WO1997035517A1 - Procede et appareil d'imagerie par resonance magnetique - Google Patents

Procede et appareil d'imagerie par resonance magnetique Download PDF

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WO1997035517A1
WO1997035517A1 PCT/JP1997/001055 JP9701055W WO9735517A1 WO 1997035517 A1 WO1997035517 A1 WO 1997035517A1 JP 9701055 W JP9701055 W JP 9701055W WO 9735517 A1 WO9735517 A1 WO 9735517A1
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WO
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magnetic field
resonance imaging
magnetic resonance
pulse sequence
image
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Application number
PCT/JP1997/001055
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English (en)
French (fr)
Inventor
Yo Taniguchi
Hisaaki Ochi
Kenichi Okajima
Satoshi Hirata
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Priority to DE69735291T priority patent/DE69735291T2/de
Priority to EP97908529A priority patent/EP1016373B1/en
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, and more particularly to a technique for capturing a high-resolution image with a low readout gradient magnetic field strength.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • a conventional inspection apparatus using magnetic resonance that is, a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter simply referred to as an inspection apparatus) has, for example, a configuration shown in FIG.
  • 2601 is a magnet that generates a static magnetic field
  • 2602 is a gradient magnetic field generating coil that generates a gradient magnetic field
  • 2603 is an object, which is a static magnetic field generating magnet. It is installed in 2601 and the gradient magnetic field generating coil 2602.
  • sequencer 2604 sends a command to the gradient magnetic field power supply 2605 and the high frequency pulse generator 2606 to generate a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field.
  • This high-frequency magnetic field is applied to the subject 2603 through the probe 2607.
  • the signal generated from the subject 2603 is received by the probe 2607 and detected by the receiver 2608.
  • the detected signal is sent to a computer 2609, where signal processing such as image reconstruction is performed, and the processing result is displayed on a display 26010. Note that the signal and the measurement condition can be stored in the storage medium 2611 as needed.
  • the shim coil 2612 includes a plurality of channels, and is supplied with current by a shim power source 2613.
  • the current flowing through each coil is controlled by the sequencer 2604.
  • the sequencer 2604 sends a command to the shim power supply 2613 to generate an additional magnetic field from the shim coil 2612 to correct the nonuniformity of the static magnetic field.
  • sequencer 2604 normally controls each device to operate at a preprogrammed timing and strength.
  • this program especially high-frequency magnetic
  • the description of the field, the gradient field, and the timing / intensity of signal reception is called a pulse sequence.
  • a subject 2603 is placed in a static magnetic field, and a slice gradient magnetic field 201 is applied and a high frequency magnetic field (RF) pulse 202 for magnetizing excitation is applied to apply a magnetic resonance phenomenon to a slice in the target object. Induce.
  • RF magnetic field
  • phase encoder gradient magnetic field pulse 204 for adding the position information of the phase encoder direction to the magnetization phase is applied, and a 180 degree pulse 205 is applied.
  • a magnetic resonance signal (echo) 203 is measured while applying a readout gradient magnetic field pulse 206 to which positional information on the direction is added.
  • the number of echo sampling points is usually 6 4 to 5 12 per echo, and the number of echoes to be measured is generally 6 4 to 2 56.
  • echoes are arranged in the frequency space (k-space, measurement space) of the image as shown in Fig. 28, and the image is reconstructed by two-dimensional inverse Fourier transform to obtain a tomographic image.
  • the number of image matrices is (the number of sampling points of one echo) X (the number of echoes).
  • the field of view Wx and the pixel size Wx in the clear direction are Gx, the sampling rate (sampling interval), and the number of sampling points, N, respectively. It is represented by (2).
  • Wx AWx N (2) where 7 is the gyromagnetic ratio of the atom to be measured, which is about 4.2.559.59 MHz / T for the target for normal imaging.
  • microscopy for obtaining high-resolution images As is evident from equations (1) and (2), microscopy for obtaining high-resolution images, it is conceivable to increase one or both of the sampling rate t and the gradient magnetic field Gx, or to increase the number N of sampling points.
  • the resolution is enhanced by increasing the gradient magnetic field, and a gradient magnetic field having a very strong magnetic field strength of usually about 100 to 100 OmT / m is applied.
  • the measurement time of the echo does not become long, so that compared to the case where the sampling rate or the number of sampling points is increased, the attenuation of the signal strength due to the relaxation of the magnetization ⁇ the effect of the static magnetic field nonuniformity is reduced, and the image quality is deteriorated. This is because less is needed.
  • the present inventor has found the following problems as a result of studying the above-described conventional technology.
  • a clinical MR I device which is a conventional magnetic resonance imaging device for measuring the human body
  • a device that is large enough to be installed in a limited room such as an examination room is required. It is necessary to generate a gradient magnetic field having a strong magnetic field strength of about 100 to 100 OmTZm while having good linearity over a wide area of about 40 cm in diameter.
  • the maximum gradient magnetic field strength that can be generated by current clinical MRI equipment is about 3 OmT / m.
  • the principle of the present invention will be described with reference to FIGS. 29A and 29B.
  • FIGS. 29A and 29B are projection images obtained by performing an inverse Fourier transform on one of the magnetic resonance signals (echoes) obtained by a predetermined pulse sequence.
  • 29A is a projection image obtained by the conventional apparatus
  • FIG. 29B is a projection image obtained by the present invention.
  • the horizontal axis indicates the readout direction
  • the vertical axis indicates the strength of the application.
  • the spatial resolution of an image is given by the following equation, where G x is the readout gradient magnetic field strength, m t is the sampling rate, and N is the number of sampling points.
  • scale x 1 indicates the spatial resolution determined by the readout gradient magnetic field strength and the sampling period (m t ⁇ N). Previously, this range was displayed as one pixel of the reconstructed image. In addition, the entire area displayed as one pixel was excited to obtain image data, and the results were obtained.
  • an area (d x) much smaller than the conventional one-pixel area (X 1) is set as one pixel of the reconstructed image.
  • This area d X is a spatial resolution determined by the high-frequency magnetic field and the strength of the gradient magnetic field of the readout.
  • the entire image data is obtained by performing a plurality of imagings while changing the excitation location between one pixel in the related art.
  • the present invention only a part of the region conventionally displayed as one pixel is excited, and this is used as a new pixel, so that the spatial resolution can be increased.
  • the minimum unit of the spatial resolution A determined by the image reconstruction unit by the spatial resolution control unit is the width of one pixel in the image read direction. Specifically, the width of each slice of the slice group excited by irradiation of the high-frequency magnetic field is set as the minimum unit of the spatial resolution A.
  • the spatial resolution control unit irradiates the subject in the static magnetic field with a plurality of high-frequency magnetic fields while applying a gradient magnetic field in the readout direction.
  • the inside of the subject is excited into slice groups that are perpendicular to and equal to the gradient magnetic field of the readout.
  • the gradient magnetic field strength control unit calculates a spatial resolution B determined by the strength of the readout gradient magnetic field and the sampling period.
  • a readout gradient magnetic field lower than the resolution A, that is, coarser, is applied to the subject.
  • a readout gradient magnetic field is applied such that the spatial function B corresponds to the slice interval.
  • the echo with one pixel in the readout direction as the minimum unit of the spatial resolution A is measured.
  • the image reconstruction unit constructs an image based on this echo, it is possible to construct an image with a slice thickness of 1 pixel, so that a strong gradient magnetic field is not required and the Microscopy is also applicable.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a pulse sequence control unit; and an image reconstructing unit configured to reconstruct an image based on the acquired echo.
  • a spatial resolution control unit that sets the spatial resolution in the readout gradient magnetic field direction, and a spatial resolution determined by the intensity of the readout gradient magnetic field is lower (or coarser) than the spatial resolution set by the spatial resolution control unit.
  • a gradient magnetic field intensity controller for applying a readout gradient magnetic field.
  • the image reconstruction unit sets a minimum unit of the spatial resolution set by the spatial resolution control unit to a width of one pixel in a reset direction of the image. .
  • the spatial resolution control unit irradiates the high-frequency magnetic field to selectively excite one part of the subject, thereby obtaining the spatial resolution. Set the resolution.
  • the spatial resolution control unit excites the region in the subject into slice groups substantially perpendicular to the readout gradient magnetic field direction and at substantially equal intervals,
  • the gradient magnetic field intensity control unit makes the spatial resolution determined by the intensity of the readout gradient magnetic field and the sampling period substantially equal to the interval between the slices.
  • the spatial resolution control unit applies an excitation gradient magnetic field in the same direction as the readout gradient magnetic field application direction, and makes the high-frequency magnetic field pulses substantially equally spaced. Irradiate multiple times.
  • the pulse sequence control unit includes a first pulse sequence for applying the high-frequency magnetic field and the gradient magnetic field to collect echoes, Executing a second pulse sequence including the spatial resolution control unit and the first pulse sequence, wherein the image reconstructing unit includes: an echo collected by the first pulse sequence; and A difference processing unit is provided for performing a difference process with the echo collected by the pulse sequence.
  • the difference processing unit reconstructs each of the echo collected by the first pulse sequence and the echo collected by the second pulse sequence.
  • the difference processing is performed on the obtained image.
  • the plurality of high-frequency magnetic field pulses have a constant amplitude.
  • the plurality of high-frequency magnetic field pulses are amplitude-modulated.
  • the plurality of high-frequency magnetic field pulses are frequency-modulated or phase-modulated.
  • the pulse sequence control unit controls the pulse sequence while moving a position of the slice group in a direction in which a readout gradient magnetic field is applied. Repeat the sequence a specified number of times.
  • the frequency of the high-frequency magnetic field pulse is changed every time the pulse sequence is repeated.
  • the magnetic resonance imaging apparatus according to any one of (4) to (11) described above. In the method, the static magnetic field intensity is changed every time the pulse sequence is repeated. (14) In the magnetic resonance imaging apparatus according to any one of (1) to (13), the pulse sequence applies a phase-encoded gradient magnetic field to the subject along with echo collection.
  • the intensity of the phase encode gradient magnetic field is substantially equal to the intensity of the readout gradient magnetic field.
  • the pulse sequence repeats echo acquisition while changing a readout gradient magnetic field direction.
  • the pulse sequence may include an interval between a portion for exciting a slice group in the subject and measurement of an echo. Irradiate 0 degree pulse.
  • the image reconstructing unit comprises a plurality of reconstructed images based on echoes acquired in the same pulse sequence. Are integrated.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of the sequencer according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the relationship between the spatial resolution set by the spatial resolution control unit and the spatial resolution at the time of readout set by the gradient magnetic field intensity control unit.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of echo measurement.
  • FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence for explaining the operation of the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence of the Daladientko method.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a state of excitation generated in a slice group.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the principle of generation of the slice group shown in FIG.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the movement of the slice shown in FIG.
  • FIG. 10 is a diagram showing an example of a pulse sequence for capturing a two-dimensional image.
  • FIG. 11 is a diagram showing a state of the measurement space.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining a method of reconstructing an image from a two-dimensional ecoset.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining another pulse sequence of the present invention.
  • FIG. 14 is a diagram for explaining the relationship between the subject and the visual field in the pulse sequence shown in FIG.
  • FIG. 15 is a diagram for explaining another pulse sequence of the present invention.
  • FIG. 16 is a diagram for explaining another pulse sequence of the present invention.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining a method of scanning the measurement space in the pulse sequence shown in FIG.
  • FIG. 18 is a flowchart of measurement by the pulse sequence of FIG.
  • FIG. 19 shows a photographing method using the spatial resolution control unit according to the first embodiment.
  • FIG. 20 is a flowchart of measurement by the pulse sequence of FIG.
  • FIG. 21 is a diagram for explaining a method of scanning the measurement space in the pulse sequence according to the second embodiment.
  • FIG. 22 shows the field of view and the projection in the pulse sequence according to the second embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a relationship between a visual field and an excitation region.
  • FIG. 23 is a diagram showing a pulse sequence according to the third embodiment.
  • FIG. 24 is a diagram for explaining a pulse sequence of the magnetic resonance imaging apparatus according to the fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 25 is a diagram for explaining the principle of the pulse sequence according to the fourth embodiment shown in FIG.
  • FIG. 26 is a block diagram showing a schematic configuration of a conventional magnetic resonance imaging apparatus.
  • FIG. 27 is a diagram for explaining a pulse sequence in a conventional magnetic resonance imaging apparatus.
  • FIG. 28 is a diagram for explaining the measurement space.
  • FIGS. 29A and 29B are diagrams for explaining the principle of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to Embodiment 1 of the present invention, where 101 is a static magnetic field generating magnet, 102 is a gradient magnetic field generating coil, and 103 is a gradient magnetic field generating coil.
  • 101 is a static magnetic field generating magnet
  • 102 is a gradient magnetic field generating coil
  • 103 is a gradient magnetic field generating coil.
  • 104 is a sequencer (pulse sequence control unit)
  • 105 is a gradient magnetic field power supply
  • 106 is a high frequency pulse generator
  • 107 is a probe
  • 108 is a receiver
  • 109 Denotes a computer (image reconstruction unit)
  • 110 denotes a display
  • 111 denotes a storage medium
  • 112 denotes a shim coil
  • 113 denotes a shim power supply.
  • a static magnetic field generating magnet 101 is a well-known magnet for generating (generating) a static magnetic field.
  • a permanent magnet or a superconducting magnet is used.
  • the gradient magnetic field generating coil 102 is a well-known coil for generating a gradient magnetic field.
  • the body axis direction of the subject 103 is specified in the Z-axis direction, and a position in a plane orthogonal to the Z-axis is specified.
  • the gradient magnetic field generating coil 102 is connected to a gradient magnetic field power supply 105, and generates a magnetic field corresponding to a current supplied from the power supply.
  • the sequencer 104 is a well-known sequencer in which the operation order and the like can be set in advance.
  • the sequencer 104 receives a measurement sequence assembled by the computer 109 as data, and receives the sequence based on the data.
  • the device is controlled by outputting operation signals to the high-frequency pulse generator 106, receiver 108, shim power supply 113, storage medium 111, and the like.
  • the gradient magnetic field power supply 105 is a well-known power supply, and includes, for example, three power supplies for driving the above-described gradient magnetic field generation coils 102 in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions. o
  • the high-frequency pulse generator 106 is a circuit for generating a well-known selective excitation high-frequency pulse for selecting the position of the measurement section.
  • a well-known synthesizer that generates a high-frequency wave serving as a reference, It comprises a modulation circuit for modulating the generated high frequency into a predetermined signal, and an amplifier for amplifying the modulated electric signal.
  • the probe 107 converts the pulse generated by the high-frequency pulse generator 106 into a magnetic field, guides it to the subject, irradiates it, and receives a signal (echo signal or echo) emitted from the subject, A coil for guiding to the receiver 108.
  • the receiver 108 detects (detects) the echo radiated from the subject 103 and guided by the probe 107, converts this result into a digital signal, and outputs it to the computer 109. Yes, it consists of a well-known AZD converter that converts electrical signals into digital information.
  • the computer 109 is a well-known information processing device (arithmetic processing unit). For example, the computer 109 outputs the above-described measurement sequence as a set of data, and constructs a tomographic image and the like based on the echo.
  • the display 110 is a well-known display device for displaying a video signal output from the computer 109.
  • the storage medium 1 1 1 stores the measured echo, tomographic image, measurement conditions, sequence, etc.
  • a well-known storage device for storing for example, a magnetic disk device, a semiconductor memory, a magneto-optical storage device, a magnetic tape device, or the like.
  • the shim coil 112 is a coil for generating a magnetic field for maintaining the uniformity of the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet 101, and is supplied with current from the shim power supply 113.
  • the shim power supply 113 is a known power supply that supplies a current to the shim coil 112 based on the output of the sequencer 104.
  • the magnetic resonance imaging apparatus similarly to the conventional apparatus, among the data of the measurement sequence assembled by the computer 109, in particular, the high-frequency magnetic field, the gradient magnetic field, the timing and intensity of signal reception. Is described as a pulse sequence.
