２６】次に、区間６において、周波数エンコード
方向傾斜磁場１０７を印加しながらＮＭＲ信号（スピン
エコー信号）を検出する。周波数エンコード方向傾斜磁
場１０７は、（２）式で説明したように、位相エンコー
ド方向に直交する方向に対し、核スピンへその位置に応
じた位置情報を付与するものである。つまり、視野の両
端間に複数個、例えば、画素数を２５６個とするなら
ば、２５６個の回転速度が弁別できるように、核スピン
へ回転を与える。区間６中に示されるスピンエコー信号
は、図５の受信側の高周波コイル２０ｂで検出され、増
幅器２３で増幅され、直交位相検波器２４へ入力され
る。直交位相検波器２４は高周波発振器１７の出力信号
に同期制御され、入力した高周波信号を波形整形すると
共に、ｓｉｎ成分とｃｏｓ成分との２系統の信号に分離
して出力する。これらの２系統の信号はＡ／Ｄ変換器２
５へ入力する。Ａ／Ｄ変換器２５は入力した２系統の信
号を、シーケンサ１２の命令に従ってサンプリングし、
２系統のディジタル信号に変換して出力する。これらの
出力された２系統のディジタル信号はＣＰＵ１１へ入力
され、ＣＰＵ１１でフーリエ変換の実部データ，虚部デ
ータとして用いられるが、一旦、ＣＰＵ１１内の図示を
省略したメモリデバイスへ記憶される。

【００２７】以上が、図４に示すＳＥ法の１パルスシー
ケンスであり、区間６の後、所定時間を経て、再度図６
のパルスシーケンスを実行する。この繰返しは、前記加
算回数と位相エンコード数の積の数だけ行われる。そし
て、その一画像分の計測データを用いて２次元フーリエ
変換することにより、スライス面の断層像の再構成画像
データができる。

【００２８】次に、上記再構成画像データの表示方法に
ついて説明する。上記再構成画像データをそのまま表示
すれば、位相エンコード方向対周波数エンコード方向の
比が上記実施例によれば２対１の矩形画像が表示し得る
が、ＣＲＴで表示するには都合が悪い。そこで、従来の
ように正方形視野の画像を表示するために、再構成画像
データのうち必要部分のみを切り出して表示に供するよ
うにする。このようにするための構成は、再構成画像デ
ータをメモリへ記憶し、必要部分のみをアドレス制御に
より読み出すようにすれば可能であり、特に詳しく説明
することも必要ではないと思われるので省略する。

【００２９】次に、本発明を実際の装置へ適用する態様
を説明する。上記実施例の構成のみの装置とすると、再
構成演算に時間が多くかかることは否めない。したがっ
て、折り返しアーチファクトが発生しない部位について
は、画像表示が遅くなるため、使用上問題となることが
懸念される。そこで、折り返しアーチファクトが発生す
るような部位の撮像に際して、操作者が従来方式から本
発明の方式に切換え選択できるようにすることが望し
い。図５における撮像方式切換操作器３０がそのための
ものである。撮像方式切換操作器３０は、一例として、
従来の位相エンコード方向の計測視野がそのまま表示の
再構成画像視野となる操作器３１と、前記実施例の方式
となる操作器３２とを設け、これらの方式のパルスシー
ケンス及び画像表示のプログラムをＣＰＵ11へ予めメモ
リしておけば、それが容易に実現できる。

【００３０】次に、本発明を実際に実施する場合の方法
について述べる。前にも述べたように、現在の製品化さ
れたＭＲＩ装置は、静磁場の均一磁場空間が４０〜５０
cmの球空間である。そのため、直交する３軸方向への傾
斜磁場コイルもほぼその均一静磁場空間領域でリニアリ
ティを有した傾斜磁場を発生するようになっている。し
たがって、位相エンコードを完全に行える空間も、ほぼ
均一静磁場空間の大きさとなり、それを越えた領域で
は、位相エンコードは不完全なものとなる。それゆえ
に、上記実施例において、図４の区間２における位相エ
ンコードは、撮像視野をＤ，計測視野を２Ｄとして、計
測視野の両端で核スピンの位相が最大で２Ｍπだけずれ
るようにすると説明したが、実際の装置では、これは採
用し得ない。何故ならば、現在の装置の撮像視野は位相
エンコード方向に対し、４０〜５０cmであり、これの２
倍の８０〜１００cmの視野に対し位相エンコードが完全
に行われ得るようにするためには、静磁場発生用磁石を
大きくしなければならないことを初めとして、余りにも
コストがかかり過ぎることが考えられる。そこで、現実
的に採用し得る方法としては、静磁場発生用磁石や傾斜
磁場コイルには手を加えずに、従来方式の視野がＤの場
合の位相エンコード方式の、例えば１／２の傾斜ステッ
プでステップ数を２倍として位相エンコードを行うよう
にしても良い。これにより、あたかも計測視野を２Ｄと
して計測したようにしてＮＭＲ信号を計測するのであ
る。そして、その計測信号を前述の実施例のように画像
再構成後に必要な撮像視野の画像データのみを表示に用
いるが、または、計測信号のうち必要な撮像視野に対応
する信号のみを使って画像再構成し画像を表示する方法
が採用できる。

