(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、前記被検体にスライス方向傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体の生体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高周波磁場を前記被検体に照射する送信系と、前記傾斜磁場発生手段及び前記送信系を制御し、各傾斜磁場及び高周波磁場をある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するシーケンサと、核磁気共鳴信号を計測信号として検出する受信系と、前記受信系で検出された信号を処理し画像再構成する信号処理系と、この装置全体を制御する中央処理系と、前記中央処理系に条件を入力する入力手段と、前記信号処理系により処理されたデータを表示、保存する出力手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記シーケンサが実行するパルスシーケンスは、少なくとも、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を所定の増分で変更しながら前記計測信号を計測する第１の位相エンコード印加パターンと、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を前記所定の増分とは異なる増分で変更しながら前記計測信号を計測する第２の位相エンコード印加パターンとを含み、前記信号処理系は、前記第１の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データと前記第２の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データとから画像再構成する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記第２の位相エンコード印加パターンのステップ幅を前記第１の位相エンコード印加パターンのステップ幅の整数倍とすることを特徴とする請求項１の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記第１の位相エンコード印加パターンの位相エンコード傾斜磁場強度と前記第２の位相エンコード印加パターンの位相エンコード傾斜磁場強度が同一の場合に、該同一位相エンコード傾斜磁場を繰り返すことによって、前記第１の位相エンコード印加パターンによる計測と前記第２の位相エンコード印加パターンによる計測を並列させて同時に行うことを特徴とする請求項１又は２の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記第１の位相エンコード印加パターンと前記第２の位相エンコード印加パターンのいずれか一方を先に他方を後にしてシーケンシャルに計測することを特徴とする請求項１又は２の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記信号処理系が行う画像再構成は、前記第１の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データ及び前記第２の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データを用いてそれぞれ画像再構成し、これらの画像を合成することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記信号処理系が行う画像再構成は、前記第１の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データと前記第２の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データとを合成し、この合成されたデータを画像再構成することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記信号処理系が行う画像再構成は、前記第１の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データを用