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating a schematic configuration of the sequencer according to the first embodiment.
  • Reference numeral 401 denotes a spatial resolution control unit
  • 40 denotes a gradient magnetic field intensity control unit
  • 403 denotes a controller.
  • the sequencer shown in FIG. 2 controls the high-frequency pulse generator 106, the receiver 108, the shim power supply 113, the gradient magnetic field power supply 105, and the storage medium 111 by the procedure described later.
  • the spatial resolution of the image can be higher than the spatial resolution determined by the readout gradient magnetic field intensity and the sampling period.
  • the spatial resolution control unit 401 controls the high-frequency pulse generator 106 and the gradient magnetic field power supply 105 to set the spatial resolution of the image to be captured. Is done.
  • the gradient magnetic field strength control section 402 controls the gradient magnetic field power supply 105 to set the readout gradient magnetic field strength during echo measurement. However, the gradient magnetic field strength control unit 402 also controls the receiver 108 to measure the echo at the same time. At this time, the spatial resolution determined by the intensity of the readout gradient magnetic field and the sampling period is lower than the spatial resolution set by the spatial resolution control unit 401, that is, the spatial resolution is not coarse.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the relationship between the spatial resolution set by the spatial resolution control unit and the spatial resolution at the time of the reset set by the gradient magnetic field intensity control unit. It is.
  • FIG. 3 is a simplified two-dimensional display, and shows an example in which the inside of the subject is excited in the spatial resolution control unit 401 into stripes at equal intervals.
  • Reference numeral 501 denotes the width of the stripe
  • 502 denotes the interval between the stripes
  • 503 denotes the projection (projection diagram) obtained by one-dimensional inverse Fourier transform of the echo.
  • the horizontal axis indicates the readout direction
  • the vertical axis indicates the projection direction
  • the scale “B” on the projection 503 is the spatial resolution determined by the readout gradient magnetic field and the sampling period.
  • Echo is measured by taking the spatial resolution determined by the read gradient magnetic field strength and the sampling period equal to the fringe interval 502, and a projection 503 obtained by performing inverse Fourier transform on one of the echoes is measured.
  • Spatial resolution is equal to the fringe interval 502, but since the image information contained is only information of the excited fringe part, the spatial resolution of the projection 503 is the fringe width 501 It can be said that Therefore, when displaying the obtained projection as an image, the minimum unit of the spatial resolution determined by the intensity of the read gradient magnetic field and the sampling period, that is, the interval between stripes 502 in FIG. Instead of pixels, let the stripe width 501 be the width of one pixel of the image. As a result, an image with a spatial resolution higher than the spatial resolution 502 determined by the read gradient magnetic field strength and the sampling period can be obtained.
  • one measurement as shown in this figure can measure only a part of the subject.
  • Figure 4 shows an example of this repetition, where 504, 505, and 506 are the echoes measured by executing the first, second, and 16th pulse sequences, respectively. A projection obtained by performing an inverse Fourier transform on one of them is shown.
  • this shows an image in which the slice group is projected on the X axis.
  • the scale “B” is the same as in Figure 2.
  • 507 is a complete 7 "logic obtained by synthesizing the respective sections obtained from the first time to the 16th time.
  • the pulse sequence is repeated for a total of m times. That is, as shown in Fig. 4, when the ratio between the width of the stripe and the interval between the stripes is 1:16. In this case, first, the pulse sequence is repeated a total of 16 times.
  • a projection 504 to 506 is created by performing an inverse Fourier transform on each of the measured echoes, and the projections 504 to 506 are superimposed to synthesize a projection 507 of the entire subject.
  • one pixel of the projection is not the minimum unit of the spatial resolution determined by the strength of the readout gradient magnetic field and the sampling period, that is, the fringe interval 501, but the fringe width 501.
  • the stripe width 501 is a spatial resolution determined by the high-frequency magnetic field and the readout gradient magnetic field.
  • the spatial resolution is determined by the strength of the read gradient magnetic field and the sampling period. Therefore, in order to obtain the same spatial resolution as the projection 507, the gradient of the readout gradient magnetic field is increased according to the equation (3), and the spatial resolution 502 determined by the gradient magnetic field intensity and the sampling period is striped. Width must be equal to 5 0 1
  • FIG. 5 shows a pulse sequence for explaining the operation of the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment.
  • the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment will be described.
  • a method for setting the spatial resolution of an image in the readout direction of the spatial resolution control unit 401 will be described.
  • RF is a high-frequency magnetic field
  • 61 is a spatial resolution control part
  • 602 is an RF node
  • 603 is a gradient pulse for excitation
  • 604 is a 180-degree pulse
  • 60 is a pulse.
  • 5 is a readout gradient magnetic field pulse
  • 600 is an echo
  • 608 is a gradient magnetic field intensity control part
  • G x, G y, and G z indicate gradient magnetic fields in the x, y, and z axis directions, respectively, as described above, and the read-at direction at this time is the X direction.
  • the magnetization excited by the plurality of RF pulses 62 is inverted by the 180-degree pulse. Then, it is refreshed (phase inverted) by the readout gradient magnetic field, and an echo 606 is generated.
  • the excitation is performed a plurality of times by the excitation pulse 602, a plurality of echoes 606 are generated.
  • the number of echoes 606 is equal to the number of RF pulses 602 used for excitation.
  • the first echo 606 is an echo 606 generated by the last irradiated RF pulse 602, and the last echo 606 is generated by the first irradiated RF pulse 602. This is echo 6 06.
  • the intensity of the readout gradient magnetic field pulse 605 is made equal to that of the excitation gradient magnetic field pulse 603, and the application start time of the read-out gradient magnetic field pulse 605 is adjusted so that the corresponding RF pulse 602 is generated.
  • the center of each of the echoes 606 is set to be temporally symmetric with respect to the irradiation center of the 180-degree pulse. By doing so, each echo 606 becomes a spin echo that is not affected by the inhomogeneity of the static magnetic field.
  • each echo 600 has a different T2 emphasis degree, and the later echo has a larger T2 emphasis and a lower echo intensity.
  • the effects of device characteristics such as eddy currents are slightly different, but the properties of each echo are basically the same.
  • the echo may be measured by using an inverted lead-out gradient magnetic field 607 without irradiating the 180-degree pulse 604.
  • This echo is called a gradient echo.
  • the use of the 180-degree pulse can provide a spin echo that is not affected by the inhomogeneity of the static magnetic field.
  • the irradiation of the 180-degree pulse normally requires an extra time of several ms.
  • the spatial resolution control section 601 is configured to irradiate a plurality of RF pulses 602 during application of the gradient magnetic field pulse for excitation 603 in the X direction. This configuration itself is a well-known method, and the details are described in Japanese Patent Publication No. 6-34784.
  • the excitation region of the subject inside the subject becomes a slice group 702 perpendicular to the X direction, as shown by the bold line in FIG.
  • Each slice has the same thickness at regular intervals.
  • FIG. 8 shows a diagram for explaining the principle of generation of the slice group shown in FIG. 7.
  • the principle of generation of the slice group will be described based on this diagram.
  • the waveform in the left column when the waveform in the left column is Fourier-transformed, it becomes as shown in the right column.
  • the left column shows the shape of the RF pulse, and the right column shows the corresponding frequency distribution.
  • the vertical axis is intensity
  • the horizontal axis is time in the left column
  • the frequency is in the right column.
  • the convolution operation (*) 802 is performed on the waveform 801 of the three peaks of the sinc function with an infinitely spaced pulse train 803 in time, and the product with the square wave 805 is obtained.
  • (X) Taking 804, the sinc function is a temporally finite sequence of 3 peaks 8
  • 06. 806 corresponds to the pulse 602 in FIG.
  • the width of the three sinc function waveforms 80 1 is “a”
  • the interval of the pulse train 803 is “b”
  • the width of the square wave 805 is b X n (n is a positive integer)
  • the sinc function train 806 Is “b”
  • the application time of each sinc function is “a”.
  • the convolution operation 802 is converted into a product 808, and the product 804 is converted into a convolution operation 810.
  • the frequency distribution when irradiating the RF pulse train 806 is a finite sinc function train 8 12 at equal intervals.
  • the frequency band of the square wave 807 is 4Za
  • the interval between the pulse trains 809 is 1Zb
  • the width of the main lobe of the sinc function 811 is 2 / (bxn). 2Z (bxn) corresponds to 501 in FIG. 4 and 1 / b corresponds to 502 in FIG.
  • the frequency distribution can be considered as a train of pulses with a width of 2 Z (bn).
  • the sinc function of three peaks is used as the RF pulse, but an optimized pulse in which the shape of the sinc function with an increased number of peaks is improved may be used.
  • the optimized pulse is a pulse whose RF pulse waveform is optimized so that the distortion of the rectangular wave is reduced as much as possible.
  • the frequency band of the square wave 807 is (s + 1) / a.
  • “S” should be 3 for normal shooting.
  • the excitation region in the subject is perpendicular to the direction in which the gradient magnetic field is applied as shown in FIG. To form equally spaced slice groups.
  • the state of this excitation is shown in a projection image as shown in FIG. 4.
  • the slice thickness 501 is 2 / (bxn), and the interval 502 is 1 / b.
  • the thickness W of the excitation region in the readout direction is given by the following equation (4).
  • the spatial resolution AWx is equal to the interval 502 of this slice, and is given by the following equation (6).
  • the flip angle of each RF pulse should be about 90 Zn degrees, and the flip angle of the entire RF pulse should be about 90 degrees as in the spin echo method. However, if the same slice is to be excited without waiting for a sufficient repetition time, it is better to make the flip angle of the entire RF pulse smaller than 90 degrees, so that the signal attenuation after the second time is smaller. This improves the S / N ratio of the echo.
  • the position of the slice group can be shifted by changing the frequency of the carrier used to irradiate the RF pulse train.
  • the carrier frequency may be changed by a frequency 2Z (bxn) corresponding to the thickness of the slice.
  • the carrier frequency of the RF pulse train 901 is f.
  • the carrier frequency of the RF pulse train 903 is f. + 2 / (bxn)
  • the excitation profile 904 shifts the excitation profile 902 by 2 Z (bXn).
  • Another way to shift the slice position is to change the static magnetic field strength.
  • FIG. 10 shows an example of a pulse sequence for capturing a two-dimensional image.
  • a two-dimensional image is captured using the above-described spatial resolution control method. The method will be described.
  • a pulse sequence using the Fourier transform method for image reconstruction is used.
  • the gradient magnetic field pulse 122 for providing position information in the y direction to the magnetization and the phase encode gradient magnetic field pulse 123 for the phase encoding gradient position in the z direction are provided.
  • the slice selection gradient magnetic field pulse 1 2 1 to which information is added is added to the pulse sequence shown in Fig. 4.
  • the position and thickness at that time can be freely adjusted by the frequency of the carrier of the 180-degree pulse 604 and the intensity of the slice selection gradient magnetic field pulse 121.
  • the waveform of the 180-degree pulse is a sinc function of m peaks
  • the position z of the cross section and the approximate thickness z are given by the following equations (10) and (11).
  • the magnetization is given the position information in the y direction, and the echo shows the k space (measurement space) as shown in Fig. 11. Scan. That is, the first echo is positioned in the negative direction of the ky axis by the gradient magnetic field pulse 122 for diffusion, and moves in the positive direction for each echo by the refresh by the pulse 123 of the phase encoding gradient magnetic field.
  • phase-encoding gradient magnetic field pulse 123 since the phase-encoding gradient magnetic field pulse 123 is continuously applied, the echo scans obliquely in the k space. The echo intersects the kx axis at the point where the diffuse gradient pulse 122 is canceled by the phase encode gradient pulse 123. It should be noted that the same phase encoding effect can be obtained by inverting the phase encoding gradient magnetic field pulse 123 and applying it together with the irradiation of the RF pulse 602.
  • the field of view Wy in the y-direction is determined by the intensity Gy of the phase-encoding gradient magnetic field pulse 122 and the echo-interval b, and is given by the following equation (1 2).
  • Ay WyZ32 (14)
  • the pulse sequence is repeatedly executed while changing the position of the slice group as described above. That is, by repeating the measurement nZ twice in total, all information in the readout direction can be obtained. As a result, n / 2 two-dimensional echo sets shown in FIG. 11 are obtained.
  • Fig. 12 shows a method for reconstructing an image from a two-dimensional echo set. A method for reconstructing an image will be described below with reference to this figure.
  • Image reconstruction is performed by two-dimensional inverse Fourier transform of the two-dimensional echo set obtained in each measurement and then synthesizing.
  • 13 1 is the field of view or the reconstructed image
  • 13 2 and 13 3 are the first (Fig. 4, 504) and the second (Fig. 4, 505) measurements, respectively.
  • the partial images obtained by performing a two-dimensional inverse Fourier transform on the obtained echo set are shown as 13.4 and 13.5, each of which has a width of 1 pixel determined by the intensity of the readout gradient magnetic field and the phase encoder gradient magnetic field.
  • 36 indicates the width of one pixel in the readout direction of the reconstructed image.
  • the width of one pixel in the phase code direction of the reconstructed image is 135.
  • a two-dimensional inverse Fourier transform is performed on the echo set obtained in the first measurement to create a partial image 132.
  • Each row of the partial image 132 is arranged in the corresponding row of the reconstructed image.
  • echo sets obtained in the second and subsequent measurements are also arranged on the reconstructed image. If this processing is performed up to n Z second echo set, the image reconstruction ends.
  • the k-space can be scanned horizontally, and the fast Fourier transform can be applied as it is.
  • an image obtained by the above-described procedure is displayed on the display 110, it is usually displayed after all image reconstruction processing is completed.
  • a partial image obtained at each repetition of the pulse sequence may be displayed when it is obtained. In the latter case, by using a high-speed signal processing system and a display system, it is possible to gradually increase the display resolution at each repetition.
  • the width of the excitation region can be adjusted by the RF pulse. Therefore, by making the width smaller than the field of view, the folding problem can be prevented.
  • the field of view can be enlarged by making the sampling rate smaller than the value determined by the method shown above, increasing the number of sampling points by that amount, and measuring the echo while keeping the echo measurement time constant. Normally, the sampling point is doubled and the sampling rate is 1Z2.
  • phase encoding direction it is not possible to select an area by an excitation pulse or to expand the field of view by increasing the number of echoes. Therefore, a pulse sequence for area selection is executed prior to imaging.
  • Fig. 13 shows an example of this pulse sequence
  • Fig. 14 shows the relationship between the subject and the visual field.
  • X indicates the readout direction
  • y indicates the phase encoding direction.
  • the region selection part 247 firstly excites only the outer region 144 of the field of view 144 in the y direction by the RF pulse 241 and the gradient magnetic field pulse 242. By 3, the outer region 1450 is saturated, so that no signal is output.
  • the RF pulse 244 and the gradient magnetic field pulse 245 is excited by the crusher pulse 246. Saturate the area 1 4 6 so that no signal is output.
  • the region to be saturated can be arbitrarily selected by changing the carrier frequency of the RF pulse.
  • the polarity of the gradient magnetic field pulses 242 and 245 may be reversed with the carrier frequency kept constant.
  • one excitation is performed by using an RF pulse whose excitation is divided into two times and whose excitation profile is only the outer regions 1 45 and 1 46. It is possible to perform saturation outside the visual field by applying a crusher-gradient magnetic field pulse.
  • Such an RF pulse waveform can be most easily created by performing an inverse Fourier transform on the excitation profile.
  • the excitable region in the phase encoder direction can be narrowed down to the range of the field of view. Can be. Therefore, starting shooting immediately after that will eliminate the problem of aliasing.
