JP3507543B2 - 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、磁気共鳴イメージング
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】繰り返し時間ＴＲの間に複数のスライス
面（励起面）の励起とエコー信号の検出とを行なうマル
チスライス撮影法では、近年、高速化の傾向に伴ってス
ライス選択励起パルスの印加時間も短縮されている。こ
れによりスライス分解能が低下して、隣のスライス面も
多少励起し、この結果、信号雑音比が低下し、また、隣
のスライス面の情報も混入してしまう。この問題を解決
するために、隣り合うスライス面の間隙を十分離間する
ことが一般的に行なわれている。

【０００３】間隙部分からのエコー信号を収集していな
いので、当然間隙部分を画像化することはできない。こ
のままでは、間隙部の疾患が見逃されることになり、再
度間隙部を狙ったマルチスライス撮影を行なうことがし
ばしばなされるが、これは検査時間の長時間化を招く。

【０００４】また、再度間隙部を狙った撮影を行なわな
くてすむよう、画質の低下を許容して隣接スライス面間
の間隙を殆どゼロにしたマルチスライス撮影を行なうこ
とも、実際にはしばしば行なわれる。この場合でも、隣
接する二つのスライスのちょうど中間に中心をもつ小さ
な疾患は、二つのスライスの画像に描出されるのである
が、パーシャルボリューム効果により、どちらの画像
も、疾患の中心にちょうどスライス面が一致した場合に
比べてはるかにコントラストが薄められた形でしか描出
されず、やはり見逃されがちである。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】本発明は、上述した事
情に対処すべくなされたもので、その目的は、スライス
方向に沿って、エコー信号を連続的に収集して、画像化
されない部分が無く且つ任意のスライス位置で磁気共鳴
画像を再構成できる磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることである。

【０００６】

【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は、位相エンコード量を変化させエコー
信号を収集する都度、被検体内の選択励起面の位置を所
定量更新するために、前記被検体を載置する寝台天板を
移動することを特徴とする。 本発明による磁気共鳴イメ
ージング装置は、被検体内の複数の選択励起面の各々か
ら、位相エンコード量を変化させてエコー信号を収集す
る都度、該選択励起面の位置を所定量更新するために、
前記被検体を載置する寝台天板を移動することを特徴と
する。 本発明による磁気共鳴イメージング装置は、２方
向の傾斜磁場の合成により形成する読みだし用傾斜磁場
の方向を、前記２方向の傾斜磁場の配分比を変化させる
ことにより変化させてエコー信号を収集する都度、被検
体内の選択励起面の位置を所定量更新することを特徴と
する。 本発明による磁気共鳴イメージング装置は、被検
体内の複数の選択励起面の各々から、２方向の傾斜磁場
の合成により形成する読みだし用傾斜磁場の方向を、前
記２方向の傾斜磁場の配分比を変化させることにより変
化させてエコー信号を収集する都度、選択励起面の位置
を微小量更新することを特徴とする。

【０００７】

【作用】本発明によれば、スライス方向に沿ってエコー
信号を連続的に収集することができ、これにより画像化
されない部分が無く且つ任意のスライス位置で磁気共鳴
画像を再構成できる。

【０００８】

【実施例】以下、図面を参照して本発明による一実施例
を説明する。図１は磁気共鳴イメージング装置の全体構
成を示す図である。ガントリ２０内には静磁場を発生す
る超電導コイル、常電導コイルまたは永久磁石からなる
静磁場磁石１と、ＸＹＺの各軸の傾斜磁場を独立して発
生する傾斜磁場コイル２と、励起用のスライス選択励起
パルスを発生するとともに、寝台１３とともに撮影領域
に設置された被検体中の特定原子核（水素原子核が多用
される）から発生するエコー信号（磁気共鳴信号）を受
信する送受信兼用の送受信コイル３が設けられる。選択
励起パルスの送信とエコー信号の受信とを各々独立した
送信コイルと受信コイルとで行なっても構わない。

【０００９】静磁場磁石１は静磁場制御装置４により駆
動される。送受信コイル３は、送信時（励起時）には送
信器５に接続されて駆動され、受信時（エコー信号検出
時）には受信器６に接続される。この接続の切り替えは
自動的に行なわれる。送信用のコイルと受信用のコイル
と別に持つ場合には、送信用コイルは送信器５に、受信
用コイルは受信器６に固定的に接続される。傾斜磁場コ
イル２はＸ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８およ
びＺ軸傾斜磁場電源９により駆動される。