いて、前記第２の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データの不足部を補完し、この補完されたデータ及び前記第１の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データのそれぞれから画像を再構成し、これらの画像を合成することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ装置」という）に係わり、特にＳ／Ｎ比を向上させる撮影、画像再構成が可能なＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、被検体に一定強度の磁場を与える静磁場コイルと、被検体の生体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高周波磁場を印加する照射コイルと、更に空間内の位置情報を得るための傾斜磁場を与える傾斜磁場コイルとを備えている。これら照射コイル及び傾斜磁場コイルはシーケンサからの信号により所定のパルスシーケンスで動作する。
【０００３】
例えば、代表的なパルスシーケンスであるスピンエコー法では、まず高周波磁場である９０゜パルスを測定断面を選択するためのスライス方向傾斜磁場と共に印加した後、エコー時間をＴＥとしたとき、ＴＥ／２の時間後に１８０゜パルスをスライス方向傾斜磁場と共に加える。これにより時刻TEにおいて選択された断面からエコー信号が発生する。
【０００４】
この際、エコー信号の空間的な分布を求めるために線形な傾斜磁場を静磁場に重畳する。例えば、Ｙ方向の位置情報を得るための位相エンコード傾斜磁場であり、Ｘ方向の位置情報を得るための周波数エンコード傾斜磁場である。
【０００５】
このようなパルスシーケンスを基本単位として、位相エンコード傾斜磁場の強度を毎回変化させながら一定の繰り返し時間ＴＲ毎に、１枚の画像を構成するのに必要な回数（位相エンコード数）、例えば２５６回繰り返す。この位相エンコード傾斜磁場の強度Ｇｐと印加時間Ｔｐとの関係は式（２）で示される。
２πｉ＝γ・Ｇｐ・Ｔｐ・ＦＯＶ                  （２）
この式（２）において、γは磁気回転比、ＦＯＶは撮影視野、以下同様、ｉは、−ｐｒｊ／２＜ｉ≦ｐｒｊ／２、を満たす全ての整数であり、ｐｒｊはプロジェクション数、即ち一枚の画像を構成するのに必要な位相エンコード数を示す。
【０００６】
こうして得られた計測データを２次元逆フーリエ変換することで巨視的磁化の空間的分布が求められ、撮影画像が構成される。
【０００７】
ここで、一般的に撮影画像のＳ／Ｎ比は、式（３）に示すようにシーケンスの繰り返し数ＮＳＡの平方根とは比例する関係にある。
【数１】
0003688404.tif 000002
従って、撮影画像のＳ／Ｎ比を高くするためには、前述したシーケンスを複数回計測して、それらのデータの算術平均をとっている。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、撮影時間Ｔと繰り返し数ＮＳＡとの関係は式（４）に示すように、比例関係にあり、
【数２】
0003688404.tif 000003
撮影画像のＳ／Ｎ比を２倍にしようとすれば、撮影時間Ｔは４倍を要することになる。このようにＳ／Ｎ比を高くするためには、かなりの撮影時間の延長が必要となり、このため被検体に長時間の拘束時間を強いることとなる。
【０００９】
本発明はこのような従来のＭＲＩ装置の改良し、撮影時間の延長を抑えつつも、高いＳ／Ｎ比を実現するＭＲＩ装置の提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