  • FIG. 15 As another method for selecting the region in the phase encoding direction, instead of using the 180 ° pulse 604 and the gradient magnetic field pulse 121 in FIG. 10 to select the region in the z direction, FIG. There is also a method of using two 180 degree pulses 2 61 and 2 63 as shown in Fig. 15 between the 60 1 and 6 08 pulse sequences. In this method, first, the 180 degree pulse 261, and the gradient magnetic field pulse 262 are used to select the range of the field of view in the phase encoding direction, and then the 180 degree pulse 263 and the gradient in the z direction are selected. The slice direction is selected by the magnetic field pulse 2 64.
  • a method of selecting a two-dimensional region by one RF pulse can be used.
  • this method see “CJ Hardy and HE Cline,” “Spatial Localization in Two Dimensions Usin Certificate, Designer Pulses, J. of Magn. Reson., Vol. 82, pp. 647-654, 19”. 8 9 ”.
  • the spatial resolution in the y direction and the number of pixels are limited by the number of echoes. Therefore, when the number of echoes is insufficient, the k-space division measurement method can be used in which the measurement is divided into multiple times and the number of echoes is increased. In this method, the k space is divided in the ky direction, and measurement is performed in multiple times.
  • Figure 16 shows the pulse sequence in this case
  • Figure 17 shows the k-space scanning method
  • Figure 18 shows the measurement flow chart.
  • the pulse sequence in this case uses a gradient magnetic field pulse 28 1 for variable diffusion instead of the gradient magnetic field pulse 122 for diffusion in the pulse sequence of FIG.
  • the gradient magnetic field pulse 281 for variable dephase is set so that the scanning position in the k space is at the lowest position as shown in Fig. 17 (710), and the first measurement is performed. Do.
  • the measurement here repeats the execution of the sequence while shifting (moving) the position of the slice group.
  • the position of the slice group is set to an arbitrary initial position (7 1 1), and measurement is performed (7 1 2). Repeat the measurement while shifting the position of the slice group (7 1 4). Thereafter, allowed The gradient magnetic field gradient pulse 281 is set so that the scanning position is the start position of each measurement (16), and the measurement is repeated as many times as necessary (7 15).
  • specific parameters of a pulse sequence for capturing an image with a spatial resolution of 50 um in the readout direction will be described. Will be explained.
  • the thickness of the excitation region is the field of view
  • Wx 25.6 mm
  • the slice interval 1 bZ (r XGx) is 1.6 mm, which is equal to the spatial resolution AWx determined by the intensity of the readout gradient magnetic field pulse and the sampling period, and the number of slices in the field of view is 16.
  • the time from the start of excitation to the end of one echo measurement is approximately 3 lms, 18 Since the irradiation time of the 0-degree pulse is 2 ms, it is about 7 Oms even if the rise time of the gradient pulse is included.
  • the measurement described above is repeated while shifting the slice position by any of the methods described above in order to obtain information on the entire subject.
  • the number of repetitions is 32 because the interval between slices is 1.6 mm and the slice thickness is 50.
  • the rate of time change dB / dt of the magnetic field of a pulse having an application time of 120 s or more is 20 T / s. Therefore, when a gradient magnetic field of 48 OmT / m is generated, for example, the magnetic field strength at a position 20 cm from the origin is 96 mT. Generating this magnetic field in accordance with the standard takes 4.8 ms, and the waiting time causes problems such as signal attenuation and longer imaging time.
  • the apparatus according to the first embodiment does not require a strong magnetic field as described above, so that microscopy can be performed on the human body.
  • Microscopy of the human body is not currently available Depiction of the fine structure of the human body and imaging of the shoulder, elbow and knee joints in the field of orthopedic surgery are mainly performed only at the research level.
  • a clinical MRI device can be applied to these application fields.
  • the fine structure of the subject can be visualized, it can be used as an alternative to mammography and X-ray diagnosis of osteoporosis currently performed by X-rays.
  • the device of the present invention uses magnetic resonance, there is no exposure to X-rays and there is no side effect on the human body, so that there is an advantage that a medical examination is easily performed.
  • the spatial resolution in the readout direction is lmm, and the RF pulse uses the sinc function of three peaks.
  • the irradiation time for one RF pulse is a 1 22.33 1 m. Become.
  • the interval between slices (r XGx) is 32 mm, which is equal to the spatial resolution ⁇ determined by the intensity of the readout gradient magnetic field pulse, and the number of slices in the field of view is eight.
  • the time from the start of the excitation to the end of one echo measurement is about 16 ms for the excitation time and about 16 ms for the echo measurement, and the irradiation time for the 180-degree pulse is 2 ms. It is about 40 ms.
  • the above measurement is repeated while shifting the slice position in order to obtain information on the entire subject.
  • the number of repetitions is 32 because the interval between slices is 32 mm and the thickness of the slice is one turn.
  • an image with a field of view of 25 ⁇ 6 ⁇ 25 5, a spatial resolution of lmmx 4 ⁇ , and a number of pixels of 25 ⁇ 6 ⁇ 64 can be obtained with a shooting time of 1.28 s.
  • the readout gradient magnetic field intensity may be very small, it is possible to capture a high-resolution image at an extremely high speed with almost all MRI devices.
  • FIG. 19 is a diagram showing a pulse sequence of an imaging method using the spatial resolution control unit according to the second embodiment, and this pulse sequence uses the projection method of the MRI apparatus.
  • a gradient magnetic field pulse 161, 162 is applied during the irradiation of the RF pulse 602, and a specific 180 degree pulse 604 and a slice selection gradient magnetic field pulse 1221, in the z direction, are applied.
  • the range is inverted, and the echoes 606 are measured by applying the gradient magnetic field pulses 163, 164 of the same strength as the gradient magnetic field pulses 161 and 162 during excitation.
  • the direction of the gradient magnetic field pulse is a direction determined by G x + G y.
  • the spatial resolution control portion 601 of the pulse sequence is basically the same as the method described in Embodiment 1 except that the direction of the gradient magnetic field pulse is changed.
  • the projection method requires only one echo in the same direction. Therefore, for example, if the sum is used to improve the S / N ratio, or if the image quality is degraded due to the large amount of tissue diffusion and the whole is integrated, should the S / N ratio be improved using only the first echo? If you want to capture an image of a specific contrast, use only the echo at that echo time.
  • Imaging is performed by repeating this pulse sequence twice as shown in FIG.
  • the first iteration A (720-724) is performed while shifting the position of the slice group in order to measure the projection in a specific direction (720).
  • the carrier frequency of the RF pulse is changed as described above.
  • C At this time, G x and G y are fixed.
  • the second repetition B (720-726) is performed while changing the intensity of the gradient magnetic field pulses Gx, Gy to change the direction of the projection (726).
  • the gradient magnetic field pulses 16 1 and 16 3, 16 2 and 16 4 are kept at the same intensity.
  • the changing order of the gradient pulse intensity is such that each echo passes through the origin of k-space and scans the entire k-space.
  • each echo scans in k-space as shown in Fig. 21.
  • the order of repetition A and repetition B is arbitrary. Normally, repetition in Do A. That is, first, the direction of the projection is determined (720), and A is repeated to measure the complete projection in that direction. I do.
  • repetition A different regions are excited, so no waiting time is required.
  • repetition B a waiting time is required.
  • imaging can be completed in a minimum time.
  • Embodiment 1 As a method of creating a projection from each echo repeatedly measured in A, the method described in Embodiment 1 with reference to FIGS. This processing may be performed after the end of the image capturing, but by performing the processing at each time when the repetition A is completed, the processing time after the end of the image capturing can be reduced.
  • 18 1 is the object
  • 18 2 is the visual field
  • 18 3 and 18 4 are the excitation slice groups and excitation regions of the first repetition B
  • 18 5 is the The excitation slice group, 186, shows the projection measured in the first repetition B.
  • the method of reconstructing an image from the projections in each direction obtained by the above-described procedure may be the same as the method used in a normal X-ray CT apparatus. These include, for example, successive approximation, two-dimensional Fourier transform, and filtered back projection.
  • the filter-corrected backprojection method includes a filter correction method using a Fourier transform and a convolution method. These methods are described by Hirokazu Kimura, “Recent Medical Image Diagnosis Equipment”, Asakura Damage Store, 1988.
  • FIG. 23 shows a pulse sequence according to the third embodiment, which is another example of the spatial resolution control unit.
  • the shape of the pulse 805 in FIG. 8 is changed to a sinc function.
  • the spatial resolution control unit 401 as shown in the spatial resolution control unit 601, outputs a plurality of RF signals during application of the gradient magnetic field pulse Irradiate pulse 2 2 2.
  • the intensity of each RF pulse is amplitude-modulated so as to be a three-peak sinc function as shown by a dotted line in FIG. 23, for example. This is because the square wave 8 05 shown in Fig.
  • each slice 8 1 1 is closer to a rectangle instead of an 8 1 2 force sin c function.
  • the number of RF pulses that can be irradiated cannot be increased much because the amplitude of the tail is smaller, and the number of generated echoes is small.
  • the number of RF pulses is five. Therefore, when amplitude modulation is used in the pulse sequences of FIGS. 10 and 19, the number of echoes is five. Can only be obtained. In the projection method using the pulse sequence shown in FIG. 19, the number of echoes is sufficient because only one echo is required.
  • the Fourier transform method of FIG. 10 requires more echoes. For example, 64 are required. Therefore, as shown in the gradient magnetic field strength control section 608 in FIG. 23, the read-out gradient magnetic field pulse 2 24 and the phase encoder gradient magnetic field pulse are used.
  • the number of echoes is increased by inverting and applying 2 25, respectively, and repeating the application. Also, the number of echoes can be reduced by combining this method with the k-space division measurement method described above.
  • a high-resolution image can be captured without applying a strong magnetic field to the subject, so that it can be applied to the human body. Microscopy is applicable.
  • FIG. 24 is a diagram for explaining the pulse sequence of the magnetic resonance imaging apparatus according to the fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 25 shows a diagram for explaining the principle of the pulse sequence shown in FIG. 24.
  • the pulse sequence shown in FIG. Will be described.
  • the dotted line which is the latter part 3 2 4 of the pulse sequence, is a pulse sequence for normal image capturing such as a well-known spin echo method or echo brainer method.
  • the spin echo method has been described as an example.
  • the spatial resolution control section 600 comprises a plurality of RF pulses 602, a gradient magnetic field pulse 603, and a force.
  • the spoiler-one gradient magnetic field pulses 3 2 1, 3 2 2 and 3 2 3 are applied to G z, G y and G x, respectively.
  • the measurement time is wasted, so that the spoiler gradient magnetic field pulses 3 2 1, 3 2 2 and 3 2 3 do not need to be applied.
  • the subject is excited by the RF pulse 602 and the gradient magnetic field pulse 603 as shown in FIG. 7 of the first embodiment.
  • the situation at this time is schematically shown only in the X direction in FIG.
  • the vertical axis represents the magnitude of the transverse magnetization immediately after the end of the spatial resolution control part 601. If a spoiler gradient magnetic field pulse 3 21, 3 2 2, 3 2 3 is applied here, the phase of transverse magnetization is disturbed, and no echo is generated. At this time, the magnitude of the longitudinal magnetization is in a state where the portion where the transverse magnetization is generated is chipped as shown at 342.
  • the profile of the transverse magnetization in the lead-out direction is also 342.
  • the obtained image D is an image from which information of the slice portion is missing.
  • the spatial resolution determined by the readout gradient magnetic field intensity and the sampling period is set to the slice interval 343.
  • an image containing information on only the sliced portion can be created.
  • the image E can be captured by using only the pulse sequence 324 without using the spatial resolution control part 601. It is enough to take one image of this image E.
  • an image including only the slice portion information is created by the pulse sequence of FIG. 24, and the images are combined in the same manner as in FIG. 12 of the first embodiment.
  • the spatial component determined by the readout gradient magnetic field strength Images with higher spatial resolution than resolution can be obtained.
  • the spatial resolution control section 601 can be executed only once at the beginning or once every few repetitions. Good.
  • a high-resolution image can be captured without applying a strong magnetic field to the subject.
  • microscopy can be applied to the human body.
  • the previously excited portion may partially overlap.