【００３１】最後に、本発明によれば、位相エンコード
方向の折り返しアーチファクトが実質的に除去できる理
由を説明する。前にも述べたように、ＭＲＩ装置は位相
エンコード方向の撮像視野が４０〜５０cmに設定され、
かつ、この位相エンコード方向が被検体の体幅方向に対
して設定される。このため被検体の体幅が位相エンコー
ドで決まる撮像視野（＝計測視野）より広いと、視野よ
りはみ出した部分からの信号が折り返しアーチファクト
となって現われる。したがって、計測視野を被検体の体
幅よりも広く設定してしまえば、折り返しアーチファク
トは発生しなくなる。原理的には、計測視野をいくら広
げても、それより被検体が大きければ折り返しアーチフ
ァクトとなる信号が発生し得るのであるが、実際の製品
では受信コイルのその信号に対する感度が関係するた
め、実質的には撮像視野内のアーチファクトはなくなる
ものである。

【００３２】なお、本発明は折り返しアーチファクトの
影響が除ける以外に、腹部領域の撮像のような場合の体
動アーチファクトを低減することができるという実効的
効果をももたらすものである。すなわち、本来計測すべ
き視野の２倍以上の領域を計測すると、非定常的動きの
アーチアァクトとなる信号が位相エンコード方向に拡散
され、つまり、すべての各位相エンコードステップに動
きのアーチファクトの影響が散らばるので、これをフー
リエ変換して画像再構成して、計測視野の１／２の領域
を切り出して画像として利用すると、不用な捨てた画像
領域も均等にアーチファクト成分を持つため、切り出し
た画像へのアーチファクト成分は低減されるものであ
る。

【００３３】

【発明の効果】以上述べたように、本発明によれば次の
ような効果が得られる。 (1）請求項１に記載した発明によれば、被検体の大きさ
に応じて計測視野を変更することが可能なため、従来方
式では折り返しアーチファクトとなっていた部分の信号
も位相エンコード方向に位置識別が可能となるので、折
り返しアーチファクトを発生しなくできる。また、計測
視野を変更しても折り返しアーチファクトが出るような
場合でも所定の撮像視野の画像を表示するようにしたの
で、折り返しアーチファクトのない画像で診断が可能と
なる。 (2）請求項２に記載した発明によれば、計測視野を変更
した場合の位相エンコード数と加算回数との積の値を、
所定撮像視野と計測視野を同じにした場合のものと同一
としているので、計測時間の延長を招くことがなく、ま
た画像のＳ／Ｎ及び空間分解能の劣化を招くことはな
く、良好な画像が得られると共に、従来装置よりスルー
プットを向上できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の計測視野の設定の一例を示す図。

【図２】図１に示す計測視野での計測信号を画像処理し
て表示した画像を示す図。

【図３】計測視野を変更する場合の位相エンコード方法
を示す図。

【図４】スピンエコー法のパルスシーケンスの模式図。

【図５】本発明のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック
図。

【図６】従来装置の計測視野を示す図。

【図７】図６に示す計測視野で折り返しアーチファクト
が発生した画像を示す図。

【符号の説明】

１ 被検体 １０ 静磁場発生磁石 １１ 中央処理装置 ２１ 傾斜磁場コイル ３０ 撮像方式切換操作器

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 7831−4Ｃ ３７７ 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体を静磁場内に置き、前記被検体に高
   周波磁場と、スライス位置設定用，位相エンコード用及
   び周波数エンコード用の各傾斜磁場とを所定のパルスシ
   ーケンスに則って印加し、前記被検体内からのＮＭＲ信
   号を検出し、このＮＭＲ信号をフーリエ変換法により画
   像再構成して所定撮像視野の画像を表示する磁気共鳴イ
   メージング装置において、前記位相エンコード方向傾斜
   磁場のステップ幅とステップ数との双方を可変設定する
   ことによりＮＭＲ信号の計測視野を可変設定する計測視
   野可変設定手段と、前記位相エンコード方向傾斜磁場の
   ステップ幅とステップ数を変更したパルスシーケンスを
   実行した場合にも、再構成画像の撮像視野を前記所定撮
   像視野に維持する画像処理手段とを備えたことを特徴と
   する磁気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】前記所定撮像視野の画像データの計測にお
   ける加算回数をＮ，位相エンコードステップ数がＭであ
   る場合、計測視野を変更した場合にも加算回数と位相エ
   ンコードステップ数との積の値をＮ×Ｍとすることを特
   徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。