このような目的を達成するため、本発明は一般的に関心領域は撮影画像の中央付近であることに着目し、通常の計測シーケンスに少なくとも画像中央付近の計測データを取得できるような位相エンコード印加パターンを加えることによって、画像中央付近のＳ／Ｎを向上させたものである。即ち、本発明のＭＲＩ装置は、被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体にスライス方向傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、被検体の生体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高周波磁場を被検体に照射する送信系と、傾斜磁場発生手段及び送信系を制御し、各傾斜磁場及び高周波磁場をある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するシーケンサと、核磁気共鳴信号を計測信号として検出する受信系と、受信系で検出された信号を処理し画像再構成する信号処理系と、この装置全体を制御する中央処理系と、中央処理系に条件を入力する入力手段と、信号処理系により処理されたデータを表示、保存する出力手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、シーケンサが実行するパルスシーケンスは、少なくとも、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を所定の増分で変更しながら計測信号を計測する第１の位相エンコード印加パターンと、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を先の所定の増分とは異なる増分で変更しながら計測信号を計測する第２の位相エンコード印加パターンとを含み、前記信号処理系は、前記第１の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データと前記第２の位相エンコード印加パターンによる計測で取得された計測データとから画像再構成する手段を備えものである。ここで、第１の印加パターンと異なる増分の印加パターンは２以上であってもよい。
【００１１】
好適には、前記第２の位相エンコード印加パターンのステップ幅を前記第１の位相エンコード印加パターンのステップ幅の整数倍とする。
【００１２】
また、このようなＭＲＩ装置においては、このようなＳ／Ｎ比の高い画像を得るため、第１の印加パターンと第２の印加パターンとを含む計測シーケンスによって取得された生の計測データから、まずそれぞれ画像を再構成し、その後これらの画像を合成するようにしてもよく、また、両パターンによる計測データを合成後、その合成データから画像を再構成してもよく、更に、データ数の少ない方の計測データを他方の計測データで補完後、補完後のデータ及び他方の計測データの画像をそれぞれ再構成し、その後画像合成するようにしてもよい。尚、計測データや画像の合成の具体的方法としては、算術平均等が使用できる。
【００１３】
このようなＭＲＩ装置は、通常の位相エンコード傾斜磁場の印加強度の増分でこの傾斜磁場を印加する計測に加えて、通常の増分とは異なる大きい増分で印加する計測を含む計測シーケンスを実行する。このような計測シーケンスは、第１の印加パターンにより通常の増分で印加しながら計測する中で、第２の印加パターンによる増分毎に同一の位相エンコードシーケンスを繰り返すことにより実施される。あるいは、第１の位相エンコード印加パターンと第２の位相エンコード印加パターンのいずれか一方を先に他方を後にしてシーケンシャルに実行する。この第２の印加パターンの計測時（繰り返し時）に得られる計測データは、通常の画像と分解能は同じで、撮影視野が異なる画像が得られる。
【００１４】
具体的には、上記の式（５）に従って、位相エンコード傾斜磁場を印加する場合、第２の印加パターンのステップ幅（ｎ）を第１の印加パターンのステップ幅（ｎ＝ｉ）の整数倍（ｍ倍）をすることにより、第２の印加パターンでは通常の１／ｍ個の計測データが得られ、その計測時間も１／ｍとすることができる。従って、通常の計測を２回繰り返すことに比べ、時間も短縮される。
【００１５】
このように得られた計測データを通常に画像再構成すると、前者からは標準的な撮影視野の画像が得られ、後者からは標準の１／ｍの撮影視野の画像が得られ、この視野は標準的な視野の中央付近に位置することになる。一般的に関心領域は中央付近に存在することが多いので、このようにして得られた画像を合成することにより、関心領域についてＳ／Ｎ比の高い画像が得られる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を適用したＭＲＩ装置の実施例について説明する。
【００１７】