Description

明 細 書 磁気共鳴ィメ一ジング装置及び方法 技術分野
本発明は、 磁気共鳴イメージング （M R I ) 装置に係わり、 特に低いリードア ゥト傾斜磁場強度で高分解能の画像を撮影する技術に関するものである。
背景技術
従来の磁気共鳴を用いた検査装置すなわち磁気共鳴ィメージング装置 （以下、 単に検査装置という） は、 たとえば、 図 2 6に示す構成である。
図 2 6において、 2 6 0 1は静磁場を発生するマグネッ卜、 2 6 0 2は傾斜磁 場を発生する傾斜磁場発生コイル、 2 6 0 3は被検体であり、 これは静磁場発生 マグネット 2 6 0 1及び傾斜磁場発生コイル 2 6 0 2内に設置される。
また、 シーケンサ 2 6 0 4は傾斜磁場電源 2 6 0 5と高周波パルス発生器 2 6 0 6とに命令を送り、 傾斜磁場及び高周波磁場を発生する。 この高周波磁場はプ ローブ 2 6 0 7を通じて被検体 2 6 0 3に印加される。
—方、 被検体 2 6 0 3から発生した信号はプローブ 2 6 0 7により受波され、 受信器 2 6 0 8で検波が行われる。
検波された信号は計算機 2 6 0 9に送られ、 ここで画像再構成等の信号処理が 行われ、 処理結果がディスプレイ 2 6 1 0に表示される。 なお、 必要に応じて、 記憶媒体 2 6 1 1に信号や測定条件を記憶させることもできる。
静磁場均一度を調整する必要がある時は、 シムコイル 2 6 1 2を使う。 シムコ ィル 2 6 1 2は複数のチャネルからなり、 シム電源 2 6 1 3により電流が供給さ れる。 静磁場均一度の調整時には、 各コイルに流れる電流をシーケンサ 2 6 0 4 により制御する。 このとき、 シーケンサ 2 6 0 4はシム電源 2 6 1 3に命令を送 り、 静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をシムコイル 2 6 1 2より発生 させる。
なお、 シーケンサ 2 6 0 4は通常、 予めプログラムされたタイミングおよび強 度で各装置が動作するように制御を行う。 このプログラムのうち、 特に高周波磁 場、 傾斜磁場、 信号受信のタイミングゃ強度を記述したものはパルスシーケンス と呼ばれている。
次に、 図 26に示す検査装置を用いた撮影手順の概略を、 図 2 7に示す典型的 なパルスシーケンスであるスピンエコー法を用いて説明する。
静磁場中に被検体 2 6 0 3を置き、 スライス傾斜磁場 2 0 1の印加とともに磁 化励起用高周波磁場 (RF) パルス 2 0 2を印加し、 対象物体内のあるスライス に磁気共鳴現象を誘起する。
次に、 磁化の位相に位相ェンコ一ド方向の位置情報を付加する位相ェンコ一ド 傾斜磁場パルス 2 0 4を印加し、 1 8 0度パルス 2 0 5を印加した後、 リ―ドア ゥト方向の位置情報を付加するリ一ドアゥト傾斜磁場パルス 2 0 6を印加しなが ら磁気共鳴信号 （エコー） 2 0 3が計測される。
1枚の画像を得るのに必要なデータを計測するため、 以上の手順を繰り返し、 複数個のエコーを計測する。 この時、 一度励起された磁化が平衡状態に戻るのに 数秒を要するため、 エコーの計測終了から次の励起までに、 通常、 その待ち時間 が必要である。
エコーのサンプリング点数は 1個のエコーに付き通常 6 4から 5 1 2であり、 計測するエコーの数は 6 4から 2 5 6が一般的である。
計測終了後、 図 2 8に示すように画像の周波数空間 （k空間， 計測空間） 上に エコーを並べ、 2次元逆フーリエ変換により画像再構成を行ない、 断層像を得る。 このときの画像のマトリクス数は、 （ 1個のエコーのサンプリング点数） X (ェ コー数） になる。
リ一ドアゥ卜方向の視野 Wxとピクセルサイズ厶 Wxとは、 リードァゥ卜傾斜 磁場の強度を Gx、 サンプリングレート （サンプリング間隔） を厶 サンプリ ング点数を Nで示すと、 それぞれ下記の式 （1) , (2) で表される。
厶 Wx= 1ノ （ァ xGx ΧΔ t XN) (1)
Wx = AWx N (2) ここで、 7は測定対象原子の磁気回転比であり、 通常の撮影で対象となるプロ トンでは、 約 4 2. 5 7 5 9 MHz/Tである。
この式 （1 )， （2) から明らかなように、 高分解能の画像を得るマイクロス コピー （mi croscopy) の 法として、 サンプリングレート厶 tと傾斜磁場 G xの 一方又は両方を大きくするか、 あるいは、 サンプリング点数 Nを大きくすること が考えられる。
一般的なマイクロスコピーでは、 傾斜磁場を大きくすることにより分解能を高 めており、 通常 1 0 0〜1 0 0 O mT/m程度の非常に強力な磁場強度の傾斜磁場 を印加している。
この場合、 エコーの計測時間が長くならないため、 サンプリングレートやサン プリング点数を大きくした場合に比べて、 磁化の緩和による信号強度の減衰ゃ静 磁場不均一の影響が小さく抑えられ、 画質の劣化が少なくてすむからである。 本発明者は、 前記従来技術を検討した結果、 以下の問題点を見いだした。
従来の人体を測定対象とする磁気共鳴ィメージング装置である臨床用の MR I 装置でマイクロスコピーを実施するためには、 検査室等の限られた広さの部屋に 設置可能な大きさの装置で、 直径約 4 0 cmの広い領域にわたりリニアリティが良 いと共に、 1 0 0〜1 0 0 O mTZm程度という強力な磁場強度の傾斜磁場を発生 させる必要がある。
しかしながら、 このような強力な傾斜磁場の発生は、 分析用の小型装置では実 現されている力 直径約 4 0 cmの広い領域では発生できないという問題があった。 また、 強力な傾斜磁場の発生に伴ない急激に磁場強度が変化するため、 人体へ の影響すなわち人体にかかる負荷が無視できなくなるという問題がある。
低い傾斜磁場強度で数 1 0分かけて撮影した研究例はあるが、 それを臨床に用 いるのは、 撮影時間の制約から不可能である。
なお、 現在の臨床用 MR I装置で発生できる傾斜磁場強度は、 最大で 3 O mT/ m程度である。
発明の開示
本発明の目的は、 強力な傾斜磁場を必要とせず、 人体に対してもマイクロスコ ピーが適用可能な磁気共鳴ィメ一ジング装置及び方法を提供することである。 本発明の原理を図 2 9 A, 2 9 Bを用いて説明する。
図 2 9 A， 2 9 Bは所定のパルスシーケンスによって得られた磁気共鳴信号 (エコー） の 1つを逆フーリエ変換して得られるプロジヱクシヨン像であり、 図 2 9 Aは従来装置により得られるプロジヱクション像、 図 2 9 Bは本発明により 得られるプロジヱクシヨン像である。 横軸はリードアウト方向を示し、 縦蚰はプ ロジヱクシヨンの強度を示す。
一般に画像の空間分解能はリードァゥ卜傾斜磁場強度を G x， サンプリングレ 一卜を厶 t， サンプリング点数を Nとすると次の式で表される。
1
空間分解能 ( 3 )
r G x ·厶 t · N 図 2 9 A中、 目盛り x 1はリードァゥト傾斜磁場強度とサンプリング期間 （厶 t · N) とで決まる空間分解能を示す。 従来は、 この範囲を再構成画像の 1 ピク セルとして表示していた。 また、 1 ピクセルとして表示されていた領域の全部を 励起して画像データを得て L、た。
本発明では、 図 2 9 Bから明らかなように、 従来の 1 ピクセル領域 （X 1 ) よ り、 はるかに狭い領域 （d x ) を再構成画像の 1ピクセルとするものである。 こ の領域 d Xは、 高周波磁場とリ一ドアゥト傾斜磁場強度とで決まる空間分解能で ある。 本発明では、 図 2 9 B中の破線で示されているように、 従来の 1ピクセル の間を励起箇所を変えながら複数回撮影して全体の画像データを得るものである。 本発明では、 このように、 従来、 1 ピクセルとして表示されている領域の一部の みを励起し、 これを新たなピクセルとするので、 空間分解能を高くできる。
以下、 本発明の概要を簡単に説明すれば次のようになる。
本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、 まず、 画像再構成部が空間 分解能制御部によって決まる空間分解能 Aの最小単位を画像のリードァゥト方向 の 1画素の幅とする。 具体的には、 高周波磁場の照射により励起されるスライス 群の各スライスの巾を空間分解能 Aの最小単位とする。
次に、 空間分解能制御部が静磁場中の被検体に対して、 リードアウト方向の傾 斜磁場を印加しながら複数個の高周波磁場を照射する。 これにより、 被検体内が リ一ドアゥ卜傾斜磁場と垂直で等間隔なスライス群に励起される。
次に、 傾斜磁場強度制御部が、 リードアウト傾斜磁場の強度とサンプリング期 間とによって決まる空間分解能 Bが空間分解能制御部によって決定される空間分 解能 Aよりも低くなる、 即ち粗くなるリードァゥト傾斜磁場を被検体に印加する。 具体的には、 空間分 能 Bがスライス間隔に相当するようなリードァゥト傾斜磁 場を印加する。
スライスの位置をリ一ドアゥ卜傾斜磁場を印加する方向にスライスの巾づっ移 動させながら、 エコーを計測することにより、 リードアウト方向の 1画素を空間 分解能 Aの最小単位とするエコーが計測される。
したがつて、 画像再構成部がこのエコーに基づいて画像を構成することにより、 スライス厚を 1画素の幅とする画像を構成できるので、 強力な傾斜磁場を必要と せず、 人体に対してもマイクロスコピーが適用できる。
本発明を実現する磁気共鳴ィメ一ジング装置の構成を下記に示す。
( 1 ) 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを 収集する '、。ルスシ一ケンスを制御する '、。ルスシ一ケンス制御部と、 収集されたェ コ一に基づいて画像を再構成する画像再構成部とを有する磁気共鳴イメージング 装置であって、 前記パルスシーケンス制御部は、 再構成された前記画像のリード アウト傾斜磁場方向における空間分解能を設定する空間分解能制御部と、 リード ァゥ卜傾斜磁場の強度により決まる空間分解能が前記空間分解能制御部により設 定された空間分解能よりも低くなる （or粗くなる） リードアウト傾斜磁場を印加 する傾斜磁場強度制御部とを具備する。
( 2 ) 前述する （1 ) の磁気共鳴イメージング装置において、 前記画像再構成 部は、 前記空間分解能制御部により設定される空間分解能の最小単位を画像のリ 一ドアゥト方向の 1画素の幅とする。
( 3 ) 前記する （1 ) もしくは （2 ) の磁気共鳴イメージング装置において、 前記空間分解能制御部は、 前記高周波磁場を照射して前記被検体の 1部を選択的 に励起することにより、 前記空間分解能を設定する。
( 4 ) 前述する （3 ) の磁気共鳴イメージング装置において、 前記空間分解能 制御部は、 前記被検体内の領域を、 前記リードァゥ卜傾斜磁場方向とほぼ垂直で ほぼ等間隔なスライス群に励起し、 前記傾斜磁場強度制御部は、 リードアウト傾 斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空間分解能を前記スライスの間 隔とほぼ等しくする。 (5) 前述する （4) 磁気共鳴イメージング装置において、 前記空間分解能 制御部は、 前記リードァゥト傾斜磁場の印加方向と同じ方向に励起用傾斜磁場を 印加すると共に、 前記高周波磁場パルスをほぼ等間隔に複数回照射する。
(6) 前述する （4) もしくは （5) の磁気共鳴イメージング装置において、 前記パルスシーケンス制御部は、 前記高周波磁場と前記傾斜磁場とを印加してェ コーを収集する第 1のパルスシーケンスと、 前記空間分解能制御部と前記第 1の パルスシーケンスとから構成される第 2のパルスシーケンスを実行し、 前記画像 再構成部は、 前記第 1のパルスシーケンスにより収集されたエコーと、 前記第 2 のパルスシーケンスにより収集されたエコーとの差分処理を行う差分処理部を具 備する。
(7) 前述する （6) の磁気共鳴イメージング装置において、 前記差分処理部 は、 第 1のパルスシーケンスにより収集されたエコーと、 第 2のパルスシ一ゲン スにより収集されたエコーとからそれぞれ再構成された画像に対して、 前記差分 処理を行う。
(8) 前述する （5) ないし （7) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置に おいて、 前記複数の高周波磁場パルスは、 振幅が一定である。
(9) 前述する （5) ないし （7) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置に おいて、 前記複数の高周波磁場パルスは、 振幅変調されている。
(10) 前述する （5) ないし （7) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置に おいて、 前記複数の高周波磁場パルスは、 周波数変調あるいは位相変調されてい
(11) 前述する （4) ないし （1 0) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置 において、 前記パルスシーケンス制御部は、 前記スライス群の位置をリードァゥ ト傾斜磁場を印加する方向に移動させながら前記パルスシーケンスの実行を所定 の回数繰り返す。
(12) 前述する （4) ないし （1 1) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置 において、 前記パルスシーケンスの繰り返し毎に前記高周波磁場パルスの周波数 を変化させる。
(13) 前述する （4) ないし （1 1) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置 において、 前記パルスシーケンスの繰り返し毎に静磁場強度を変化させる。 (14) 前述する （1 ) ないし （1 3 ) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置 において、 前記パルスシーケンスは、 エコー収集に伴ない、 前記被検体に位相ェ ンコード傾斜磁場を印加する。
(15) 前述する （1 4 ) の磁気共鳴イメージング装置において、 前記位相ェン コ一ド傾斜磁場の強度が前記リードァゥト傾斜磁場の強度とほぼ等しい。
(16) 前述する （1 ) ないし （1 3 ) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置 において、 前記パルスシーケンスは、 リードアウト傾斜磁場方向を変化させなが らエコー収集を繰り返す。
(17) 前述する （1 ) ないし （1 6 ) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置 において、 前記パルスシーケンスは、 被検体内をスライス群に励起する部分とェ コ一の計測との間に 1 8 0度パルスを照射する。
(18) 前述する （1 4 ) ないし （1 7 ) のいずれ力、の磁気共鳴イメージング装 置において、 前記リードァゥト傾斜磁場を繰り返し反転させながら複数個の前記 エコーを収集するパルスシーケンスを具備する。
(19) 前述する （1 4 ) ないし （1 8 ) のいずれかの磁気共鳴イメージング装 置において、 前記パルスシーケンスの実行に先立って、 注目領域以外の領域の信 号を抑制するパルスシーケンスを実行する。
(20) 前述する （1 4 ) ないし （1 9 ) のいずれかの磁気共鳴イメージング装 置において、 前記画像再構成部は、 同一の前記パルスシーケンスで収集したェコ 一に基づいて再構成した複数の画像を積算する。
(21) 前述する （1 ) ないし （2 0 ) のいずれかの磁気共鳴イメージング装置 において、 前記パルスシーケンスの繰り返し毎にその時点で計測されているェコ 一を用いて画像再構成を行う。
(22) 前述する （2 1 ) の磁気共鳴イメージング装置において、 再構成された 部分的な画像を表示装匱に表示する。
図面の簡単な説明
図 1は本発明の実施の形態 1の磁気共鳴ィメージング装置の概略構成を示すブ 口ック図である。 図 2は本実施の形態 1 シーケンサの概略構成を示すプロック図である。
図 3は空間分解能制御部において設定される空間分解能と、 傾斜磁場強度制御 部において設定されるリードァゥト時の空間分解能との関係を説明するための図 こ"ある。
図 4はエコーの計測の一例を示す図である。
図 5は本実施の形態 1の磁気共鳴ィメ一ジング装置の動作を説明するためのパ ルスシーケンスを示す図である。
図 6はダラディエントェコ一法のパルスシーケンスを示す図である。
図 7はスライス群に発生する励起の様子を説明するための図である。
図 8は図 7に示すスライス群の発生原理を説明するための図である。
図 9は図 8に示すスライスの移動を説明するための図である。
図 1 0は 2次元画像を撮影するためのパルスシーケンスの一例を示す図である。 図 1 1は計測空間の様子を示す図である。
図 1 2は 2次元のェコーセッ-トから画像を再構成する方法を説明するための図 である。
図 1 3は本発明の他のパルスシーケンスを説明するための図である。
図 1 4は図 1 3に示すパルスシーケンスにおける被検体と視野等の関係を説明 するための図である。
図 1 5は本発明の他のパルスシーケンスを説明するための図である。
図 1 6は本発明の他のパルスシーケンスを説明するための図である。
図 1 7は図 1 6に示すパルスシーケンスにおける計測空間の走査方法を説明す るための図である。
図 1 8は図 1 6のパルスシーケンスによる計測の流れ図である。