【００１０】これらＸ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場
電源８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５、受信器６はシ
ーケンサ１０により後述するパルスシーケンスに従って
駆動され、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸
傾斜磁場Ｇｚ及びスライス選択励起パルスを発生する。
なお以下では、特に定義しない限り、Ｘ軸傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚはそれぞれ読
み出し用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ
ｅ、スライス用傾斜磁場Ｇｓとして使用されるものとす
る。コンピュータシステム１１は各部の統括制御部であ
ると共に、受信器６から出力されるエコー信号の集合を
フーリエ変換などの計算処理をして磁気共鳴画像を再構
成する信号処理回路を備える。磁気共鳴画像は表示部１
２で表示される。

【００１１】次に本実施例の動作について説明する。図
２は本実施例によるスピンエコーマルチスライス撮影法
を用いて３枚の励起面、Ａ，Ｂ，Ｃを撮影する場合のパ
ルスシーケンスである。ここでは、画像再構成方法とし
ては２次元フーリエ変換法を仮定しており、そのため、
Ａ，Ｂ，Ｃのエコー信号の収集を終了する都度、励起面
位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅの強度を更新することに
より、位相エンコード量を更新する。位相エンコードの
更新回数は、再構成画像のマトリックスサイズに依存し
２５６×２５６のマトリックスであれば、２５６回更新
が必要である。ここでは更新回数をＮとする。即ち、図
２のパルスシーケンスがＮ回繰り返される。図２におい
てＲＦとは選択励起用の高周波磁場パルスである。励起
パルスとして横磁化生成用の９０度パルス（９０deg ）
と横磁化のリフォーカス用の１８０度パルス（１８０de
g ）の二つを用いる。Ｇｓは選択励起時のスライス選択
用傾斜磁場である。Ｇｅは位相エンコード用の傾斜磁場
である。Ｇｒは読み出し用の傾斜磁場であり、周波数エ
ンコード用の傾斜磁場ともいい、エコー信号の発生する
時刻に印加される。エコー信号は読み出し用の傾斜磁場
が印加されている所定時間の間サンプリングされコンピ
ュータシステム１１にデータ収集される。

【００１２】本発明の特徴は、各励起面について、位相
エンコード量を変えるごとに、励起面位置を少しづつ変
化させている点にある。励起面位置を少しづつ変化させ
るには、高周波磁場パルスの励起周波数を少しづつ変化
させる。

【００１３】従来の一般的な撮像手法においては、励起
面を選択するには、例えば、患者の体軸に直交した横断
面を励起するとして、スライス方向の傾斜磁場Ｇｓと励
起位置Ｚ（磁場中心でＺ＝０とする）と、磁場中心での
静磁場強度Ｂ０とから、 ｆ＝γ（Ｂ０＋ＺＧｓ）／２π＝ｆ０＋Δｆ ｆ０＝γＢ０／２π，Δｆ＝γＺＧｓ／２π で定まる周波数の高周波磁場を照射する。γは、磁気回
転比と呼ばれる物理定数である。励起面の厚さがＴｅｘ
であれば、照射する高周波磁場はｆを中心に ｆｗ＝γＴｅｘ／２π の帯域幅で広がったほぼ矩形のスペクトラムを持つよう
にする。このような周波数制御はＭＲＩ装置一般に行な
われていることであり、図１ではシーケンサ１０と送信
器５とがこの制御を行なっている。

【００１４】本発明の特徴は、各励起面について、同じ
励起面であっても、位相エンコード量を変えるごとに、
励起面位置を少しづつ変化させている点にあり、励起面
位置を少しづつ変化させる具体的手段の例として、照射
する高周波磁場の周波数を少しづつ変化させる。励起周
波数のオフセット量Δｆをさらに所定の変化量Δｆ′で
変化させ、これにより各励起面が所定のピッチΔｄで少
しづつ移動される。

【００１５】このピッチΔｄと周波数オフセット量Δ
ｆ′は、次のように定める。位相エンコード量を更新す
る都度、即ち図２のパルスシーケンスを一回行なう都
度、番号ｎは最低値−（Ｎ／２）から＋（Ｎ／２）−１
まで順次カウントアップされるものとする。励起面の厚
さがＴｅｘであり、隣り合う励起面間の間隙をＧとする
と、 Δｄ＝（Ｔｅｘ＋Ｇ）／Ｎ に設定する。そして位相エンコード量が変化する都度、
ｎの更新に伴って、このΔｄだけ励起面をずらしていく
ために、 Δｆ′＝γ（Ｚ＋ｎΔｄ）Ｇｓ／２π に設定する。即ち ｆ＝ｆ０＋Δｆ＋Δｆ′ に従ってｆを変化させ、中心周波数ｆで帯域幅ｆｗの高
周波磁場で励起するのである。