まず、このようなＭＲＩ装置の全体構成について図２に示す。このＭＲＩ装置は従来の装置とほぼ同様な構成を採るものであり、被検体が配置される空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生磁石４、このような磁場内に置かれた被検体の組織内において核磁気共鳴を生じさせるために高周波磁場を発生させる送信系３、磁場強度をＸ、Ｙ、Ｚ方向にそれぞれ独立して線形に変化した傾斜磁場を静磁場に重畳して印加する傾斜磁場発生系２１、高周波磁場の照射によって被検体から発生される共鳴信号を受信する受信系５、これら各系統の動作のタイミングをコントロールするシーケンサ２、受信系５から送られる計測データをもとに画像再生に必要な各種演算を行うと共に、ＭＲＩ装置全体を制御する中央処理部（以下、ＣＰＵという）１及びＣＰＵ１に撮影条件等の入力を行なうと共に、ＣＰＵ１により処理されたデータを様々な方法で出力する信号処理系６を備えている。
【００１８】
具体的には、送信系３は、高周波信号を発生させる高周波発信器８、この高周波信号を変調する変調器９、この変調された信号を増幅する高周波増幅器１０及び増幅された信号に従い高周波磁場を発生する照射コイル１１を有する。
【００１９】
また、傾斜磁場発生系２１は、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３及び傾斜磁場コイル１３に電流を供給する傾斜磁場電源１２を備えている。
【００２０】
受信系５は、共鳴信号を受信する受信コイル１４、受信コイル１４に接続され、信号を増幅する増幅器１５、この増幅信号を２系列の信号に変換する直交位相検波器１６及びこれらの信号をデジタル量の計測データに変換するＡ／Ｄ変換器１７を備えている。
【００２１】
更に、信号処理系６は、ＣＰＵ１に撮影条件等を入力する入力手段としてのキーボード２２、再構成画像を表示する出力手段であるＣＲＴ等のディスプレイ１８、ＣＰＵ１で処理されたデータ等を保存するための出力手段である光ディスク１９及び磁気ディスク２０を備えている。
【００２２】
このような構成のＭＲＩ装置においては、キーボード２２から様々な計測条件がＣＰＵ１に対して入力された後、ＣＰＵ１はこれらの条件に従って、装置全体を制御して稼動する。
【００２３】
ＣＰＵ１の指令に従ってシーケンサ２は、３系統の傾斜磁場電源１２の動作のタイミングを制御し、静磁場発生磁石４により付与される均一な磁場強度の磁場に重畳して、傾斜磁場コイル１３により傾斜磁場を印加する。一方、送信系３では、高周波信号発信器８から出力される信号は、シーケンサ２により動作のタイミングを制御された変調器９により変調され、次いで増幅器１０で増幅される。照射コイル１１にこの信号が流れると、所定のパルス状の高周波磁場が被検体に照射される。このようにＣＰＵ１に制御されたシーケンサ２の働きにより、高周波磁場及び傾斜磁場の所定のパルスシーケンスが実行され、パルスシーケンスの基本単位毎にＡ／Ｄ変換器１７はデータを収集する。
【００２４】
これらの磁場を照射された被検体からは共鳴信号が発生し、受信系５の受信コイル１４により受信される。受信された信号は増幅器１５で増幅された後、直交位相検波器１６で２系列に分けられ、それぞれの信号がＡ／Ｄ変換器１７でデジタル量の計測データに変換される。このときＡ／Ｄ変換器１７はシーケンサ２によりデータ収集のタイミングを制御される。この計測データはＣＰＵ１に入力され、２次元フーリエ変換等により画像再構成される。再構成された画像は信号処理系６のディスプレイ１８に表示され、また、光ディスク１９や磁気ディスク２０といった外部記憶媒体に処理データとして保存される。
【００２５】
次に、このような本発明のＭＲＩ装置において実行されるパルスシーケンスについて説明する。図３は本発明をスピンエコー法に適用した場合を示すもので、まず高周波磁場が９０゜パルス２３として印加された後、エコー時間をＴＥとしたとき、ＴＥ／２の時間後に１８０゜パルス２４が加えられる。これにより時刻ＴＥにおいてエコー信号が得られる。９０゜パルス２３及び１８０゜パルス２４と同時にＺ方向の傾斜磁場であるスライス方向傾斜磁場２５が印加され、これにより選択される断面を励起できる。更に、２次元方向の位置情報を付与するために、９０゜パルス２３及び１８０゜パルス２４の間に位相エンコード傾斜磁場２６と周波数エンコード傾斜磁場２７が印加される。
【００２６】