図 1 9は実施の形態 1の空間分解能制御部を用いた撮影方法の 、。ルスシーゲン スを示す図である。
図 2 0は図 1 9のパルスシーケンスによる計測の流れ図である。
図 2 1は実施の形態 2のパルスシーケンスにおける計測空間の走査方法を説明 するための図である。
図 2 2は実施の形態 2のパルスシーケンスにおける視野とプロジヱクション、 および、 視野と励起領域との関係を説明するための図である。
図 2 3は実施の形態 3のパルスシーケンスを示す図である。
図 2 4は本発明の実施の形態 4の磁気共鳴ィメ一ジング装置のパルスシーゲン スを説明するための図である。
図 2 5は図 2 4に示す実施の形態 4のパルスシーケンスの原理を説明するため の図である。
図 2 6は従来の磁気共鳴ィメ一ジング装置の概略構成を示すプロック図である。 図 2 7は従来の磁気共鳴ィメージング装置におけるパルスシーケンスを説明す るための図である。
図 2 8は計測空間を説明するための図である。
図 2 9 A， 2 9 Bは本発明の原理を説明するための図である。
発明を実施するための最良の形態
以下、 本発明について、 発明の実施の形態 （実施例） とともに図面を参照して 詳細に説明する。
なお、 発明の実施の形態を説明するための全図において、 同一機能を有するも のは同一符号を付け、 その繰り返しの説明は省略する。
(実施の形態 1 )
図 1は本発明の実施の形態 1の磁気共鳴ィメ一ジング装置の概略構成を示すブ ロック図であり、 1 0 1は静磁場発生マグネット、 1 0 2は傾斜磁場発生コィル、 1 0 3は被検体、 1 0 4はシーケンサ （パルスシーケンス制御部） 、 1 0 5は傾 斜磁場電源、 1 0 6は高周波パルス発生器、 1 0 7はプローブ、 1 0 8は受信器、 1 0 9は計算機 （画像再構成部） 、 1 1 0はディスプレイ、 1 1 1は記憶媒体、 1 1 2はシムコイル、 1 1 3はシム電源を示す。
図 1において、 静磁場発生マグネット 1 0 1は静磁場を発生 （生成） するため の周知のマグネットであり、 たとえば、 永久磁石 or超電導マグネットを用いる。 傾斜磁場発生コイル 1 0 2は傾斜磁場を発生するための周知のコイルであり、 たとえば、 被検体 1 0 3の体軸方向を Z軸方向、 この Z軸と直交する面内の位置 を特定するための座標として、 互いに直交する X軸および Y軸を設定するときに、 X軸， Y軸， Z軸の各軸方向に所定の傾斜を有する線形傾斜磁場 G x , G y , G zを発生する。
また、 この傾斜磁場発生コイル 1 0 2は傾斜磁場電源 1 0 5に接続されており、 この電源から供給される電流に対応する磁場を発生する。
シーケンサ 1 0 4は、 動作順番等を予め設定しておくことができる周知のシー ケンサであり、 たとえば、 計算機 1 0 9で組まれた測定のシーケンスをデータと して受け取り、 このデータに基づく順番で高周波パルス発生器 1 0 6、 受信器 1 0 8、 シム電源 1 1 3および記憶媒体 1 1 1等に動作信号を出力することにより、 装置の制御を行う。
傾斜磁場電源 1 0 5は、 周知の電源であり、 たとえば、 前述する X軸， Y軸， Z軸方向の各傾斜磁場発生コイル 1 0 2を駆動するための 3台の電源より構成さ れ O o
高周波パルス発生器 1 0 6は計測断面の位置を選択するための周知の選択励起 高周波パルスを発生するための回路であり、 たとえば、 基準となる高周波を発生 する周知のシンセサイザ一と、 このシンセサイザ一が発生した高周波を所定の信 号に変調するための変調回路と、 変調された電気信号を増幅するためのアンプと から構成される。
プローブ 1 0 7は高周波パルス発生器 1 0 6で発生したパルスを磁場に変換し て被検体に導き照射すると共に、 被検体から放出される信号 （エコー信号もしく はエコー） を受波し、 受信器 1 0 8に導くためのコイルである。
受信器 1 0 8は被検体 1 0 3から放射されプローブ 1 0 7で導かれたエコーを 検出 （検波） し、 この結果をデジタル信号に変換した後、 計算機 1 0 9に出力す るブロックであり、 電気信号をデジタル情報に変換する周知の A ZD変換器から 構成される。
計算機 1 0 9は周知の情報処理装置 （演算処理部） であり、 たとえば、 前述す る測定のシーケンスを組みデータとして出力すると共に、 エコーに基づいて断層 像等の構成を行う。
ディスプレイ 1 1 0は計算機 1 0 9から出力される映像信号を表示するための 周知の表示装置である。
記憶媒体 1 1 1は計測したエコー、 断層画像、 測定条件およびシーケンス等を 記憶しておくための周知の記憶装置であり、 たとえば、 磁気ディスク装置、 半導 体メモリ、 光磁気記憶装置、 磁気テープ装置等を用いる。
シムコイル 1 1 2は静磁場発生マグネッ 卜 1 0 1が発生する静磁場の均一性を 保っための磁場を発生させるためのコイルであり、 シム電源 1 1 3から電流を供 給される。
シ厶電源 1 1 3は、 シーケンサ 1 0 4の出力に基づいてシ厶コイル 1 1 2に電 流を供給する、 周知の電源である。
なお、 本実施の形態 1の磁気共鳴イメージング装置では、 従来の装置と同様に、 計算機 1 0 9で組まれた測定のシーケンスのデータの内、 特に高周波磁場、 傾斜 磁場、 信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ぶも のとする。
図 2は本実施の形態 1のシーケンサの概略構成を示すブロック図であり、 4 0 1は空間分解能制御部、 4 0 は傾斜磁場強度制御部、 4 0 3はコントローラを 示す。
図 2に示すシーケンサは、 高周波パルス発生器 1 0 6、 受信器 1 0 8、 シム電 源 1 1 3、 傾斜磁場電源 1 0 5および記憶媒体 1 1 1を後述する手順で制御する ことによって、 リードァゥ卜傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる 空間分解能よりも、 画像の空間分解能を高くできる。
次に、 動作の概要を示すと、 まず、 空間分解能制御部 4 0 1が高周波パルス発 生器 1 0 6と傾斜磁場電源 1 0 5とを制御して、 撮影する画像の空間分解能が設 定される。
次に、 傾斜磁場強度制御部 4 0 2が傾斜磁場電源 1 0 5を制御して、 エコー計 測時のリードァゥト傾斜磁場強度を設定する。 ただし、 傾斜磁場強度制御部 4 0 2は、 同時に受信器 1 0 8も制御してエコーの計測も行う。 この時、 リードァゥ ト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空間分解能が、 空間分解能 制御部 4 0 1にて設定した空間分解能よりも低くなる、 即ち、 粗くなるようにす な。
図 3は空間分解能制御部において設定される空間分解能と、 傾斜磁場強度制御 部において設定されるリ一ドアゥト時の空間分解能との関係を説明するための図 である。
図 3は簡略化のた 2次元で表示しており、.空間分解能制御部 4 0 1に於いて 被検体内部を等間隔の縞状に励起した場合を例として示している。
5 0 1は縞の幅、 5 0 2は縞の間隔、 5 0 3はエコーを 1次元逆フ一リェ変換 して得られるプロジ クシヨン （投影図） を示す。
また、 図 3に矢印で示す座標軸は、 横軸がリードアウト方向、 縦軸が投影方向 を示す。
プロジヱクシヨン 5 0 3上の目盛り 「B」 はリードアウト傾斜磁場とサンプリ ング期間とにより決まる空間分解能である。
リードァゥト傾斜磁場強度とサンプリング期間とにより決まる空間分解能を、 縞の間隔 5 0 2と等しくとってエコーを計測し、 その中の 1つのエコーを逆フ一 リエ変換して得られたプロジヱクシヨン 5 0 3の空間分解能は、 縞の間隔 5 0 2 に等しいが、 含まれている画像情報は励起されている縞の部分だけの情報である ため、 プロジヱクシヨン 5 0 3の空間分解能は縞の幅 5 0 1に等しいといえる。 したがって、 得られたプロジヱクシヨンを画像として表示する際には、 リード ァゥ卜傾斜磁場の強度とサンプリング期間とで決まる空間分解能の最小単位、 す なわち、 図 3における縞の間隔 5 0 2を 1 ピクセルとするのではなく、 縞の幅 5 0 1を画像の 1 ピクセルの幅とする。 これにより、 リードァゥト傾斜磁場強度と サンプリング期間とで決まる空間分解能 5 0 2よりも高い空間分解能の画像を得 ることができる。
ただし、 この図に示すような 1回の計測では、 被検体の一部のプロジヱクショ ンしか計測できない。
したがって、 被検体全体のプロジュクシヨンを計測するために、 縞全体の位置 を任意に変化させながらェコ一の計測を繰り返すことが必要となる。
その繰り返しの一例を示したのが図 4であり、 5 0 4， 5 0 5 , 5 0 6はそれ ぞれ、 1回目、 2回目、 1 6回目のパルスシーケンスの実行により計測されたェ コ一の 1つを、 逆フーリエ変換して得られたプロジヱクションを示す。
即ち、 これは、 スライス群を X軸上に投影した像を示す。 目盛り 「B」 は図 2 の場合と同じである。 一方、 5 0 7は 1回目から 1 6回目までで得られる各プロジヱクシヨンを合成 して得られた完全な 7"ロジヱクションである。
この例では、 2回目以降の各シーケンス実行の際、 直前の計測で励起された縞 に対して縞全体の位置が縞の幅の整数倍だけシフトするように励起を行う。 図 4 は 1つの縞の幅だけ順次シフトした例を示す。
このとき、 縞の間隔が縞の幅の m倍なら、 合計 m回パルスシーケンスの実行を 繰り返す、 すなわち、 図 4に示すように、 縞の幅と縞の間隔の比が 1 ： 1 6の場 合には、 まず、 合計 1 6回、 パルスシーケンス実行を繰り返す。
次に、 計測したエコーそれぞれに逆フーリエ変換を施してプロジヱクション 5 0 4〜5 0 6を作成し、 重ね合せることにより、 被検体全体のプロジヱクション 5 0 7が合成できる。
このときのプロジヱクシヨンの 1 ピクセルは、 リードアウト傾斜磁場の強度と サンプリング期間とで決まる空間分解能の最小単位すなわち縞の間隔 5 0 2では なく、 縞の幅 5 0 1である。 縞の幅 5 0 1は高周波磁場とリードァゥ卜傾斜磁場 とで決まる空間分解能である。
スピンエコー法などの従来法では、 リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリン グ期間とで決まる空間分解能 5 0 2力画像の空間分解能になる。 従って、 プロジ ェクシヨン 5 0 7と同じ空間分解能を得るためには、 式 （3 ) よりリードァゥト 傾斜磁場強度を強くして、 傾斜磁場の強度とサンプリング期間とで決まる空間分 解能 5 0 2を縞の幅 5 0 1と等しくする必要がある。
すなわち、 図 4に示すように縞の幅 5 0 1と縞の間隔 5 0 2との比が 1 ： 1 6 の場合には、 従来法では傾斜磁場強度を 1 6倍強くする必要がある。
次に、 図 5に本実施の形態 1の磁気共鳴ィメ一ジング装置の動作を説明するた めのパルスシーケンスを示し、 以下、 この図に基づいて、 本実施の形態 1の磁気 共鳴イメージング装置の空間分解能制御部 4 0 1のリードアゥト方向における画 像の空間分解能を設定する方法について説明する。
図 5において、 R Fは高周波磁場、 6 0 1は空間分解能制御部分、 6 0 2は R Fノ、"ルス、 6 0 3は励起用傾斜磁場パルス、 6 0 4は 1 8 0度パルス、 6 0 5は リードアウト傾斜磁場パルス、 6 0 6はエコー、 6 0 8は傾斜磁場強度制御部分、 G x , G y , G zは前述するようにそれぞれ x， y , z軸方向の傾斜磁場を示し、 このときのリードア ト方向は X方向である。
複数個の R Fパルス 6 0 2により励起された磁化は、 1 8 0度パルスにより反 転される。 そして、 リードアウト傾斜磁場によりリフ 一ズ （位相反転） され、 エコー 6 0 6を発生する。
本実施の形態 1では、 励起パルス 6 0 2により複数回にわたって励起が行われ ているので、 複数個のエコー 6 0 6が生成される。 一般にエコー 6 0 6の数は励 起に用いられた R Fパルス 6 0 2の個数と等しい。 また、 一番目のエコー 6 0 6 は最後に照射された R Fパルス 6 0 2により発生したエコー 6 0 6であり、 最後 のエコー 6 0 6は一番目に照射された R Fパルス 6 0 2により発生したエコー 6 0 6である。
通常、 リ一ドアゥト傾斜磁場パルス 6 0 5の強度は励起用傾斜磁場パルス 6 0 3と等しくし、 リードアゥト傾斜磁場パルス 6 0 5の印加開始時間を調整して、 対応する R Fパルス 6 0 2とエコー 6 0 6とのそれぞれの中心が、 1 8 0度パル スの照射中心に対して時間的に対称になるようにする。 このようにすることによ り、 各エコー 6 0 6は静磁場不均一の影響を受けていないスピンエコーとなる。
R Fパルス 6 0 2とエコー 6 0 6との対応関係から、 各エコー 6 0 6のエコー 時間はそれぞれ異なり、 早く計測されたエコー 6 0 6ほどェコ一時間が短 、。 従って、 各エコー 6 0 6は T 2強調度が異なっており、 後のエコーほど T 2強 調度が大きく、 エコー強度が小さくなる。 それ以外では、 渦電流などの装置特性 の影響の受けかたが若干異なってはいるが、 基本的に各エコーの性質は同じであ る。
また、 図 6に示すように、 1 8 0度パルス 6 0 4を照射せず、 反転させたリー ドアゥト傾斜磁場 6 0 7を用いることにより、 エコーを計測してもよい。
このエコーはグラディエントエコーと呼ばれる。 1 8 0度パルスを用いれば静 磁場不均一の影響を受けないズピンエコーを得ることができるが、 1 8 0度パル スの照射のために通常数 msの余分な時間が必要になる。
しかしながら、 図 6のような構成にすることにより、 各エコーのエコー時間を 短縮でき、 エコーの S N比を向上できる。 空間分解能制御部分 60 1は、 X方向の励起用傾斜磁場パルス 6 03印加中に 複数個の RFパルス 602を照射する構成になっている。 この構成自体は周知の 方法であり、 詳細は特公平 6— 34784号公報に記載されている。
前述する磁場 602, 603を被検体 1 03に印加することにより、 図 7の太 線で示すように、 被検体内 7 0 1の励起領域は X方向に垂直なスライス群 702 になる。
なお、 各スライスは等間隔で厚さが等しくなる。
次に、 図 8に、 図 7に示すスライス群の発生原理を説明するための図を示し、 以下、 この図に基づいて、 スライス群の発生原理を説明する。
図 8において、 左の列の波形をフーリエ変換すると右の列のようになる。 左の 列は RFパルスの形状を、 右の列はそれに対応した周波数分布を示す。 図 8の縦 軸は強度、 横軸は左の列が時間、 右の列が周波数である。
次に、 左の列に於いて、 s i n c関数 3山の波形 80 1に対して、 時間的に無 限の等間隔パルス列 803とのたたみこみ演算 （*) 802をとり、 さらに矩形 波 805との積 （X) 804をとると、 s i n c関数 3山の時間的に有限な列 8
06になる。 806が図 5のパルス 602に相当する。
ここで、 s i n c関数 3山の波形 80 1の幅を 「a」 、 パルス列 803の間隔 を 「b」 、 矩形波 805の幅を b X n (nは正の整数） とすると、 s i n c関数 列 806の間隔は 「b」 、 各 s i n c関数の印加時間は 「a」 になる。
前述するそれぞれの波形に対してフーリエ変換を行うと右の列に示した波形に なり、 たたみこみ演算 802は積 808に、 積 804はたたみこみ演算 8 1 0に 変換される。
また図 8より、 RFパルス列 806を照射した場合の周波数分布は、 等間隔の 有限な s i n c関数列 8 1 2になることが分かる。 ただし、 矩形波 807の周波 数帯域は 4Za、 パルス列 809の間隔は 1 Zb、 s i n c関数 8 1 1の主ロー ブの幅は 2/ (b xn) である。 2Z (bxn) が図 4の 50 1に、 1/bが図 4の 502に相当している。
また、 s i n c関数 8 1 2のサイドローブを無視すれば、 周波数分布は 2 Z (b n) の幅をもつパルスの列と考えられる。 以上の説明では、 RFパルスとして 3山の s i n c関数を用いたが、 山の数を 増やした s i n c関^の形状を改良した最適化パルスを用いてもよい。
なお、 本願明細書中において、 最適化パルスとは、 矩形波の歪みができるだけ 少くなるように R Fパルスの波形を最適化したパルスである。
具体的には、 例えば、 「S. Conolly et al., Optimal Control Solutions to the Magnetic Resonance Selective Excitation Problem IEEE Trans, on Med. Imag., Vol. MI - 5, No. 2, pp. 1 06 - 1 1 5, 1 9 86」 に記載されてい る波形を用いることができる。 このような最適化したパルスを用いることにより、 画像のシエーディングを抑えることができる。
s i n c関数の山の数を 「s」 （sは正の奇整数） とすると、 矩形波 807の 周波数帯域は （s+ 1) /aになる。 「s」 が大きいほど矩形波 807の形状の 歪みが小さくなるが、 同じ周波数帯域を実現するための照射時間 「a」 が長くな るので、 パルス間隔 「b」 の自由度が小さくなる。 「s」 は、 通常の撮影では 3 でよい。