【００１６】図３（ａ）〜図３（ｃ）にＡ，Ｂ，Ｃの各
励起面の、１回目、ｎ回目、最後のＮ回目の位相エンコ
ードステップでの励起位置を示している。ｎ回目の励起
位置は１回目の励起位置の場合の隣接励起面の中間的位
置にある。Ｎ回目の励起位置は１回目の励起位置の場合
の隣接励起面位置に対してΔｄの微小距離をおいて隣接
しており、図中では微小距離であるのでほぼ重なるもの
として示してある。このようにして収集された全Ｎ回の
位相エンコードステップ分のエコー信号を用いて１枚の
磁気共鳴画像を再構成した場合、その実効的なスライス
幅は、次のようになる。例えば励起面Ａについて見れ
ば、位相エンコードステップがＮ回繰り返されている間
に、励起中心は図３（ｄ）に示すように、ａ点（Ｚ＝−
（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２）からａ′点（Ｚ＝＋（Ｔｅｘ＋
Ｇ）／２）まで移動する。図３（ｅ）は励起面Ａのプロ
フィールである。１回目から最後のＮ回目までの全ての
位相エンコードステップで得られたエコー信号を用いて
励起面Ａについて画像再構成を行なうと、その実効的ス
ライスプロフィールと実効的スライス位置は、図３
（ｄ）と図３（ｅ）とをコンボリューション（畳み込み
積分）した結果得られる図３（ｆ）のように示され、半
値幅ＨＷ（ＨＷ＝Ｔｅｘ＋Ｇ）の台形分布となる。同様
に、励起面Ｂ，Ｃについて１回目から最後のＮ回目まで
の全ての位相エンコードステップで得られたエコー信号
を用いて画像再構成を行なうと、その実効的スライスプ
ロフィールと実効的スライス位置は、図３（ｇ）と図３
（ｈ）のようになる。このように、励起面Ａ，Ｂ，Ｃの
画像化範囲は互いに重なり合い、従って励起面の間隙が
画像化されないという従来の問題は解消される。

【００１７】図４において、（ａ），（ｂ），（ｃ）
は、図２のパルスシーケンスで得られた励起面Ａ，Ｂ，
Ｃのエコー信号の配列を表す。図４では、図２のパルス
シーケンスを実行するにあたり、位相エンコード量がｎ
とともに負から正へ単調に増加し、かつ ｎ＝（Ｎ／２）−１ のときにゼロになるような場合について記してある。位
相エンコード量がゼロのときのＡの励起位置をＺ＝０と
して示してある。図４（ａ），（ｂ），（ｃ）では、エ
コー信号が収集される都度図４（ａ），（ｂ），（ｃ）
の枠内の上から順にデータがコンピュータシステム１１
の内部メモリに充填されていく。一回のエコー信号の収
集において、エコー信号は経時的にサンプリングされた
結果が同図（ａ），（ｂ），（ｃ）の中で横方向になら
べられる。同様に、次の回のエコー信号の経時的サンプ
リング結果はその下にならべられる。このようにして配
列されたエコー信号の集合をｋ−ｓｐａｃｅ ｄａｔａ
と一般に呼ぶ。図４の中の（ａ），（ｂ），（ｃ）に対
応する斜直線は図４（ａ），（ｂ），（ｃ）の中のエコ
ー信号が、励起面Ａ，Ｂ，ＣがＺ軸上のどの位置におい
て励起されたときのものかを示すものである。斜直線の
中の黒丸は、位相エンコード量がゼロ近辺のエコー信号
が収集されたときの励起面の位置を示す。ここで画像化
すべき断面位置として Ｚ＝（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２ を選んだとする。そこを中心にＺ方向広がりＴｅｘ＋Ｇ
を持つ領域Ｐを図中の水平線Ｐで示す。この領域Ｐの中
には、図４（ａ）のうち後半に収集されたエコー信号が
包含され、また、図４（ｂ）のうち前半に収集されたエ
コー信号が包含されることが（ａ）と（ｂ）に対応する
斜直線と水平線Ｐとを照合することによって明らかであ
る。よって、図４（ａ）の後半のエコー信号と図４
（ｂ）の前半のエコー信号とを抽出すると、図４（ｄ）
のようなエコー信号の配列が得られる。図４（ｄ）は１
枚の画像を再構成するに必要なＮ種の位相エンコード量
に対応したエコー信号を完備している。図４（ｄ）のデ
ータ配列を通常の再構成計算と同じく処理すると、指定
されたＺ＝（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２の位置に対応する画像が
得られる。また、画像化すべき断面位置Ｚを、例えばＴ
ｅｘ＋Ｇと３（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２の中間的位置を選んだ
場合、Ｐと同様に、そこを中心にＺ方向広がりＴｅｘ＋
Ｇを持つ領域Ｑを図中の水平線Ｑで示す。これに包含さ
れるエコー信号を図４（ｂ），（ｃ）から抽出すれば図
４（ｅ）のようなエコー信号の配列が得られ、これを再
構成計算処理すると、Ｔｅｘ＋Ｇと３（Ｔｅｘ＋Ｇ）／
２の中間的位置に対応する画像が得られる。図４（ｆ）
は、図４（ｄ）から再構成した画像の実効的なスライス
位置とスライス幅を示しており、これは図３（ｆ）と同
様にして求められる。図４（ｅ）から再構成した画像の
実効的スライス位置とスライス幅は同様に図４（ｇ）に
よって示される。

