JPH02261430A - 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（ＮＭＲ）現象を利用して被検査
体の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ
装置）に関し、特に撮像中心を移動した断層画像を得る
ＭＨＩ装置に関する。

〔従来の技術〕

従来の装置は、特開昭６２−１９７０４８核磁気共鳴断
層撮影装置に記載のようにデータ収集時に中心周波数を
変化させて画像中心をずらしていた。

〔発明が解決しようとする課題〕

２次元フーリエ変換法によるイメージングにおいては、
たとえばＸ方向には周波数エンコード。

Ｘ方向には位相エンコードという２方向の傾斜磁場を用
いて２次元の空間の符号化を行っている。

すなわち５位相エンコード量を一定量ずつ変化させなが
ら、データ収集時に周波数エンコードパルスを加えて信
号の読み出しを行っている。

上記従来技術はデータ収集時に中心周波数を移動させて
信号の読み出しを行っており、Ｘ方向については画像の
中心をずらすことができる。しかしＸ方向（位相エンコ
ード方向）の画像中心の移動については配慮されていな
い６従って、Ｘ方向（位相エンコード方向）に、被検体
が視野中心よりｊ末ずれて存在する場合は画像がＸ方向
に分離してしまう（折り返す）という問題があった。

本発明は、Ｘ方向（周波数エンコード方向）Ｙ方向（位
相エンコード方向）とも画像の中心をずらすことを目的
としている。

〔課題を解決するための手段〕

静磁場における共鳴周波数を中心に一次の勾配をもつ傾
斜磁場を加えた時、傾斜磁場の振幅が０となる点が視野
中心となる。画像の視野中心をずらすことは、Ｘ、Ｙ方
向のエンコーディング傾斜磁場の中心をずらすこと、す
なわち、傾斜磁場をオフセットをもたせて印加すればよ
い、従って、傾斜磁場にオフセットをもたせることは計
測データにオフセット位相補正を加えることで実現でき
、Ｘ方向、Ｙ方向ともエンコードごとにオフセット位相
まわりを加えることで達成できる。

〔作用〕

位相補正を各エンコードごとに加えることは、エンコー
ド傾斜磁場にオフセットをもたせて傾斜磁場の中心を移
動させることに相当する。従って視野中心を移動するこ
とができ、Ｘ方向、Ｙ方向ともオフセット位相の量に応
じて視野中心を自由に移動できるため、ＸＹ平面で任意
の視野中心の画像が得られる。オブリーブ画像において
もＸ線ＣＴ画像同様、視野中心が常に座標軸上にあるマ
ルチスライス画像も各スライスにおいてオフセット位相
補正を加えることで得られる。

〔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２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
ージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して
被検査体１の断層画像を得るもので、静磁場発生磁石１
０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、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１０は、被検査体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、上記被検査体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
、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被検査体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１３及び磁場勾
配発生系１４並びに受信系１５に送るものである。上記
送Ｗｔ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１２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１
９で増幅した後に被検査体１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、高磁波が上記被
検査体１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２
２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を被検査体１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、被検査体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／Ｄ変換ｒｉｆ２５とからなり９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査
体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検査体１に近接
して配置された高周波コイル２０ｂで検出され、増幅器
２３及び直交位相検出器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１
２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ＩＧに送られるようになっている。

この（３号処理系１６は、ＣＰｔＪｌｌと、磁気ディス
ク２６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ＣＰＵＩ　１でフー
リエ変換、補正係数計算、被検査体の動きによるア−チ
ファクトの除去処理、像再生等の処理を行い。

任、低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２
８に表示するようになっている。なお、第２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、被検査体１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３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３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。ａｙ
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、Ｓｉにｎａｌ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３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、Ｙ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」
りする際に、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で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、Ｎ　Ｍ　Ｒ信
号の計測を行う。Ｎ　Ｍ　Ｒ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、被検査体１の検査領域から出るＮＭＲ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、ＮＭＲ信号を計測した後１画像再構成
する。

空間を符号化するために、傾斜磁場を用いるが、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が
保たれていると、対象領域における空間位冑と周波数の
関係は線形となり、時間情報であるＮＭＲ信号をフーリ
エ変換し、周波数軸に置き換えるだけで被検査体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
応じた量だ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３図に従えば。