しかしながら、 矩形波 807の歪みは画像のシヱ一ディングになるため、 画質 の劣化が激しい場合には、 山の数を増やすか、 あるいは最適化パルスを用いる。
RFパルス列 806の照射時に傾斜磁場を印加して、 被検体内に共鳴周波数の 傾斜をもたせておけば、 被検体内の励起領域は、 図 7に示すように傾斜磁場を印 加した方向に垂直で等間隔なスライス群になる。
この励起の様子をプロジヱクシヨン像で示すと図 4に示した通りであり、 スラ イスの厚さ 50 1は、 2/ (bxn) 、 間隔 502は 1/bである。 傾斜磁場強 度を Gxとすると、 リードアウト方向の励起領域の厚さ Wは下記の式 （4) とな
W= (s + 1 ) /a/ (r xGx) (4) また、 リードアウト方向の空間分解能即ちスライスの厚さ dは、 下記の式 （5) となる。
d = 2/ (b xn) / (r xGx) (5) ただし、 スライスの間隔 502は lZbZ (7 xGx) になる。
エコー計測時には、 リードァゥ卜傾斜磁場強度とサンプリング期間とで決まる 空間分解能 AWxを、 このスライスの間隔 502と等しく、 下記の式 （6) とす る o
厶 Wx= \/ >/ (r xGx) (6) ここで、 式 （1) の関係を用いると、 RFパルスの間隔 bとサンプリングレー ト Δ ΐ、 サンプリング点数 Νの関係は下記の式 （7) となる。
b = A t XN (7) 各 RFパルスのフリップ角は、 約 90 Zn度とし、 RFパルス全体のフリップ 角が、 スピンエコー法と同じようにほぼ 90度になるようにする。 但し、 十分な 繰り返し時間を待たずに同じスライスを励起する場合には、 R Fパルス全体のフ リップ角が 90度よりも小さい角度になるようにした方が、 2回目以降の信号減 衰が小さくなり、 エコーの SN比が向上する。
被検体全体の画像を抜けがないよう撮影するためには、 スライス群の位置を変 化させながらエコーの計測を繰り返す必要がある。 スライス群の位置は、 RFパ ルス列を照射する際に用いる搬送波の周波数を変化させることでシフトできる。 例えば、 先に励起したスライスに隣接したスライスを励起させる場合には、 ス ライスの厚さに相当する周波数 2Z (bxn) だけ搬送波周波数を変化させれば よい。
即ち、 図 9に示すように、 RFパルス列 90 1の搬送波周波数が f 。 であり、 それによる励起プロファイル （プロジヱクション 503に対応） が 902であつ たとすると、 RFパルス列 903の搬送波周波数を f 。. + 2/ (bxn) とすれ ば、 励起プロファイル 904は、 励起プロファイル 902に対して 2 Z (b X n) だけシフ卜する。
このときスライス間隔 502が lZbなので、 搬送波の周波数を 2/ (b X n) ずつ変化させながら、 合計 nZ2回の計測を繰り返せばリードァゥト方向の 全ての情報が得られる。
スライスの位置をシフ卜させる別の方法として、 静磁場強度を変化させる方法 力める。
これは、 図 1に示すシーケンサ 1 04により制御されたシム電源 1 1 3とそれ に接続されるシムコイル 1 1 2とにより実現される。 静磁場強度の変化 ΔΗと共鳴周波数の変化 Δ f との間には、 対象とする核種 (通常はプロトン） の磁気回転比をァとすると、 下記の式 （8) の関係がある。
厶 f = 7 XAH (8) 従って、 シムコイル 1 1 2に流す電流を変化させ、 下記の示す式 （9) を満す ΔΗだけ静磁場強度を変化させることにより、 スライスの位置をスライス 1枚の 厚さだけシフトできる。
7 ΧΔΗ= 2/ (b n) (9) これにより、 図 8の 8 1 2の山が 1パルスシフ卜することになる。
スライス位置をずらす上記 2つの方法は、 本発明の各実施例に対して適用され る。
次に、 図 1 0に 2次元画像を撮影するためのパルスシーケンスの一例の図を示 し、 以下、 この図に基づいて、 前述する空間分解能制御方法を用いて 2次元の画 像を撮影する方法について説明する。
この例は、 画像再構成にフーリエ変換法を用いるパルスシーケンスであり、 磁 化に y方向の位置情報を付与するディフヱーズ用傾斜磁場パルス 1 22と位相ェ ンコード傾斜磁場パルス 1 23、 z方向の位置情報を付与するスライス選択傾斜 磁場パルス 1 2 1のそれぞれを図 4に示すパルスシーケンスに付け足したもので あ
1 80度パルス 604と同時にスライス選択傾斜磁場パルス 1 2 1が印加され ることにより、 z軸方向の一部分の磁化のみが選択的に反転され、 z軸に垂直な スライスが決定される。 この反転された磁化だけが、 リードアウト傾斜磁場パル ス 6 05によりリフェーズされ、 エコー 606を結ぶ。
従って、 z方向の特定の断面だけの情報が得られる。 そのときの位置と厚さと は、 1 80度パルス 604の搬送波の周波数とスライス選択傾斜磁場パルス 1 2 1の強度により自由に調節することが可能である。
例えば、 1 80度パルスの波形が m山の s i n c関数の場合、 断面の位置 zと おおよその厚さ厶 zは、 下記の式 (1 0) , (1 1 ) となる。
z二 （f 一 " ） Z ( G z) · · · · (1 0) 厶 z = (m+ 1 ) / (ァ XG z X t) . . * · (1 1) ただし、 f は搬送波周波数、 f 。 は共鳴周波数、 yは磁気回転比、 G zはスラ イス選択傾斜磁場パルスの強度、 tは 1 80度パルスの照射時間である。
ディフヱ一ズ用傾斜磁場パルス 1 22と位相ェンコ一ド傾斜磁場パルス 1 23 の印加により、 磁化は y方向の位置情報を付与され、 エコーは k空間 （計測空 間） を図 1 1に示すように走査する。 すなわち、 ディフヱーズ用傾斜磁場パルス 1 22により第 1エコーは k y軸の負の方向に位置し、 位相エンコード傾斜磁場 パルス 1 23によるリフヱ一ズによりエコー毎に正の方向へ移動する。
また、 位相エンコード傾斜磁場パルス 1 23力く連続的に印加されているので、 エコーは k空間上を斜めに走査する。 ディフヱーズ用傾斜磁場パルス 1 22が位 相エンコード傾斜磁場パルス 1 23によりキャンセルされた点で、 エコーは kx 軸と交わる。 なお、 位相エンコード傾斜磁場パルス 1 23の変わりにこれを反転 させて RFパルス 60 2の照射とともに印加しても同じ位相エンコードとしての 効果を得ることができる。
y方向の視野 Wyは、 位相エンコード傾斜磁場パルス 1 22の強度 Gyとェコ —間隔 bで決まり、 下記の式 （ 1 2) で与えられる。
Wy = 1 / (r xGy x b) (1 2) また、 y方向の空間分解能厶 yは、 エコーが k yをどれだけ広く走査するかに かかわつている。 例えば、 k X軸に対して対称になるように n y個のエコーを計 測した場合では、 下記の式 （1 3) となる。
Ay =Wy n y (1 3) また、 k x軸に対して片方に 4個もう片方に 1 6個のエコーを配置し、 ハーフ フーリエ変換を行って 32エコーと等価な画像を作成した場合には、 下記の式 (1 4) となる。
Ay=WyZ32 (1 4) 被検体 1 03全体の画像を撮影するためには、 前述したのと同様にスライス群 の位置を変化させながらパルスシーケンスの実行を繰り返す。 すなわち、 計 nZ 2回の計測を繰り返せばリードァゥト方向の全ての情報が得られる。 これにより、 n/2個の図 1 1に示す 2次元のエコーセットが得られる。
次に、 図 1 2に 2次元のエコーセッ卜から画像を再構成する方法を説明するた めの図を示し、 以下、 この図に基づいて、 画像の再構成の方法を説明する。
画像再構成は、 各訏測で得られた 2次元のェコ一セッ トを 2次元逆フ一リェ変 換してから合成することにより行われる。
図 1 2において、 1 3 1は視野あるいは再構成画像、 1 3 2， 1 3 3はそれぞ れ 1回目 （図 4， 5 0 4 ) と 2回目 （図 4， 5 0 5 ) の計測で得られたエコーセ ッ 卜を 2次元逆フーリエ変換して得られた部分画像、 1 3 4， 1 3 5はそれぞれ リードァゥト傾斜磁場と位相ェンコ一ド傾斜磁場の強度とで決まる 1 ピクセルの 幅、 1 3 6は再構成された画像のリ一ドアゥト方向の 1 ピクセルの幅を示す。 な お、 再構成画像の位相ェンコ一ド方向の 1 ピクセルの幅は 1 3 5である。
まず、 1回目の計測で得られたエコーセットを 2次元逆フーリエ変換して部分 画像 1 3 2を作成する。 部分画像 1 3 2の各列は再構成画像の対応する列へ配置 される。 同様にして 2回目以降の計測で得られたエコーセッ卜も再構成画像上へ 配置されていく。 n Z 2個目のエコーセットまでこの処理が行われれば、 画像再 構成は終了する。
エコーが k空間上を斜めに走査しているため、 高速フーリエ変換を適用するに は座標変換が必要である。 そのまま適用しても画像再構成はできるが、 わずかな 歪みが生じる。
したがって、 位相ェンコ一ド傾斜磁場パルスを各エコーの間にプリップ (bl ip) 状に印加することにより、 k空間上を水平に走査できるので、 高速フーリエ変換 をそのまま適用できる。
ただし、 このときにはエコー間に時間的な隙間がないので、 エコーの両端を若 干捨てなければならなくなる。
前述する手順により得られる画像をディスプレイ 1 1 0に表示する際には、 通 常は、 全ての画像再構成処理が終了してから表示する。 あるいは、 パルスシーケ ンスの繰り返し毎に得られた部分画像をそれが得られた時点で表示してもよい。 後者の場合、 高速な信号処理系と表示系とを用いることにより、 繰り返し毎に徐 徐に表示を高分解能化していくことが可能になる。
被検体が視野からはみ出している場合には画像に折り返し （al ias ing) が発生 する。 ただし、 リードアウト方向には、 R Fパルスにより励起領域の幅が調整で きるため、 その幅を視野よりも小さくしておくことにより、 折り返しの問題は防 ぐことができる。
あるいは、 サンプリングレートを上に示した方法で決めた値よりも小さく し、 かつ、 サンプリング点数をその分だけ増やしエコー計測時間を一定にしてエコー を計測することにより、 視野を大きくできる。 通常は、 サンプリング点を 2倍、 サンプリ ングレートを 1 Z 2にする。
一方、 位相エンコード方向には、 励起パルスによる領域の選択やエコー数を増 やしての視野拡大ができないため、 撮影に先立って領域選択用のパルスシーゲン スを実行しておく。
このパルスシーケンスの例を図 1 3に、 被検体と視野との関係を図 1 4に示す。 図 1 4において、 Xはリードアウト方向、 yは位相エンコード方向を示す。 領域選択部分 2 4 7は、 まず、 R Fパルス 2 4 1と傾斜磁場パルス 2 4 2とに より y方向の視野 1 4 2の外側領域 1 4 5のみを励起し、 クラッシャ一傾斜磁場 パルス 2 4 3により、 この外側領域 1 4 5を飽和させ、 信号の出ない状態とする。 次に、 同様に R Fパルス 2 4 4と傾斜磁場パルス 2 4 5とにより、 y方向の視 野 1 4 2の外側領域 1 4 6のみを励起し、 クラッシャ一パルス 2 4 6により、 こ の外側領域 1 4 6を飽和させ、 信号の出ない状態とする。
なお、 飽和させたい領域は、 R Fパルスの搬送波周波数を変えることにより任 意に選択できる。 特に、 飽和させたい領域が傾斜磁場の原点に対して対称である 場合には、 搬送波周波数を一定にして傾斜磁場パルス 2 4 2 , 2 4 5の極性を反 転させてもよい。
なお、 図 1 3に示すパルスシーケンスでは励起を 2回に分けて行った力 \ 励起 プロファイルが外側領域 1 4 5 , 1 4 6だけになるような R Fパルスを用いるこ とにより、 1回の励起とクラッシャ一傾斜磁場パルスの印加とで視野外の飽和を 行うことが可能である。
このような R Fパルスの波形は、 最も簡単には、 励起プロファイルを逆フ一リ ェ変換することにより作成できる。
以上の方法で、 視野外となる外側領域 1 4 5， 1 4 6を信号の出ない状態にす ることにより、 位相ェンコ一ド方向の励起可能な領域を視野の範囲だけに絞るこ とができる。 したがって、 .その直後に撮影を開始することで、 折り返しの問題は なくなる。
また、 位相エンコード方向の領域選択を行う別の方法としては、 図 1 0の 1 8 0度パルス 6 0 4と傾斜磁場パルス 1 2 1とを用いて z方向の領域選択を行う代 わりに、 図 1 0の 6 0 1， 6 0 8のパルスシーケンスの間に図 1 5に示すように 2個の 1 8 0度パルス 2 6 1と 2 6 3を用いる方法もある。 この方法では、 まず 1 8 0度パルス 2 6 1と傾斜磁場パルス 2 6 2とにより位相エンコード方向の視 野の範囲を選択し、 次に、 1 8 0度パルス 2 6 3と z方向の傾斜磁場パルス 2 6 4とによりスライス方向の選択を行う。
この他に、 1個の RFパルスにより 2次元の領域を選択する方法を用いること もできる。 この方法の詳細については、 文献 「C. J. Hardy and H. E. Cline, "Spatial Localization in Two Dimensions Usin 證 Designer Pulses, J. of Magn. Reson.， vol. 8 2， pp. 6 4 7 - 6 54, 1 9 8 9」 を参照されたい。 図 1 0に示すパルスシーケンスでは y方向の空間分解能やピクセノレ数は、 ェコ 一の数により制限を受ける。 したがって、 エコーの数が不足する場合には、 計測 を複数回に分けてェコ一の数を増やす k空間分割計測法を用いることができる。 これは、 k空間を k y方向に分割し、 複数回に分けて計測を行なうものである。 この場合のパルスシーケンスを図 1 6に、 k空間の走査方法を図 1 7に、 計測 の流れ図を図 1 8に示す。
この場合のパルスシーケンスは、 図 1 0のパルスシーケンスのディフヱーズ用 傾斜磁場パルス 1 2 2の代わりに、 可変ディフヱーズ用傾斜磁場パルス 2 8 1を 用い 。
まず、 この可変ディフェーズ用傾斜磁場パルス 2 8 1を、 k空間上の走査位置 が図 1 7に示すように 1番下の位置になるよう設定し （7 1 0) 、 1回目の計測 を行う。 なお、 ここでの計測は、 スライス群の位置をシフ ト （移動） させながら シーゲンスの実行を繰り返す。
すなわち、 まず、 スライス群の位置を任意の最初の位置に設定して （7 1 1 ) 計測を行い （7 1 2) 、 次に、 すべてのスライス群の計測が終了するまで （7 1 3) スライス群の位置をシフトさせながら （7 1 4) 計測を繰り返す。 以後、 可 変ディフ 一ズ用傾斜磁場パルス 2 8 1を、 走査位置が各計測のスタート位置に なるように設定し （ 1 6) 、 必要な回数だけ同様に計測を繰り返す （7 1 5) 。 次に、 本発明の装置を被検体の微細構造を抽出するマイクロスコピーに適用す る場合を例に、 リードァゥト方向の空間分解能 5 0 umの画像を撮影するパルス シーゲンスの具体的なパラメータにっ 、て説明する。
ここでは、 図 1 0に示すパルスシーケンスで、 RFパルスに 3山の s i n c関 数を用いるものとする。
励起領域の厚さを視野とし Wx= 2 5. 6 mm, 励起用傾斜磁場パルス 6 0 3の 強度とリードァゥト傾斜磁場パルス 6 0 5の強度とを等しく Gx = 3 OmT/m と すると、 RFパルス 1個の照射時間は a= 1 2 2. 3 3 1 sec となる。
分解能が 5 0〃mであるから 6 0 2全体の印加時間 （b xn) は、 （5) 式よ り 2ZdZ (r xGx) = 3 1. 3 1 66 msとなり、 RFパルスの数 nを 6 4と すると、 b = 4 8 9. 3 2 2 / sec となる。
また、 スライスの間隔 1ノ bZ (r XGx) はリードアウ ト傾斜磁場パルスの 強度とサンプリング期間とで決まる空間分解能 AWxと等しく 1. 6mmになり、 視野内のスライスの数は 1 6である。
z方向の厚さを 2譲とし、 1 8 0度パルスの形状を s i n c関数 3山、 照射時 間を 2msとすると、 スライス選択傾斜磁場パルスの強度 G zは、 4/ Ox t x Δ ζ) = 2 3. 4 8 7mTZmになる。
サンプリング点数 Nは Wx/AWx= 1 6で、 サンプリングレー卜厶 tは bZ N= 3 0. 5 8 26 jus である。
本実施の形態においては、 6 4個の RFパルスを照射しているので、 エコーは 64個計測される。 この 6 4個のエコーで y方向全体の情報を得ることとし、 y 方向のピクセル数を 6 4とする。
y方向の視野 Wyを Wxと等しく 2 5. 6議とすると、 y方向の空間分解能は Wy/ 6 4 = 4 0 0 zm になる。 この時、 位相ェンコ一ド傾斜磁場パルスの強度 Gyは 1 Z (ァ X b xWy) = 1. 8 7 5mT/mである。
RFパルスのフリップ角は 9 0度ノ 6 4 = 1. 4度である。 励起開始からェコ 一計測終了までの時間は、 励起時間とエコー計測時間がそれぞれ約 3 lms, 1 8 0度パルスの照射時間が 2 msなので、 その他傾斜磁場パルスの立ち上がり時間を 入れても、 約 7 Omsである。