【００１８】このように、スライス方向に沿って任意の
位置において、その位置をスライスの中心とする画像を
再構成することができる。上述した実施例の変形例を以
下に説明する。

【００１９】変形例の一つとして、上述の説明では、画
像再構成に供するためのエコー信号の抽出をするにおい
て、指定された位置を中心にＮ種の位相エンコード量を
持つ最近傍のエコー信号を抽出したが、抽出範囲をさら
に広げ、同じ位置エンコード量のエコー信号を複数得
て、この加算平均値を画像再構成に供する。この結果得
られる画像の実効スライス厚はさらに増大するが、加算
平均値であるから信号雑音比の優れた画像を得ることが
できる。このように、エコー信号の抽出範囲を増減する
ことにより、実効スライス厚を可変できる。

【００２０】さらに他の変形例を述べる。周知のとお
り、２次元フーリエ変換法により得た画像の画質、具体
的には画像のコントラストは、位相エンコード量が０近
辺のときに得たエコー信号に主に支配される傾向があ
る。図４（ｄ）のエコー信号配列では、その低周波成分
が画像化範囲のスライス方向端部に片寄っている。従っ
て、図４（ｄ），（ｅ）、特に（ｄ）から再構成した画
像は、指定した画像化位置の中央部よりもスライス方向
端部に画質が支配される傾向となり、あまり好ましいこ
とではない。この欠点を解消するために、図２のパルス
シーケンスを次のように変更する。つまり、図２では各
励起面について、位相エンコード量を変える都度励起面
位置を一方向に少しづつ更新するものであった。これ
を、位相エンコード量が全部でＮ回更新される間に、励
起面位置が複数周期で変化するようにする。例えば、位
相エンコード量更新毎の励起面位置の更新量を Δｄ′＝４（Ｔｅｘ＋Ｇ）／Ｎ と大きくし、ｎがＮ／４の整数倍に到達する都度、励起
面位置をＴｅｘ＋Ｇの距離で引き戻す。図５（ａ），
（ｂ），（ｃ）は、このようなパルスシーケンスで得ら
れた励起面Ａ，Ｂ，Ｃのエコー信号の配列を表す。図４
と同様、図５（ａ），（ｂ），（ｃ）に対応する斜直線
が、ある位相エンコード量のときのエコー信号がどの励
起位置において収集されたかを示しているが、ｎが−ｎ
／２からＮ／２−１へ進むにあたって、励起面位置の一
回毎の更新量は４倍となり、途中で励起面位置は３回戻
るので、斜直線は図５（ａ），（ｂ），（ｃ）の各々に
ついて４本となる。位相エンコード量が小さいとき、即
ちｎが小さいときのエコー信号は広いＺにわたって分布
している。ここで画像化すべき断面位置としてＺ＝（Ｔ
ｅｘ＋Ｇ）／２を選んだとする。そこを中心にＺ方向広
がりＴｅｘ＋Ｇを持つ領域Ｐを図中の水平線Ｐで示す。
この領域Ｐの中には、図５（ａ）のうち後半に収集され
たエコー信号が包含され、また、図５（ｂ）のうち前半
に収集されたエコー信号が包含されることが図５（ａ）
と（ｂ）に対応する斜直線と水平線Ｐとを照合すること
によって明らかである。よって、図５（ａ）の後半のエ
コー信号と図５（ｂ）の前半のエコー信号とを抽出する
と、図５（ｄ）のようなエコー信号の配列が得られる。
図５（ｄ）は１枚の画像を再構成するに必要なＮ種の位
相エンコード量に対応したエコー信号を完備している。
図５（ｄ）のデータ配列を通常の再構成計算と同じく処
理すると、指定されたＺ＝（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２の位置に
対応する画像が得られる。また、画像化すべき断面位置
Ｚを、例えばＴｅｘ＋Ｇと３（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２の中間
的位置に選んだ場合、図５Ｐと同様に、そこを中心にＺ
方向に広がりＴｅｘ＋Ｇを持つ領域Ｑを図中の水平線Ｑ
で示す。これに包含されるエコー信号を図５（ｂ），
（ｃ）から抽出すれば図４（ｅ）のようなエコー信号の
配列が得られ、これを再構成計算処理すると、Ｔｅｘ＋
Ｇと３（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２の中間的位置に対応する画像
が得られる。図５（ｆ）は、図５（ｄ）から再構成した
画像の実効的なスライス位置とスライス幅を示してお
り、これは図３（ｆ）と同様にして求められる。図５
（ｅ）から再構成した画像の実効的スライス位置とスラ
イス幅は同様に図５（ｇ）によって示される。図５
（ｄ），（ｅ）のエコー信号の配列は、位相エンコード
量の小さなときのエコー信号が収集されたときの励起面
の位置は実効的スライス幅の端の位置に集中せず万遍無
く分布するようになっている。