Ｘ方向を周波数エンコード方向、Ｙ方向を位４８１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だけずれている必要が
あり、周波数エンコード時間をＴｘとすれば、 ｙ　Ｇｘ−Ｄ−Ｔｘ：＝Ｎ　π−（９）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　ｌＯ’ｒａｄ／　
ｓｅｅ／　Ｃａｕｓｓ）Ｇｘ二同周波数エンコード方向
傾斜磁場強度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γＧｙ
−Ｄ−Ｔｙ＝Ｍπ　　　　　　　　　・・（１ｏ）なる
関係を満たさなければならない。ここで。

Ｇｙ：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、各位相エンコード
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Ｂｉ場強度が、 γＧＹ−Ｄ・Ｔｙ となるように１位相エンコード量γＧｙ−Ｄ　−’ｒｙ
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、ＮＸＭサンプルのデータが得
られ、これを２次元フーリエ変換すると画像が得られる
。

ところで、ＭＲＩ装置においてはＸ、Ｙ、Ｘ方向の傾斜
磁場を合成してかけることにより任意スライス断面での
オブリーク画像を得ることができる。第４図はオブリー
ク画像撮像の視野領域を示したものである。

第４図では、Ｍ　ＲＩ装置に固定された傾斜磁場で決定
される座標軸をｘ、ｙ、ｚで示し、搬像しようとする任
意の傾斜断面５１に固定した座標軸をｕ、ｖ、ｓ軸で示
している。いま、Ｓ軸をスライス軸とし、Ｘ、Ｙ、Ｘ方
向の傾斜磁場の組合せで傾斜断面を撮像すると、ｕ、ｖ
平面が得られる。

座標軸ｕ、ｖ、ｓの原点と座標軸ＸＹＺの原点とを同一
にとると、選択励起の共鳴周波数は同一のままで、ｘ、
ｙ、Ｘ方向の傾斜磁場の印加の合成により傾斜断面５１
が撮像できる。また、Ｓ軸Ｅに距離ｄだけ離れた傾斜断
面で、かつ傾斜断面５１とは平行の傾斜断面５２は、ス
ライス方向軸Ｓ上で距離ｄに応じた選択励起の共鳴周波
数を照射すれば得られる。その際、得られた画像の視野
中心はＳ軸との交点上にある。傾斜磁場はコイルの配置
関係により振幅中心が決定され、Ｘ方向。

Ｙ方向、Ｘ方向とも傾斜磁場のＯとなる点は幾何学的に
移動できず、３次元空間における原点は固定であり、ス
ライス平面における視野中心は原点からスライス平面を
通る垂線の交点にある。

第５図は、傾斜断面撮像におけるＭＲＩ装置とＸ線ＣＴ
装置での撮像の方法の違いを示したものである。すでに
第４図で示したごとく、ＭＲＩ装置での撮像面の視野中
心は撮像面の法線のうち原点を通るものとなり、第５図
（ａ）に示す点線が各撮像面の視野中心を通る。第５図
（ｂ）において示す点線も傾斜断面のうち原点を通るも
のの法線を示しているが、Ｘ線ＣＴ装置ではベツドを移
動して撮像する関係上、各傾斜断面の視野中心は法線と
は一致せず、ベツド移軸の方向と平行なＸ軸上にある点
が異なる。第５図（ａ）はオブリークのある人頭の横断
像撮像における８枚のマルチスライス時の撮像領域を横
から見た図である。頭頂側を第１スライスとして第３ス
ライスでは原点が視野の中心と一致しているが、その他
のスライスでは視野中心がＸ軸、Ｙ軸からずれているこ
とがわかる。一方、第５図（ｂ）はＸ線ＣＴ装置におけ
る横断像の撮像領域を示している。Ｘ線ＣＴにおいては
オブリークはガントリのチルトによって行われ、マルチ
スライスはテーブル移動によって順次計測される。従っ
てＸ軸がテーブル移動方向であるとすれば常に視野中心
はＸ軸上にある。

従ってＭＲ４装置で得られる画像とＸ線ＣＴ装置で得ら
れる画像は視野中心が異なり、そのままでは比較するこ
とができない。そこで１本発明においてはＭＲｉ装置に
おいて第５図（ｂ）のような視野中心を体軸にあわせた
画像の撮像を行うことを目的とする。第６図には撮像視
野とエンコード傾斜磁場の関係を示した。Ｘ方向に（−
）から（＋）に−次の勾配をもつＸ方向傾斜磁場をかけ
ることにより、Ｘ方向にはＸ方向傾斜磁場の振幅がＯと
なるＹ軸を中心とし、Ｙ方向にも同様にＸ軸を中心とし
た計測が行われ、Ｘ−Ｙ軸の交点を中心とした画像が得
られる。また、２方向（紙面に対して鉛直方向）にスラ
イス位置が異なる場合でも２方向にスライス平面が平行
移動するだけであり、視野中心は常に２軸上にある。こ
こで、第６図において点線で囲まれた視野２の示す通り
Ｘ−Ｙ軸の交点よりＸ方向にＤだけ視野中心を移動させ
て撮像することを考える。ポジションＤを視野中心とす
るためには点線で示したようにポジションＤで傾斜磁場
の振幅強度が０となるようにＸ方向傾斜磁場を印加する
必要がある。ところが。