これらパルス２３、２４、傾斜磁場２５〜２７は、一定の繰り返し時間ＴＲ毎に、シーケンサ２により制御されたタイミングで繰り返し印加され、エコー信号が繰り返し計測される。このとき、位相エンコード傾斜磁場２６の印加強度は所定の増分で変更される。
【００２７】
本実施例のＭＲＩ装置においては、従来と異なり、位相エンコード傾斜磁場２６の強度変化をさせながら各強度について１度計測するだけでなく、図３において太線で示すように所定の増分（エンコードステップ、図示するように偶数ステップ）では２度の基本シーケンス（図３）を繰り返して計測する。
【００２８】
この位相エンコード傾斜磁場２６の印加パターンを更に詳しく示したものが図１であり、この印加パターンは式（６）で表すことができ、
Ｇｐ＝２πｎ／（γ・Ｔｐ・ＦＯＶ）                （６）
ここで、ｎは、・・・−３、−２、−２、−１、０、０、１、２、２、３、４、４・・・で示される整数の数列である。図１（ａ）では同一磁場強度につき１度の計測のときと、２度計測のときとを区別して表すため、記号ｉ及びｊを用いて表わしている。即ち、記号ｉは整数を、記号ｊは２の倍数を示しており、記号ｊに相当する強度の磁場で２度計測される。
【００２９】
この印加パターンは、記号ｉに対応する位相エンコード傾斜磁場２６を示す図１（ｂ）及び記号ｊに対応する位相エンコード傾斜磁場２６を示す図１（ｃ）に分解できる。この図１（ｂ）からわかるように記号ｉに対応する印加パターンは、式（２）で示される従来の位相エンコード傾斜磁場と同じものである。一方、図１（ｃ）からわかるように、記号ｊで示される印加パターンは、図１（ｂ）の位相エンコードステップ幅を標準とすれば、標準の２倍のステップ幅のものである。
【００３０】
従って、本実施例の計測シーケンスは、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を基本となる１増分で変更しながら計測する通常の計測シーケンス（第１の印加パターン）と、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を２倍の増分で変更しながら計測する計測シーケンス（第２の印加パターン）とを合成したものとして把握できる。
【００３１】
このような印加パターンとすることにより、従来の方法で２回繰り返し行なう場合に比べ撮影時間を短縮することができる。
【００３２】
尚、この例では、位相エンコード磁場の強度変化１回おきに同じ強度で２度計測する、即ち第２の印加パターンのステップ幅が２倍の場合について示したが、これに限定されるものではなく、一般的にはｍを２以上の整数とすれば、強度変化ｍ回おきに同一強度で２度計測してステップ幅をｍ倍にしてもよい。
【００３３】
このようなことを考慮して、位相エンコード傾斜磁場強度Ｇｐを表す式（６）の記号ｎを一般的な形で表すと、第１の印加パターン（ｎ＝ｉ）の場合、ｉが、−（ｐｒｊ／２）＜ｉ≦（ｐｒｊ／２）を満たす全ての整数であり、第２の印加パターン（ｎ＝ｊ）の場合、ｊが、−（ｐｒｊ／２）＜ｊ≦（ｐｒｊ／２）を満たす２以上の整数ｍの全ての倍数である。尚、プロジェクション数ｐｒｊは、通常のステップ幅である第１の印加パターンのときの位相エンコード数、例えば２５６、５１２等を示している。
【００３４】
次に、このような印加パターンにより取得された計測データの信号処理系６における処理方法について説明する。
【００３５】
図１に示すような第１の印加パターンによる位相エンコード傾斜磁場２６の印加時に得られた計測データ及び第２の印加パターンによる位相エンコード傾斜磁場２６の印加時に得られた計測データをそれぞれＲｉ(ｘ，ｙ)、Ｒｊ(ｘ，ｙ)と表すと、これらを２次元フーリエ変換する際のｋ空間配置はそれぞれ図４（ａ）、（ｂ）に示すように、それぞれｉ＝０、ｊ＝０を中心に対称に配置される。
【００３６】
これら計測データをそれぞれ２次元フーリエ変換により画像再構成したものを図４（ｃ）、（ｄ）に示した。図４からもわかるように、第１の印加パターン印加時の計測データＲｉ(ｘ，ｙ)は、位相エンコード傾斜磁場２６の印加パターンが従来と同一であるため、得られる画像Ｉｉ(ｘ，ｙ)は従来と同様の視野となる。一方、第２の印加パターンでは、位相エンコードステップの増分は２倍となるため、式（２）に従い計測データＲｊ(ｘ，ｙ)から得られる画像Ｉｊ(ｘ，ｙ)は画像Ｉｉ(ｘ，ｙ)の１／２の視野となり、この画像Ｉｊ(ｘ，ｙ)の視野は中央付近のものとなる。