【００２１】さらに他の変形例を述べる。図５の説明に
おいて、位相エンコード量が１周期分Ｎ回変化する間に
スライス用励起周波数ｆを４周期変化させるという場合
を述べた。図５（ａ），（ｂ），（ｃ）の各エコー信号
配列とそれに対応する斜直線の関係は、例えば高速スピ
ンエコーと呼ばれる撮像方法においてエコートレイン数
が４の場合には全く同様になっている。高速スピンエコ
ーに限らず、エコー信号配列を位相エンコード方向に複
数に分割して、各分割領域に対して時間的にほぼ同時進
行しつつエコー信号を充填していくような撮像方法で
は、図５（ａ），（ｂ），（ｃ）の各エコー信号配列と
それに対応する複数の斜直線の関係は自動的に成立す
る。そのような場合は、励起面を励起毎に徐々にずらす
のみでよく、任意の指定されたＺ位置について、その位
置を中心に必要なエコー信号を抽出して再構成に供すれ
ば、任意のスライス位置について、スライス端部の励起
位置のエコー信号に画質が支配されるという懸念なし
に、画像を得ることができる。

【００２２】さらに他の変形例を述べる。同じ位相エン
コード量で複数回同一励起面からのエコー信号を収集す
ることもできる。即ち、Ｎ種類の位相エンコード量につ
いてエコー信号を収集するのでなく、これを複数のｍ回
繰り返す。図６（ａ）〜（ｄ）は、ｍ＝２として収集し
た２枚の励起面Ａ，Ｂ各々の各回のエコー信号の配列で
ある。パルスシーケンスは、同じ励起面に関して位相エ
ンコード量が２周期で変化される間に、即ち２Ｎ回の位
相エンコード量変化をしてデータ収集が完了する間に励
起面がＴｅｘ＋Ｇ程度の移動をするように、一回の位相
エンコード量変化ごとに励起面を移動する量Δｄを（Ｔ
ｅｘ＋Ｇ）／（２Ｎ）程度となるように励起周波数ｆを
制御する。また、同図（ａ）〜（ｄ）に対応する斜直線
は、所定位相エンコード量のときのエコー信号がどの励
起位置で得られたかを示す。同図（ｂ）は同図（ａ）と
同じ励起面Ａに関する２回目のエコー信号の分布を示
し、同図（ｄ）は同図（ｃ）と同じ励起面Ｂに関する２
回目のエコー信号の分布を示す。同図（ａ）と（ｃ）の
エコー信号を収集し終わって続いて同図（ｂ）と（ｄ）
のエコー信号を継続収集するものとする。コンピュータ
システム１１は、例えば励起面Ａ，Ｂの境界即ちＺ＝
（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２を中心とする断面の画像を再構成す
る場合、同図６中の矩形Ｒで囲まれた領域に入るエコー
信号が同図（ｂ）と（ｃ）から抽出する。同じ位相エン
コード量のエコー信号が２種得られることになるが、こ
の加算平均値を画像再構成に供する。加算平均値である
から信号雑音比の優れた画像を得ることができる。ま
た、この場合も位相エンコード量が小さいときのエコー
信号が実行的スライスの端に集中することがなく、良好
な磁気共鳴画像が再構成される。さらに、同図領域Ｒの
Ｚ方向広がりを小さくすれば、信号雑音比はやや低下す
るものの、より薄い実効スライス厚で任意の位置を画像
化できる。