傾斜磁場の振幅中心を移動させること、すなわち、オフ
セットをもたせて傾斜磁場を印加することは一般にはむ
づかしい。従ってＸ方向傾斜磁場印加時にはポジション
Ｄにおいては、第６図においてＤ点における磁場強度を
Ｐとすると位相回転がおこり、その位相回転量θは θ＝γＰＴｘ　　　　　　　　　　　・・（１２）γ　
：磁気回転比 Ｔｘ：Ｘ方向傾斜磁場印加時間 で与えられる。

本発明ではこのオフセット位相回転量をＯに補正するこ
とを目的とする。位相補正については複素数データをＺ
とし、その実数部をα、虚数部をβとすると ２＝α十ｉβ　　　　　　　　　　・・（１３）なる複
素数データに対して、位相角θだけ回転させた位相補正
後の複素数データＺ′を ｚ’　＝α’＋ｉβ′　　　　　　　　・（１４）とす
れば で与えられる演算を行えばよい。

さて、前述の通り２次元のスライス平面の符号化にはた
とえばＸ方向には周波数、Ｙ方向には位相というエンコ
ード傾斜磁場を印加することで行っている。周波数エン
コード方向（Ｘ方向）に視野中心をｄＸだけ移動させよ
うとする場合は、式（１５）より位相回転量θは θ＝γＧｘｄｘＴス Ｇｘ二同周波数エンコード方向Ｘ方向）傾斜磁場強度 Ｔｘ＝周波数エンコード方向（Ｘ方向）傾斜磁場印加時
間 で与えられる。同様に位相エンコード方向（Ｙ方向）に
視野中心をｄｙだけずらそうとする場合は式（１１）よ
り、位相回転量θは ０＝γＧｙｄｙＴｙ ・・・（１６） となり、Ｍ回のエンコードで毎回位相回転量が異なる。

従って各エンコードごとに位相補正を行う必要がある。

さて、位相補正であるが、Ｘ、Ｙ方向とも視野中心での
位相回転がＯとなるように位相回転をもどしてやればよ
いため、位相補正角度は位相回転量に（−）をつけた値
となる。しかしながら、スピン、エコーシーケンスにお
いては第２図に示した通り位相エンコード方向には、区
間２におけるエンコード傾斜磁場による位相回転は区間
６での信号読み出し時では区間４での４８０°ＲＦパル
スにより反転している。従ってスピン・エコーシーケン
スにおいては、Ｘ方向の位相補正角度をθつ、Ｙ方向の
位相補正角度をθ、とすると・・（１７） となり、この量だけ位相回転を附加してやればよい。第
１図は１周波数エンコード数丁、位相エンコード数Ｍと
して２次元フーリエ変換法によって計測した信号データ
の本発明による再構成処理を示している。第１図は、本
発明による再構成処理を示したものであるが、周波数エ
ンコード方向。

位相エンコード方向とも高速フーリエ変換（Ｆ　Ｆ　Ｔ
　）、処理の前で位相補正を行っている。まず、周波数
エンコード方向に位相附加３１行う。この時は全計測デ
ータについてθＸだけ位相を附加してやればよい。その
あと周波数エンコード方向ＦＥＴ処理３２を位相エンコ
ード回数だけ行う。続いて。

位相エンコード方向の位相附加を行う。この時は〜１回
の位相エンコードでエンコードごとに位相補正量が異な
るため、エンコードごとにその時収集した計測データに
ついて、その時の傾斜磁場強度に応じた位相附加を行う
。そのあと１位相エンコード方向ＦＦＴ処理をＭ回行う
。こうして、マトリックス数がＩＸＭの２次元スライス
画像が得られる。ｄｘ　、ｄｙで位相回転が０となるよ
うに位相補正をしているため、エンコード傾斜磁場の中
心はｄｘ　、ｄｙにある。従ってｄｘ　、ｄｙを視野中
心とした画像が得られる。ｄｘ　、ｄｙはそれぞれＸ軸
、Ｙ軸上の任意の位置にとることができ、式（１７）で
与えられる位相補正を附加することで任意の視野中心の
画像が得られるという効果がある。