【００３７】
このように得られた画像データＩｉ(ｘ，ｙ)と画像データＩｊ(ｘ，ｙ)は、上述のように視野は異なるが空間分解能は同一であり、視野の重なる部分を算術平均することにより合成することができ、図４（ｅ）のような合成画像Ｉｆ(ｘ，ｙ)が得られる。即ち、−（ｐｒｊ／２）／ｍ＜ｙ≦（ｐｒｊ／２）／ｍの場合、即ち画像中央付近においては、画像データは式（７）で示すことができ、
Ｉｆ(ｘ，ｙ)＝（Ｉｉ(ｘ，ｙ)＋Ｉｊ(ｘ，ｙ)）／２      （７）
上記以外の場合、即ち画像の上下端付近においては式（８）、
Ｉｆ(ｘ，ｙ)＝Ｉｉ(ｘ，ｙ)                        （８）
で示すことができる。このように画像を合成することにより、画像中央付近のみが２回の計測データによる平均となるため、この部分についてＳ／Ｎ比を向上することができる。
【００３８】
次に、２つのパターンの位相エンコード傾斜磁場２６を印加して取得した計測データＲｉ(ｘ，ｙ)、Ｒｊ(ｘ，ｙ)の別の処理方法について図５を用いて説明する。図５（ａ）、（ｂ）は前述の例と同様、それぞれＲｉ(ｘ，ｙ)、Ｒｊ(ｘ，ｙ)で表される計測データのｋ空間配置を示す。この処理ではまず、計測データＲｉ(ｘ，ｙ)と計測データＲｊ(ｘ，ｙ)とを合成する。計測データＲｉ(ｘ，ｙ)と計測データＲｊ(ｘ，ｙ)とはデータの数が異るため、同一の位相エンコード傾斜磁場を印加したデータ同士を算術平均し、図５（ｃ）に示すようなｋ空間配置の合成データＲｆ(ｘ，ｙ)を得る。このｋ空間におけるｙの値が整数ｍの倍数の場合、合成データＲｆ(ｘ，ｙ)は式（９）で示すように算術平均で求めることができる。
Ｒｆ(ｘ，ｙ)＝（Ｒｉ(ｘ，ｙ)＋Ｒｊ(ｘ，ｙ)）／２      （９）
一方、上記以外の場合は、式（１０）で示すように、
Ｒｆ(ｘ，ｙ)＝Ｒｉ(ｘ，ｙ)                        （１０）
第１の印加パターンによる計測データがそのまま用いられる。このようにして得られたＲｆ(ｘ，ｙ)を２次元フーリエ変換により画像再構成を行うと、図５（ｄ）に示すような画像Ｉｆ(ｘ，ｙ)が得られる。この場合、式（９）により計測データを平均してＲｆ(ｘ，ｙ)を求めた部分は、画像中央付近に対応するため、図４の例と同様、画像中央付近でＳ／Ｎ比の高い画像を得ることができる。
【００３９】
計測データＲｉ(ｘ，ｙ)、Ｒｊ(ｘ，ｙ)の更に別の処理方法を図６を用いて説明する。図６（ａ）、（ｂ）は前述の例と同様、それぞれＲｉ(ｘ，ｙ)、Ｒｊ(ｘ，ｙ)で表される計測データのｋ空間配置を示す。この処理ではまず、データ数の少ない第２の印加パターン印加時に取得された計測データＲｊ(ｘ，ｙ)の不足しているデータを、第１の印加パターン印加時に取得された計測データＲｉ(ｘ，ｙ)を用いて補い、図６（ｃ）で示すような補完データＲｊ’(ｘ，ｙ)を作成する。即ち補完データＲｊ’(ｘ，ｙ)は、ｋ空間におけるｙの値がｍの倍数の場合は、式（１１）のように、
Ｒｊ’(ｘ，ｙ)＝Ｒｊ(ｘ，ｙ)                （１１）
であり、それ以外の場合は式（１２）のように、
Ｒｊ’(ｘ，ｙ)＝Ｒｉ(ｘ，ｙ)                （１２）
である。このようにデータを補完した後、第１の印加パターン印加時に取得された計測データＲｉ(ｘ，ｙ)及び補完データＲｊ’(ｘ，ｙ)をそれぞれ２次元フーリエ変換し、図６（ｄ）、（ｅ）で示される画像Ｉｉ(ｘ，ｙ)と画像Ｉｊ(ｘ，ｙ)とを得る。これらは視野、空間分解能共に同一の画像データであり、式（１３）で示すように算術平均を行なうことにより、合成画像Ｉｆ(ｘ，ｙ)を作成する。
Ｉｆ(ｘ，ｙ)=（Ｉｉ(ｘ，ｙ)＋Ｉｊ(ｘ，ｙ)）／２        （１３）
これにより得られた合成画像Ｉｆ(ｘ，ｙ)は、２つの計測データが存在するＲｊ(ｘ，ｙ)に対応する部分、即ち画像中央付近においてＳ／Ｎ比の高い画像となる。
【００４０】
尚、以上の実施例では、パルスシーケンスとしてスピンエコー法を用いて説明したが、これ以外のパルスシーケンス、例えばグラジエントエコー法等にも本発明を適用することができる。
【００４１】