【００２３】さらに他の変形例を述べる。上述の説明で
は、スピンエコー法を例にとったが、リフォーカス用の
高周波磁場パルスを要しないグラディエントエコー法な
どにも用いうることは当然である。

【００２４】さらに他の変形例を述べる。画像再構成す
るためにＮ種の位相エンコード量を持つエコー信号を抽
出したが、Ｎ種の位相エンコード量を持つエコー信号が
完備しなくてもフーリエ面上での複素共役性を利用して
Ｎ／２種以上の位相エンコード量を持つエコー信号が完
備されれば磁気共鳴画像を再構成しうることは周知であ
り、このことを本発明に利用すると、指定された位置を
中心として分布するＮ／２またはそれより少し多い程度
のエコー信号を抽出し画像再構成に供することにより、
エコー信号を抽出するためのｚ軸上の広がりが狭まるの
で、実行的スライス厚さがＴｅｘより著しく厚くなるこ
とを避けつつ任意スライス位置の画像を得られる。

【００２５】さらに他の変形例を述べる。上述の説明で
は、被検体の乗った寝台天板位置を固定させた状態で、
励起面を移動させるために励起周波数ｆを変化させた
が、励起周波数ｆを位相エンコード量更新ごとに変化さ
せることをやめ、即ちΔｆ′＝０で固定し、かわりに寝
台天板を徐々に移動せしめることでも励起面を移動する
目的を達成することができる。また、励起面を移動する
目的を達成するためには、静磁場強度Ｂ０を徐々に変化
せしめるという手段もある。

【００２６】さらに他の変形例を述べる。上述の説明で
は、ギャップＧが存在するものとしたが、Ｇはゼロであ
っても何ら構わない。また、Ｇは負の値、即ち隣接励起
面が一部重なりあう場合でも本発明の概念は成立する。

【００２７】さらに他の変形例を述べる。上述の説明で
は、位相エンコード量を一回変更する都度選択励起面を
微小量Δｄだけ移動したが、位相エンコード量の複数回
の変更の都度選択励起面を更新してもよく、この場合選
択励起面の一回ごとの移動量を大きめに設定すれば本発
明の目的を達せられる。