さて、次に第５図（ｂ）のように視野中心が常にＸ軸上
にある画像の撮像についてトランス像の撮像で具体的に
説明する。第７図はマルチスライス画像計測のフローを
示している。第７図に示すように、まず始めに位置ぎめ
用の画像の撮像処理４１を行う。Ｘ線ＣＴ装置において
はスキャメグラム像の撮像がこれにあたり、ＭＲｉ装置
では目的のトランス面に対して直交するサジタル面ある
いはコロナル面での撮像となる。この時のＭＬ織の位置
関係がわかればよいため、通常短い計測時間で計測を行
う。また、計測する画像も１枚でよいにうして計測され
た画像上で、次に１位置ぎめ処理を行う。位置ぎめパラ
メータとしては、撮影条件により選択されたマルチスラ
イス枚数、スライス厚、スライス間隔をもとにスライス
位置を軸からのオブリーク角度を決定する６第８図は位
置ぎめされた状態を示している。各スライスの中心はス
ライス厚の中心にあり頭頂側を第１スライスとすると第
１スライスでは一点鎖線で示したところがスライスの中
心線であり、ここから原点へ垂線をおろした符号を含め
た垂線の長さがスライス位［、ｄとなる。また、水平軸
からのオブリーク角度αも第８図に示したように決定さ
れる。

第９図は第８図のスライス位置のみを示した図であるｓ
ｓｌから８５までは第１スライスから第５スライスまで
のスライス位置を示しており、ｕｌからｕ６は第１スラ
イスから第５スライスまでの視野移動距離を示している
。ここでｉスライスにおけるスライス位置をＳｊ、視野
中心位置をＬｌ＋とすると、 ｕ＋＝ｓｔＴａｎα　　　　　　　　　　　　　−（１
８）αニオブリーク角度 となる。

次に位置ぎめされたスライス位置とオブリーク角度でト
ランス像の不計測を行う。この時、第８図のａ−ａ’力
方向周波数エンコード方向にとり計測を行う。計測にお
いては視野中心は意識する必要がない。こうして、得ら
れた計測データは第１図の再構成フローに従って再構成
を行う。ここでは、周波数エンコード方向に視野中心を
移動させたので式（１７）のｄｘに式（１８）のｕｌ　
を代入して各スライス位置での位相附加を行って周波数
エンコード方向のＦ、Ｆ、Ｔ処理を行う。位相エンコー
ド方向には視野中心は移動させていないため、位相エン
コード方向の回転量は０度である。そのあと、位相エン
コード方向のＦＦＴ処理を行うとＹ軸を視野中心とした
画像が得られる。ここでは、第８図の方向を周波数エン
コード方向にとったが、周波数エンコード方向と位相エ
ンコード方向をいれかえて計？１Ｉ１１を行い８周波数
エンコード方向の位相回転量を０度として、位相エンコ
ード方向の回転量と式（１７）のｄｙに式（１８）のｕ
ｔ　を代入して位相回転量を求めて位相附加を行って再
構成を行っても同様の画像が得られる。

こうして得られた画像は常に視野中心がＹ軸上にあり、
Ｘ線ＣＴ装置で得られる画像と視野のずれがない。その
ため、Ｘ線ＣＴ画像と容易に比較することができ診断効
率があがるという効果がある。さらに、本発明において
は、周波数エンコード方向、位相エンコード方向の両方
向に視野を移動できるため、位置ぎめ時に両方向で視野
中心を指定することができる。第１０図（ａ）はトラン
ス画像のコロナル画像からの位置決めを示している。第
１０図に示したように被検体の中心よりずれてセットさ
れたために、画像が計測に寄っている。そこでトランス
画像は視野中心を左にずらして画像中央に出そうとし、
中心より左にｄだけずらして位置ぎめを行う。このコロ
ナル画像でのａ−ａ′力方向人頭左右方向）を周波数エ
ンコード方向にとってトランス像の計測を行い、再構成
時に、周波数エンコード方向に位相附加を行うことによ
り、画像の中央部にトランス画像を得ることができる。