また、第２の印加パターンに対応する位相エンコード傾斜磁場強度で２度計測する場合についてのみ説明したが、２度以上であれば何回計測してもかまわない。この場合、計測する回数が増えるほど画像中央付近のＳ／Ｎ比は向上する。また、第２の印加パターンにおける位相エンコードステップの幅を２倍にした場合（ｍ＝２）についてのみ説明したが、２倍以上の何倍にしてもよい。これにより、撮影視野は異なり、ステップ幅をｍ（＞２）倍にしたときには撮影視野は１／ｍになる。従って関心領域の大きさ等に応じてｍを任意に選択して、関心領域のＳ／Ｎを高めることができる。
【００４２】
また、本発明では、標準となる第１の印加パターンに加え、異なるステップ幅の印加パターンを複数種組合せることも可能である。例えば２倍のステップ幅の第２の印加パターンと３倍のステップ幅の第３の印加パターンとを併用することも可能である。このように印加パターンを自在に選択することにより、撮影時間の延長を最小限にとどめつつ関心領域の画像のＳ／Ｎ比を向上させることができる。
【００４３】
また、画像再変換の方法として２次元フーリエ変換を挙げたが、これ以外の画像再構成の方法を採用しても本発明は同様に適応できる。
【００４４】
更に、以上の実施例では第１の印加パターンと第２の印加パターンとの組合せ方として、１連の計測シーケンスにおいて位相傾斜磁場強度が同一のものを繰り返すようにして両パターンを実行する場合についてのみ説明したが、第１の印加パターンと第２の印加パターンとがシーケンシャルに並べた場合にも同様に適用でき、同様な効果を得られる。即ち、まず第１の印加パターンによる１連の計測シーケンスを実行し、次いで第２の印加パターンによる１連の計測シーケンスを実行することもできる。このように、複数の印加パターンをシーケンシャルに並べる場合には、同一位相エンコードでの反復計測の困難なエコープラーナー法やスパイラルスキャン等にも適用することができる。
【００４５】
【発明の効果】
以上説明したように本発明のＭＲＩ装置は、少なくとも、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を所定の増分で変更しながら計測信号を計測する第１の位相エンコード印加パターンと、位相エンコード傾斜磁場の印加強度を先の所定の増分とは異なる増分で変更しながら計測信号を計測する第２の位相エンコード印加パターンとを組み合わせたパルスシーケンスで位相エンコード傾斜磁場を印加するものであり、このように異なった位相エンコードステップの増分からなる印加パターンを加えることにより、一定パターンで複数回繰り返し行うよりも撮影時間を短縮することができる。
【００４６】
しかも位相エンコードステップの増分を大きくすることにより得られる計測データは、画像再構成後の撮影視野は狭くなるがその部分についての画像の分解能は維持され、ｋ空間における位置も一般的に撮影画像の関心領域となる画像中心付近に対応するので、主要な部分においてＳ／Ｎ比の高い画像を得ることができる。
【００４７】
このように本発明のＭＲＩ装置は、撮影時間の延長を抑えつつも、高いＳ／Ｎ比を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ装置による位相エンコード傾斜磁場の印加パターンの一例を示す図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置のブロック図。
【図３】本発明のＭＲＩ装置におけるパルスシーケンスの一例を示す図。
【図４】本発明のＭＲＩ装置での画像取得の一実施例を示す図。
【図５】本発明のＭＲＩ装置での画像取得の第２の実施例を示す図。
【図６】本発明のＭＲＩ装置での画像取得の第３の実施例を示す図。
【符号の説明】
１  中央処理系（ＣＰＵ）
２  シーケンサ
３  送信系
４  静磁場発生手段
５  受信系
１２、１３、２１  傾斜磁場発生手段
６  信号処理系
２６  位相エンコード傾斜磁場
ｉ  第１の位相エンコード印加パターン
ｊ  第２の位相エンコード印加パターン
Ｒｉ(ｘ，ｙ)、Ｒｊ(ｘ，ｙ)  計測データ
Ｉｉ(ｘ，ｙ)、Ｉｊ(ｘ，ｙ)  画像
Ｉｆ  合成画像
Ｒｆ(ｘ，ｙ)  合成データ
Ｒｊ’(ｘ，ｙ)  補完データ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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