【００２８】さらに他の重要な変形例を示す。これまで
は、いわゆる２次元フーリエ変換法を前提に説明した。
これは傾斜磁場Ｇｅによって位相エンコードを行なうも
のである。位相エンコードを行なうかわりに、Ｘ線ＣＴ
と同様にフィルタ補正逆投影法あるいはコンボリューシ
ョン逆投影法という手法でもＭＲＩの画像撮影を行なう
ことができるのは周知である。この場合、位相エンコー
ド用傾斜磁場Ｇｅは用いず、かわりに読みだし用傾斜磁
場Ｇｒを変化させ、エコーデータを各方向からの投影デ
ータとして収集するものである。典型的には、被検体で
ある患者の体軸方向が静磁場の方向と同じくＺ方向であ
り、スライス選択用傾斜磁場ＧｓはＺ方向傾斜磁場Ｇｚ
であり、ＧｒとしてはＺ方向と直交するＸ方向の傾斜磁
場ＧｘおよびＹ方向の傾斜磁場Ｇｙの合成値を用いる。
エコーデータを収集するステップ毎に、合成の傾斜磁場
Ｇｒの絶対値を一定に維持しつつＧｘとＧｙとの配分比
をＳＩＮ波およびＣＯＳ波に従って変化させ、これによ
ってＧｒの方向が一回転し終れば、励起面内の物体の投
影データを３６０度方向から収集し終えることができ
る。この投影データから、フィルタ補正逆投影法あるい
はコンボリューション逆投影法により励起面の画像を得
ることができる。図７がこのような撮像法に本発明を適
用した場合のパルスシーケンスを示す図である。一回励
起してエコーデータを収集する都度、Δｆを所定量づつ
変更することにより次の励起面をΔｄだけずらすことは
２次元フーリエ変換法の例において説明したことと全く
同じである。これにより、３６０度方向からの投影デー
タを収集し終わった時点では、最後の励起位置は最初の
励起の際の隣接励起面とΔｄだけ離れた場所に位置して
いる。このようにして得られた励起面Ａ，Ｂ，Ｃの投影
データの配列から、指定されたＺ位置を中心としその前
後に合計Ｔｅｘ＋Ｇで広がる範囲のＺ位置で収集された
投影データを抽出すれば、その投影データは３６０度全
方向のＧｓについて完備しており、完全な画像をそれか
ら再構成することができる。このようにして、任意のス
ライス位置の画像を得ることができる。また、投影デー
タは３６０度全方向でなく、１８０度の広がり範囲で得
られたものが完備していれば、画像再構成は可能なこと
が知られており、投影データは指定されたＺ位置を中心
として前後に（Ｔｅｘ＋Ｇ）／２で広がる範囲に入るも
のを抽出してもよい。さらに、Ｘ線ＣＴにおける特開昭
５９−１１１７３８号に述べられている手法に類似した
手法として、指定位置を中心として、投影方向即ちこの
場合Ｇｓの方向が３６０度以上の広がりを持つ範囲から
投影データを抽出して補間処理により３６０度分の投影
データを得て画像再構成に供することもできる。さらに
また、Ｘ線ＣＴにおいては、３６０度未満１８０度以上
の投影方向から得た投影データで画像再構成を行なうこ
ともしばしば実施されるが、本発明においても３６０度
未満の投影方向の投影データを指定されたＺ位置を中心
に抽出し画像再構成に供すれば、実効的スライス厚が著
しくＴｅｘよりも増大することが避けられる。このよう
に２次元フーリエ変換法を使わない方法の利点は、位相
エンコード量が小さいとき得られたエコーデータにより
画質が支配されるということを考慮する必要がなく、こ
のため、再構成された画像は指定された画像化位置を中
心に実効的スライス厚に入る被検体の平均的な画像に常
になっている、ということが挙げられる。この方法のさ
らなる変形例としては、２次元フーリエ変換法の場合に
述べたことと同様に、選択励起面の移動は、励起周波数
の変更ではなく被検体をのせた寝台天板の移動によって
もよいし、静磁場Ｂ０の微小量更新によってもよく、ま
た、選択励起面の移動はＧｒの方向の更新の都度ではな
く複数回のＧｒの方向に一回として選択励起面の移動ピ
ッチを大きめとすることによっても本発明の目的を達成
することができる。また、この方法のさらなる変形とし
て、２次元フーリエ変換法を用いた場合の変形例と同様
に、読み出し用傾斜磁場Ｇｒの方向が一回更新される都
度励起面位置を更新するのでなくＧｒの方向が複数回更
新される都度に励起面位置を更新することもできる。

【００２９】さらに他の変形例を述べる。上述の説明で
は、複数の励起面を持ち、その間隙を埋めるように該励
起面をずらして行く場合を述べた。しかし、単一励起面
であっても、その励起面を、位相エンコード量、あるい
は読みだし用傾斜磁場Ｇｓの方向を更新してエコー信号
を収集する都度、微小量だけ一方向にずらして行くこと
で、任意位置の磁気共鳴画像を再構成することができ
る。即ち、位相エンコード量、あるいは読みだし用傾斜
磁場Ｇｓの方向を一回更新する都度に、平均してΔｄの
距離だけ該単一励起面を移動させるとすれば、指定位置
を中心として画像再構成に足るだけの数のエコー信号を
抽出し、画像再構成計算処理に供すれば、任意位置の画
像を得ることができることは明らかである。

【００３０】さらに他の変形例を述べる。上述説明で
は、励起面の移動は、励起面と直交する方向であった
が、励起面に対して斜方向であっても可能である。例え
ば、スライス断面の法線がＹＺ平面にはあるけれどもＸ
Ｚ平面にはないというようなやや傾いた状態でマルチス
ライスでイメージングする場合でも励起面の移動はＺ方
向に行なえばよい。その他、本発明は上述した実施例に
限定されることなく、種々変形して実施可能である。