また、ａ−ａ１５を位相エンコード方向にとり計測を行
って位相エンコード方向に位相附加を行っても同様の画
像を得ることができる。

また、被検体が撮像視野に比べて極端にずれており撮像
視野からはずれてしまう場合には、第１０図（ｂ）で示
したように再構成画像上でおり返しが起きてしまう。こ
れは、高速フーリエ変換が周期関数を相定しているため
に起こるものである。この場合においても位相回転を附
加して視野中心をｄだけずらし、折り返しのない画像が
得られる。また、本処理は再構成処理において行うため
、すでに再構成ずみの画像に対しても、生データが存在
すれば再構成画像より視野移動距離を決め、相当する位
相回転を加えて再度構成を行うことにより折り返しのな
い画像を得ることができる。

このように、視野中心を自由に設定できるため。

被検体が撮像空間の中心よりはずれて置かれている場合
でも、常に被検体を中心とした画像が得られるという効
果がある。

第１１図は膝における横断像撮影の位置決めを示してい
る。肛、膝のような屈曲する関節を含んだ部位に対して
横断像を撮像すると、マルチスライス撮像においてスラ
イス位置により画像上での被検体の中心位置が各スライ
スの画像毎で異なる。

そこで、被検体の中心位置が常に画像中心になるような
撮像を考える。第１１図において横方向バー６１〜６５
は撮像しようとする横断像のスライス位置の位置決めを
示す。バーの中心が撮像しようとする視野中心を示して
いる。第１１図における点線は各スライスの視野中心を
結んだものである。

計副後、再構成時において傾斜磁場から決まる撮像中心
からのずれ量ｕ１〜ｕ５に応して位相付加を行うことで
常に再構成画像の中心に被検体の中心を合致させること
ができる。

また、第１１図に示したようにひじ、ひざのような屈曲
する関節を含んだ部位に対しても図のように位置ぎめを
行って撮像を行うことで常に画像中央部に被検体を合わ
せることができる。

〔発明の効果〕

本発明によれば、スライス画像の視野中心を任意位置に
移動できるため、被検体の撮像空間の中心からずれてい
る場合でも被検体が画像の中心に位置するように撮像を
行うことができる。さらに被検体が撮像視野に比べて極
端に撮像空間の中心よりずれている場合は、被検体が上
下または左右に分離してしまうが、視野中心をずらして
被検体を画像の中心に位置するように撮像を行うことが
できる。

また、オブリーク画像においてもＸ！１ＡＣＴ画像同様
に視野中心を水平軸にあわせて撮像を行うことも可能で
あり、ＭＲｉｉｉＩ像とＸ線ＣＴ画像で視野中心のずれ
がなくＸ線ＣＴ画像と容易に比較することができ、診断
効率があがるという効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の実施例による再構成処理のフローを示
した図であり、第２図は本発明の一実施例の全体構成図
を示した図であり、第３図は計測するパルスシーケンス
の一例を示した図であり。 第４図はオブリーク画像の撮像視野を示した図であり、
第５図はＭ　Ｒ１画像とＸ線ＣＴ画像での１〜ランス画
像撮像における撮像視野を横から見た図であり、第６図
は撮像視野と傾斜磁場の関係を示した図であり、第７図
は計測における撮像フローを示した図であり、第８図は
トランス画像位置ぎめ時の位置ぎめ画面を示した図であ
り、第９図は第８図のらち位置ぎめパラメータについて
示した図であり、第１０図はコロナル画像を示しており
、第１１図は屈曲した部位の位置ぎめを示した図である
。 １・・・被検査体、１０・・・静磁場発生磁石、１１・
・・中央処理装置、１２・・・シーケンサ、１３・・送
信系、１４・・・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、２５・・・Ａ／Ｄ変換器、
２６・・・磁気ディスク、２７・・磁気テープ、２８デ
イスプレ仁３１−３４．４１〜４３−・処理、５１．５
２・・オブリーク断面、６１〜６５・・・横方向バー 第３図 第５図 （と２．ン　ハクＲｉ画俟 Ｕｐ）　　ｘ＊￥Ｌｃｒ画イ灸 第６図 第７図 第 図 コロナル凍、４俟二θ゛らのイ装置ごの（ＯＬ） おり反しく）よと−５！ＰＡイ３と ＜ｂ＞ 第８図 第９図 第 図 屈曲しｆ−音Ｙイ江のイ装置ぎめ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １、被検査体に静磁場及び傾斜磁場を与える手段と、前
   記被検査体の組織を構成する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装置において、信号計測に先立ち
   撮像視野中心を所望の位置に位置決めする処理手段を有
   することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。