【００３１】

【発明の効果】本発明による磁気共鳴イメージング装置
は、位相エンコード量あるいは読みだし用傾斜磁場方向
の変化に伴って、スライス方向に沿う選択励起面の移動
させることを特徴とするので、スライス方向に沿ってエ
コー信号を連続的に収集することができ、これにより画
像化されない部分がなく且つ任意のスライス位置で磁気
共鳴画像を再構成できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明一実施例の磁気共鳴イメージング装置の
構成図。

【図２】本発明によるスピンエコーマルチスライス撮影
法と２次元フーリエ変換法とを用いて３枚の励起面Ａ，
Ｂ，Ｃを撮影する場合のパルスシーケンスを示す図。

【図３】図２のパルスシーケンスにおける同じ励起面の
１回目、ｎ回目、最後のＮ回目のエンコードステップ各
々の励起位置を示す図。

【図４】図２のパルスシーケンスで収集されたエコー信
号の配列と、エコー信号が収集された時点の励起面位置
を示す図。

【図５】他のパルスシーケンスで収集されたエコー信号
の配列と、エコー信号が収集された時点の励起面位置を
示す図。

【図６】さらに他のパルスシーケンスで収集されたエコ
ー信号の配列と、エコー信号が収集された時点の励起面
位置を示す図。

【図７】本発明によるスピンエコーマルチスライス撮影
法と逆投影法とを用いて３枚の励起面Ａ，Ｂ，Ｃを撮影
する場合のパルスシーケンスを示す図。

【符号の説明】

１…静磁場磁石、 ２…傾斜磁場コイ
ル、３…送受信コイル、 ４…静磁場制
御装置、５…送信器、 ６…受信
器、７…Ｘ軸傾斜磁場アンプ、 ８…Ｙ軸傾斜
磁場アンプ、９…Ｚ軸傾斜磁場アンプ、 １０
…シーケンサ、１１…コンピュータシステム、 １
２…表示部、１３…寝台天板、 ２０
…ガントリ。

Claims (10)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 位相エンコード量を変化させエコー信号
   を収集する都度、被検体内の選択励起面の位置を所定量
   更新するために、前記被検体を載置する寝台天板を移動
   する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】 前記更新された選択励起面の位置のうち
   任意の位置を中心に、必要な範囲の選択励起面位置に対
   応するエコー信号を抽出し、画像再構成することを特徴
   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】 被検体内の複数の選択励起面の各々か
   ら、位相エンコード量を変化させてエコー信号を収集す
   る都度、該選択励起面の位置を所定量更新するために、
   前記被検体を載置する寝台天板を移動することを特徴と
   する磁気共鳴イメージング装置。
4. 【請求項４】 前記更新された選択励起面の位置は、初
   期の選択励起面の位置の間をほぼ等ピッチで埋めるよう
   に配置され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。
5. 【請求項５】 前記更新された選択励起面の位置のうち
   任意の位置を中心に、必要な範囲の選択励起面位置に対
   応するエコー信号を抽出し、画像再構成することを特徴
   とする請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 【請求項６】 ２方向の傾斜磁場の合成により形成する
   読みだし用傾斜磁場の方向を、前記２方向の傾斜磁場の
   配分比を変化させることにより変化させてエコー信号を
   収集する都度、被検体内の選択励起面の位置を所定量更
   新することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 【請求項７】 前記更新された選択励起面の位置のうち
   任意の位置を中心に、必要な範囲の選択励起面位置に対
   応するエコー信号を抽出し、画像再構成することを特徴
   とする請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 【請求項８】 被検体内の複数の選択励起面の各々か
   ら、２方向の傾斜磁場の合成により形成する読みだし用
   傾斜磁場の方向を、前記２方向の傾斜磁場の配分比を変
   化させることにより変化させてエコー信号を収集する都
   度、選択励起面の位置を微小量更新することを特徴とす
   る磁気共鳴イメージング装置。
9. 【請求項９】 前記更新された選択励起面の位置は、初
   期の選択励起面の位置の間をほぼ等ピッチで埋めるよう
   に配置されることを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴
   イメージング装置。
10. 【請求項１０】 前記更新された選択励起面の位置のう
    ち任意の位置を中心に、必要な範囲の選択励起面位置に
    対応するエコー信号を抽出し、画像再構成することを特
    徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。