被検体全体の情報を得るために既述した方法のいづれかでスライスの位置をシ フトさせながら、 以上に示す計測を繰り返す。
ただし、 繰り返し回数は、 スライスの間隔が 1. 6 mmで、 スライスの厚さが 5 0 なので、 3 2回である。
また、 シフ ト量はスライスの厚さと等しく 5 0〃mであり、 これは、 RF くル スの搬送波の周波数にして 2ノ (b X n) - 6 3. 8 6 3 8 Hzになる。 繰り返し 毎に異なる領域を励起するため、 計測の繰り返しに際しては、 磁化の回復の待ち 時間は不要である。 従って、 全体の計測時間は約 7 Omsx 3 2 = 2. 2 4 sにな る
以上に示す計測により、 視野 2 5. 6議 X 2 5. 6mm, 空間分解能 5 0 fim x 4 0 0 / m , ピクセル数 2 5 6 X 6 4の画像が、 非常に高速な撮影時間 2. 2 4 sで得られる。
以上説明したように、 本実施の形態 1の装置を用いることにより、 Gx= 3 0 mT/m という強度の弱い傾斜磁場を用いて計測できるので、 従来困難であった人 体に対するマイクロスコピーが実現できる。
すなわち、 従来のスピンエコー法で同じ空間分解能の画像を撮影するためには、 リ―ドアゥト方向に 1 6倍の強度すなわち 4 8 OmT/mの傾斜磁場が必要であり、 人体を対象にしたボア径の大きな装置では実現できない。
また、 FDA (米国食品医薬品局） の装置安全基準によると、 1 2 0 s以上 の印加時間をもつパルスの磁場の時間変化率 dB/dtは、 2 0 T/s とされている。 したがって、 4 8 OmT/mの傾斜磁場を発生させた場合、 例えば、 原点から 2 0 cmの位置の磁場強度は 9 6mTになる。 基準に従ってこの磁場を発生させると 4. 8msもの時間を要し、 その待ち時間のために信号が減衰したり、 撮影時間が長く なる等の問題が生じる。
これに対して、 本実施の形態 1の装置では、 前述するように、 強力な磁場を必 要としないので、 人体に対してマイクロスコピーを実施できる。
人体のマイクロスコピーは、 現在のところ有効な撮影方法がないために、 内耳 の微細構造の描出、 整形外科領域における肩や肘 ·膝の関節の撮影等が主に研究 レベルで行われてい にすぎない。
しかしながら、 本実施の形態 1の装置によれば、 臨床用の MR I装置をこれら の応用分野に適用できるようになる。 また、 被検体の微細構造の描出が可能なた め、 現在のところ X線で行われているマンモグラフィゃ、 骨粗鬆症の診断に代わ る装置としての利用も可能である。 本発明の装置は磁気共鳴を用いているので、 X線における被曝がなく人体への副作用がないため、 検診を行いやすいという利 点がある。
次に、 本実施の形態 1の装置を通常の空間分解能の撮影に適用して、 非常に低 いリードアウト傾斜磁場で高速に画像を撮影する方法について、 そのパルスシー ケンスの具体的なパラメータを説明する。 パルスシーケンスは図 1 0と同じであ る。
リードアウト方向の空間分解能は lmmとし、 RFパルスは 3山の s i n c関数 を用いるものとする。
励起領域の厚さを視野とし Wx= 2 56mm、 励起用傾斜磁場パルス強度とリー ドアゥト傾斜磁場パルスの強度を等しく Gx= 3mTZm とすると RFパルス 1個 の照射時間は a 1 22. 33 1 m となる。
分解能が lmmであるからパルス 602全体の印加時間 （bxn) は、 2/dZ (r xGx) = 1 5. 6583msとなり、 RFパルスの数 nを 64とすると、 b - 244. 66 1 m となる。
また、 スライスの間隔 (r XGx) はリードアウト傾斜磁場パルスの 強度で決まる空間分解能 ΔλΥχと等しく 32 mmになり、 視野内のスライスの数は 8である。
z方向の厚さを 1 0鲫とし、 1 80度パルスの形状を s i n c関数 3山、 照射 時間を 2msとすると、 スライス選択傾斜磁場パルスの強度 G zは、 4Z (ァ x t X厶 z) =4. 7mT/m になる。
サンプリング点数 Nは WxZAWx = 8で、 サンプリングレート厶 tは bZN = 30. 582 6〃sである。 64個の RFパルスを照射しているので、 エコー は 64個計測される。 y方向の視野 Wyを Wxと等しく 2 5 6匪とすると、 6 4個のエコーで y方向 全体の情報を得るこ とし、 y方向のピクセル数を 64とすると、 y方向の空間 分解能は 4mmになる。 この時、 位相エンコード傾斜磁場パルスの強度 Gyは 1 Z (r X b xWy) = 0. 3 7 διηΤΖιηである。
RFパルスのフリップ角は 9 0度 6 4 = 1. 4度である。 励起開始からェコ 一計測終了までの時間は、 励起時間とエコー計測時間がそれぞれ約 1 6ms、 1 8 0度パルスの照射時間が 2 msなので、 その他傾斜磁場パルスの立ち上がり時間を 入れても、 約 4 0 msである。
被検体全体の情報を得るためにスライスの位置をシフトさせながら以上の計測 を繰り返す。 繰り返し回数は、 スライスの間隔が 3 2 mmで、 スライスの厚さが 1 翻なので、 3 2回である。
シフト量はスライスの厚さと等しく 1議であり、 これは、 RFパルスの搬送波 の周波数にして 2/ (b n) = 1 2 7. 7 2 8 Hzになる。 繰り返し毎に異なる 領域を励起するため、 計測の繰り返しに際して磁化の回復の待ち時間は不要であ る。 従って、 全体の計測時間は約 4 Omsx 3 2 = 1. 2 8 sになる。
以上の計測により、 視野 2 5 6讓 X 2 5 6鯽、 空間分解能 lmmx 4鲫、 ピクセ ル数 2 5 6 X 6 4の画像が、 撮影時間 1. 2 8 sで得られる。
この方法によると、 リードアウト傾斜磁場強度が非常に小さくてよいため、 ほ ぼ全ての MR I装置で超高速に高分解能の画像を撮影することが可能になる。
(実施の形態 2 )
図 1 9は実施の形態 2の空間分解能制御部を用いた撮影方法のパルスシーゲン スを示す図であり、 このパルスシーケンスは、 MR I装置のプロジェクシヨン法 を用いたものである。
このパルスシーケンスでは、 RFパルス 6 02の照射中に傾斜磁場パルス 1 6 1， 1 6 2を印加し、 1 8 0度パルス 6 0 4とスライス選択傾斜磁場パルス 1 2 1により z方向の特定の範囲を反転し、 励起中の傾斜磁場パルス 1 6 1， 1 6 2 と同じ強度のリ一ドアゥト傾斜磁場パルス 1 6 3， 1 6 4を印加してエコー 6 0 6を計測する。 このパルスシーケンスでは、 傾斜磁場パルスの方向が G x + G y で決まる方向となる。 このように、 パルスシーケンスの空間分解能制御部分 6 0 1については、 傾斜 磁場パルスの方向が なる以外は実施の形態 1に記載する方法と原理的に同じで あな o
各エコーを逆フーリエ変換すると、 それぞれ対応する方向のプロジヱクシヨン が得られる。 この時、 1回のパルスシーケンス実行によりエコー時間の異なる複 数のエコーが計測されるため、 同一方向のプロジヱクションが複数できることに なる。
通常、 プロジヱクシヨン法では、 同一方向のエコーは 1つあればよい。 そこで、 例えば、 全て積算して S N比の向上に役立てる、 あるいは、 組織の拡散が大きく て全てを積算しては画質が劣化する場合には、 第 1エコーだけを用いて S N比を 良くするか、 特定のコントラス卜の画像を撮影したい場合にはそのエコー時間の エコーだけを用いる等する。
撮影は、 図 2 0に示すようにこのパルスシーケンスを 2重に繰り返すことによ り行う。 第 1の繰り返し A ( 7 2 0 - 7 2 4 ) は、 特定方向のプロジェクション を計測するために、 スライス群の位置をシフトさせながら行う （ 7 2 4 ) 。
これには、 これまで述べてきたように R Fパルスの搬送波周波数を変化させる c この時は、 G x， G yは一定とする。
第 2の繰り返し B ( 7 2 0 - 7 2 6 ) は、 プロジェクションの方向を変えるた めに、 傾斜磁場パルス G x， G yの強度を変化させながら行う （ 7 2 6 ) 。
第 2の繰り返し Bでは、 傾斜磁場パルス 1 6 1と 1 6 3、 1 6 2と 1 6 4がそ れぞれ同じ強度を保つようにする。 傾斜磁場パルス強度の変化順序は、 各エコー が k空間の原点を通り、 かつ、 k空間全体を走査するようにする。
例えば、 図 1 9に示すように、 Xは正から負へ、 yは 0から正、 そして再び 0 に戻るようにする。 この時、 各エコーは、 図 2 1に示すように k空間上を走査す 繰り返し Aと繰り返し Bとの順序は任意ではある力 通常は、 図 2 0に示すよ うに繰り返し Bの中で、 繰り返し Aを行う。 即ち、 まず、 プロジヱクシヨンの方 向を決め （ 7 2 0 ) 、 繰り返し Aを行ってその方向の完全なプロジヱクシヨンを 計測し、 次にプロジヱクシヨンの方向を変化させて （ 7 2 6 ) 、 また繰り返し A を行う。
繰り返し Aでは、 異なる領域を励起するので、 待ち時間が不要なのに対して、 繰り返し Bでは待ち時間が必要となるので、 このような順序にすれば最小の時間 で撮影が終了できる。
繰り返し Aで計測された各エコーからプロジェクシヨンを作成する方法は、 実 施の形態 1に示す図 1 2で説明した方法に於いて、 X方向のみを用いればよい。 この処理は撮影終了後に行つてもよ 、が、 繰り返し Aが終了する毎にその時点で 行うことにより、 撮影終了後の処理時間が短縮できる。
このときの視野とプロジヱクシヨン、 および、 視野と励起領域との関係は図 2 2のようになる。
図 2 2において、 1 8 1は被検体、 1 8 2は視野、 1 8 3， 1 8 4はそれぞれ 1回目の繰り返し Bの励起スライス群と励起領域、 1 8 5は 2回目の繰り返し B の励起スライス群、 1 8 6は 1回目の繰り返し Bで計測されるプロジヱクション を示す。
前述する手順により得られた各方向のプロジヱクションから画像を再構成する 方法は、 通常の X線 C T装置で用いられている方法と同じでよい。 これには、 例 えば、 逐次近似法、 2次元フーリエ変換法、 フィルタ補正逆投影法等がある。 フ ィルタ補正逆投影法には、 フ一リェ変換によるフィルタ補正法やコンボリューシ ヨン法等がある。 これらの方法については、 木村博一監修、 「最近の医用画像診 断装置」 、 朝倉害店、 1 9 8 8に記載されている。
以上説明したように、 本実施の形態 2の磁気共鳴ィメージング装置においても、 実施の形態 1に示すように、 強力な磁場を被検体に印加することなく高分解能の 画像を撮像できるので、 人体に対してもマイクロスコピーが適用できる。
(実施の形態 3 )
図 2 3は実施の形態 3のパルスシーケンスを示す図であり、 空間分解能制御部 分の別の例である。 本実施例では、 図 8のパルス 8 0 5の形状を、 s i n c関数 に変えたものである。
図 2 3において、 空間分解能制御部 4 0 1は、 図 1 0等の場合と同様、 空間分 解能制御部分 6 0 1に示すように、 傾斜磁場パルス 6 0 3の印加中に複数の R F パルス 2 2 2を照射する。
各 R Fパルスの強度は例えば図 2 3の点線で示したように 3山の s i n c関数 となるよう振幅変調されている。 これは、 図 8に示した矩形波 8 0 5が 3山の s
1 n c関数に置き換えられたことに相当し、 各スライスの励起プロファイル 8 1 1あるレ、は 8 1 2力 s i n c関数ではなく矩形に近くなる。
これにより、 各スライス内でより多くの磁化が均一に励起されるため、 画質と S N比の向上につながる。 R Fパルスを振幅変調する代わりに、 周波数変調、 あ るいは、 位相変調しても同様の効果を得ることができる。
s i n c関数による振幅変調では、 裾のほうの振幅が小さいため、 照射できる R Fパルスの数をあまり多くできず、 発生するエコーの数は少ない。 図 2 3に示 す本実施の形態 3では、 R Fパルスの数は 5個であり、 従って、 図 1 0や図 1 9 のパルスシーケンスで振幅変調を用いた場合にはエコーの数は 5個しか得られな い。 図 1 9のパルスシーケンスを用いたプロジヱクシヨン法では、 エコーは 1個 あればよいため、 エコーの数は十分である。
しかしながら、 図 1 0のフーリエ変換法の場合にはより多くのエコーを必要と する。 例えば 6 4個必要である。 そこで、 図 2 3の傾斜磁場強度制御部分 6 0 8 のように、 リードアゥト傾斜磁場パルス 2 2 4と位相ェンコ一ド傾斜磁場パルス
2 2 5とをそれぞれ反転して印加し、 それを繰り返すことにより、 エコーの数を 増やす。 また、 この方法と先に述べた k空間分割計測法とを組み合わせてエコー の数を增やすこともできる。
また、 本実施の形態 3の磁気共鳴イメージング装置においても、 実施の形態 1 に示すように、 強力な磁場を被検体に印加することなく高分解能の画像を撮像で きるので、 人体に対してもマイクロスコピーが適用できる。
(実施の形態 4 )
この実施例では、 観察したい部分以外を励起して得られた画像と、 全体を励起 して得られた画像の差を求めることにより、 所望の画像を得るものである。 図 2 4は本発明の実施の形態 4の磁気共鳴ィメージング装置のパルスシ一ゲン スを説明するための図である。 図 2 5に図 2 4に示すパルスシーケンスの原理を 説明するための図を示し、 以下、 図 2 5に基づいて、 図 2 4に示すパルスシ一ケ ンスを説明する。
パルスシーケンスの後半部分 3 2 4である点線内は、 周知のスピンエコー法や エコーブラナー法等の通常の画像撮影用パルスシーケンスである。 本実施の形態 では一例としてスピンエコー法を示した。
空間分解能制御部分 6 0 1は、 複数個の R Fパルス 6 0 2と傾斜磁場パルス 6 0 3と力、ら成る。
このとき、 不要なエコーが発生して画質が劣化する場合、 G z， G y， G xに それぞれスポイラ一傾斜磁場パルス 3 2 1， 3 2 2， 3 2 3を印加する。 一方、 不要なェコ一が発生しな 、場合には、 計測時間のむだになるのでスポイラ一傾斜 磁場パルス 3 2 1， 3 2 2， 3 2 3は印加しなくてよい。
R Fパルス 6 0 2と傾斜磁場パルス 6 0 3とにより、 被検体は実施の形態 1の 図 7のように励起される。
このときの様子を X方向についてだけ模式的に示したのが図 2 5の 3 4 1であ る。 縦軸は空間分解能制御部分 6 0 1の終了直後の横磁化の大きさを表している。 ここでスポイラ一傾斜磁場パルス 3 2 1， 3 2 2， 3 2 3を印加すると、 横磁 化の位相は乱され、 エコーの発生しない状態になる。 この時、 縦磁化の大きさは 3 4 2のように横磁化が発生していた部分が欠けた状態になっている。
このときに、 R Fパルス 2 0 2を照射すると、 リードアウト方向の横磁化のプ 口ファイルはやはり 3 4 2のようになる。 この後、 通常のパルスシーケンス 3 2 4を用いて撮影を行うと、 得られる画像 Dは、 スライスの部分の情報が抜けた画 像になる。 但し、 パルスシーケンス 3 2 4では、 リードァゥト傾斜磁場強度とサ ンプリング期間とで決まる空間分解能をスライスの間隔 3 4 3にする。
画像 Dと、 抜けのない画像 Eとの差分をとるとスライス部分だけの情報を含む 画像が作成できる。
画像 Eは、 空間分解能制御部分 6 0 1を用いずにパルスシーケンス 3 2 4だけ を用いれば、 撮影できる。 この画像 Eは、 1枚撮影すれば十分である。
次に、 スライスの位置をシフ ト （移動） させながら、 図 2 4のパルスシーゲン スでスライス部分だけの情報を含む画像を作成し、 実施の形態 1の図 1 2と同様 にして各画像を合成することにより、 リードァゥト傾斜磁場強度で決まる空間分 解能よりも高い空間分解能の画像が得られる。
なお、 画像の差分^とるのではなく、 画像再構成を行う前の k空間の状態 D ' 、 E ' で差分 （Ε ' — D' ) を求めてから 2次元逆フーリエ変換を行っても同じ結 果が得られる。
通常のパルスシーケンス 3 2 4力く、 スピンエコー法のように励起とエコー計測 とを繰り返す必要のある場合には、 繰り返し毎に空間分解能制御部分 6 0 1を実 行したほうがよい。 これは、 時間とともに磁化が回復して、 磁化のプロファイル 3 4 1， 3 4 2が乱れてくるからである。 但し、 繰り返し間隔が数 ms〜数 1 0 0 msのように短い場合には、 最初の 1回だけ、 あるいは、 繰り返しが数回毎に 1回 だけ空間分解能制御部分 6 0 1を実行してもよい。
以上説明したように、 本実施の形態 4の磁気共鳴ィメ一ジング装置においても、 実施の形態 1に示すように、 強力な磁場を被検体に印加することなく高分解能の 画像を撮像できるので、 人体に対してもマイクロスコピーが適用できる。
以上、 本発明者によってなされた発明を、 前記発明の実施の形態に基づき具体 的に説明したが、 本発明は、 前記発明の実施の形態に限定されるものではなく、 その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは勿論である。
また、 励起部分をシフトさせる場合、 前に励起された部分と一部が重なっても よい。

Claims

請 求 の 範 囲
1. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定のパルスシ一ケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを有する磁気共鳴ィメ 一ジング装置であって、 前記パルスシーケンス制御手段は、 再構成された前記画 像のリードァゥト傾斜磁場方向に於ける空間分解能 Aを設定する空間分解能制御 手段と、 リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空間分 解能 Bが前記空間分解能 Aよりも粗くなるリ一ドアゥト傾斜磁場を印加する傾斜 磁場強度制御手段とを含む。
2. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記画像再構成手段は、 前記空間分解能 Aの最小単位を再構成画像のリードァゥト方向の 1 ピクセルの幅 として画像を再構成する手段を含む。
3. 請求項 1の磁気共鳴ィメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手段 は、 前記高周波磁場を照射して前記被検体の一部を選択的に励起することにより 前記空間分解能 Aを設定する手段を含む。
4. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手段 は、 前記被検体内の領域を、 前記リードアウト傾斜磁場方向とほぼ垂直でほぼ等 間隔なスライス群に励起する手段を含み、 前記傾斜磁場強度制御手段は前記空間 分解能 Bを前記スラィス群のスラィス間隔とほぼ等しく設定する手段を含む。
5. 請求項 1の磁気共鳴ィメ一ジング装置に於いて、 前記空間分解能制御手段 は、 前記リードァゥト傾斜磁場方向と同じ方向に励起用傾斜磁場を印加する手段 と、 前記高周波磁場のパルスをほぼ等間隔に複数回照射する手段を含む。
6. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 前記高周波磁場と前記傾斜磁場とを印加してエコーを収集する第 1の パルスシーケンスを実行する手段と、 空間分解能制御部分と前記第 1のパルスシ 一ケンスとから構成される第 2のパルスシーケンスを実行する手段とを含み、 前 記画像再構成手段は、 前記第 1のパルスシーケンスにより収集されたエコーと、 前記第 2のパルスシーケンスにより収集されたエコーとの差分処理を行う差分処 理手段を含む。
7. 請求項 6の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 差分処理手段は、 前記第 1のパルスシーケンスにより収集されたエコーと、 前記第 2のパルスシーケンス により収集されたエコーとからそれぞれ再構成された画像に対して差分処理を行 う手段を含む。
8. 請求項 5の磁気共鳴ィメ一ジング装置に於いて、 前記空間分解能制御手段 は、 前記高周波磁場パルスの振幅を一定にして印加する手段を含む。
9. 請求項 5の磁気共鳴ィメ一ジング装置に於 L、て、 前記空間分解能制御手段 は、 前記高周波磁場パルスを振幅変調して印加する手段を含む。
10. 請求項 5の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手段 は、 前記高周波磁場パルスを周波数変調して印加する手段を含む。
11. 請求項 5の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手段 は、 前記高周波磁場パルスを位相変調して印加する手段を含む。
12. 請求項 4の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 前記スライス群の位置をリードアウト傾斜磁場を印加する方向に移動 させながら前記所定のパルスシーケンスの実行を所定回数繰り返す手段を含む。
13. 請求項 4の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に前記高周波磁場ノ、'ルスの 周波数を変化させる手段を含む。
14. 請求項 4の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 前記所定のパルスシーゲンスの繰り返し毎に静磁場強度を変化させる 手段を含む。
15. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 前記被検体に位相ェンコ一ド傾斜磁場を印加しながらエコーをサンプ リングする手段を含む。
16. 請求項 1 5の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記位相ェンコ一ド傾斜磁場の強度を前記リードァゥト傾斜磁場の 強度とほぼ等しく設定して印加する手段を含む。
17. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 リードァゥト 向を変化させながらエコー収集を繰り返す手段を含む。
18. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 磁化の励起部分とエコーの計測との間に 1 8 0度パルスを照射する手 段を含む。
19. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 前記リードァゥト傾斜磁場を反転させながら複数個のエコーを収集す るパルスシーケンスを含む。
20. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス制 御手段は、 前記所定のパルスシーケンスの実行に先立って、 注目領域以外の領域 の信号を抑制するパルスシーケンスを実行する手段を含む。
21. 請求項 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記画像再構成手段は、 同一の前記所定のパルスシーゲンスで収集したエコーに基づ 、て再構成した複数 の画像を積算する手段を含む。
22. 請求項 1の磁気共鳴ィメ -ージング装置に於いて、 前記画像再構成手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に、 その時点で計測されているエコー を用 、て部分的な画像を再構成する手段を含む。
23. 請求項 2 2の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記画像再構成手段は、 前記部分的な画像を表示装置に表示する手段を含む。
24. ( 1 ) 静磁場中の被検体に、 リ一ドアゥト方向の傾斜磁場を印加しながら 複数個の高周波磁場パルスを照射して被検体内を選択的に複数箇所励起するステ ップと、
( 2 ) リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とによって決まる空間 分解能が励起された部分の幅より大きくなるような前記リードァゥト傾斜磁場と サンプリング期間とを用いてエコーを計測するステップと、
( 3 ) 前記計測されたエコーから、 前記励起された部分の幅を再構成画像の 1 ピクセルとして画像を再構成するステップ
とを含む磁気共鳴ィメ一ジング方法。
25. 請求項 2 4の磁気共鳴ィメ一ジング方法は更に、 前記ステップ （ 1 ) と ( 2 ) を複数回繰り返し、 繰り返す毎に前記被検体内の励起する部分の位置を順 次変えるステップを含む。
26. 請求項 2 5の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する ステップは、 励起された箇所の間隔が、 前記リードアウト傾斜磁場の強度とサン プリング期間とによつて決まる空間分解能の大きさとなるように前記リ一ドアゥ 卜傾斜磁場の強度とサンプリング期間とを設定するステップを含み、 前記励起す る部分の位置を順次変えるステップは、 前記励起された部分の幅の分づっ励起箇 所の位置を変えるステツプを含む。
27. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスの振幅を一定にして印加するステップを含む。
28. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスを振幅変調して印加するステップを含む。
29. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスを周波数変調して印加するステップを含む。
30. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスを位相変調して印加するステップを含む。
31. 請求項 2 5の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスの搬送波周波数を変えることで前記励起箇所の位置を 変更するステップを含む。
32. 請求項 2 5の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記静磁場強度を変化させることで前記励起箇所の位置を変更するステップ を含む。
33. 請求項 2 5の磁気共鳴イメージング方法は更に、 リードアウト方向を変化 させるステップを含み、 リードアウト方向を変化させる毎に前記ステップ （1 ) ,
( 2 ) を繰り返してエコーを計測するステップを含む。
34. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する ステップは、 前記被検体に位相ェンコ一ド傾斜磁場を印加しながらエコーをサン プリングするステップを含む。
35. 請求項 3 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する ステップは、 前記リードァゥ卜傾斜磁場の強度とほぼ等しい強度の前記位相ェン コ一ド傾斜磁場を印加するステップを含む。
36. 請求項 2 4の ¾気共鳴イメージング方法は更に、 前記ステップ （1 ) と ( 2 ) の間に 1 8 0度パルスを照射するステップを含む。
37. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する ステップは、 前記リードァゥト傾斜磁場を反転させながら前記エコーを計測する ステップを含む。
38. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法は更に、 前記ステップ （1 )， ( 2 ) を実行する前に、 前記被検体の注目領域以外からの磁気共鳴信号を飽和さ せるパルスシーケンスを実行するステップを含む。
39. 請求項 2 4の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記画像を再構成する ステツプは、 前記エコーに基づく複数の画像を積算して再構成画像を得るステッ プを含む。
40. 請求項 2 5の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記画像を再構成する ステップは、 前記ステップ （1 ) , ( 2 ) の繰り返し毎に画像を再構成するステ ップを含む。
41. 請求項 4 0の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記画像を再構成する ステップは、 前記ステップ （1 )， （2 ) の繰り返し毎に再構成された画像を表 示するステップを含む。
42. ( 1 ) 静磁場中の被検体に、 リ一ドアゥト方向の傾斜磁場を印加しながら 複数個の高周波磁場パルスを照射して被検体内を選択的に励起するステップと、
( 2 ) 前記励起された部分を含み、 リードアウト傾斜磁場の強度とサンプリン グ期間とによって決まる空間分解能に相当する領域全体を高周波磁場を印加して 励起し、 所定のパルスシーケンスを実行して第 1のエコーを計測するステップと、
( 3 ) 前記ステップ （2 ) のパルスシーケンスを単独で行い、 第 2のエコーを 計測するステップと、
( 4 ) 前記第 1のエコーから得られる画像データと前記第 2のエコーから得ら れる画像データの差分データから画像を再構成するステップ
とを含む磁気共鳴ィメージング方法。 補正書の請求の範囲
[ 1 9 9 7年 7月 1 1日 （1 1 . 0 7 . 9 7 ) 国際事務局受理：出願当初の請求の範囲 1—4 2は取り下げられた；新しい請求の範囲 4 3—1 0 7が加えられた。 （9頁） ]
43. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定のパルスシーゲンスを制御するパルスシーゲンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づ 、て画像を再構成する画像再構成手段とを有する磁気共鳴ィメ
—ジング装置であって、 前記パルスシーケンス制御手段は、 再構成された前記画 像のリードァゥト傾斜磁場方向に於ける空間分解能 Aを設定する空間分解能制御 手段と、 リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空問分 解能 Bが前記空間分解能 Aよりも粗くなるリ一ドアゥ卜傾斜磁場を印加する傾斜 磁場強度制御手段とを含み、 前記空間分解能制御手段は、 前記高周波磁場を照射 して前記被検体の一部を選択的に励起することにより前記空間分解能 Aを設定す る手段を含む。
44. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定のノ レスシ一ケンスを制御するパルスシーゲンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを有する磁気共鳴ィメ 一ジング装置であって、 前記パルスシーケンス制御手段は、 再構成された前記画 像のリードァゥト傾斜磁場方向に於ける空間分解能 Aを設定する空間分解能制御 手段と、 リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空間分 解能 Bが前記空間分解能 Aよりも粗くなるリ一ドアゥト傾斜磁場を印加する傾斜 磁場強度制御手段とを含み、 前記空間分解能制御手段は、 前記被検体内の領域を、 前記リ一ドアゥ卜傾斜磁場方向とほぼ垂直でほぼ等間隔なスライス群に励起する 手段を含み、 前記傾斜磁場強度制御手段は前記空間分解能 Bを前記スライス群の スライス間隔とほぼ等しく設定する手段を含む。
45. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定のパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づ 、て画像を再構成する画像再構成手段とを有する磁気共鳴ィメ —ジング装置であって、 前記パルスシーケンス制御手段は、 再構成された前記画 像のリ一ドアゥト傾斜磁場方向に於ける空間分解能 Aを設定する空間分解能制御 手段と、 リードアゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空間分
補正された ffl紙 (条約第 19条） 解能 Bが前記空間分解能 Aよりも粗くなるリードアゥト傾斜磁場を印加する傾斜 磁場強度制御手段とを含み、 前記空間分解能制御手段は、 前記リードァゥ卜傾斜 磁場方向と同じ方向に励起用傾斜磁場を印加する手段と、 前記高周波磁場のパル スをほぼ等間隔に複数回照射する手段を含む。
46. 請求項 4 3から 4 5の何れかの磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記 パルスシーケンス制御手段は、 前記高周波磁場と前記傾斜磁場とを印加して第 1 のエコーを収集する第 1のパルスシーケンスを実行する手段と、 前記空間分解能 Aの幅で励起された前記被検体の部分を飽和させた後に、 前記第 1のパルスシ一 ケンスを実行し第 2のエコーを収集する第 2のパルスシーケンスを実行する手段 とを含み、 前記画像再構成手段は、 前記第 1のエコーと、 前記第 2のエコーとの 差分処理を行う処理手段を含む。
47. 請求項 4 3から 4 5の何れかの磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記 パルスシーケンス制御手段は、 前記高周波磁場と前記傾斜磁場とを印加して第 1 のエコーを収集する第 1のパルスシーゲンスを実行する手段と、 前記空間分解能 Aの幅で励起された前記被検体の部分を飽和させた後に、 前記第 1のパルスシ一 ケンスを実行し第 2のエコーを収集する第 2のパルスシーケンスを実行する手段 とを含み、 前記画像再構成手段は、 前記第 1のエコーと、 前記第 2のエコーとか らそれぞれ再構成された画像に対して差分処理を行う手段を含む。
48. 請求項 4 5の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手 段は、 前記高周波磁場パルスの振幅を一定にして印加する手段を含む。
49. 請求項 4 5の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手 段は、 前記高周波磁場パルスを振幅変調して印加する手段を含む。
50. 請求項 4 5の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手 段は、 前記高周波磁場パルスを周波数変調して印加する手段を含む。
51. 請求項 4 5の磁気共鳴ィメージング装置に於いて、 前記空間分解能制御手 段は、 前記高周波磁場パルスを位相変調して印加する手段を含む。
52. 請求項 4 4の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記スライス群の位置をリ一ドアゥ卜傾斜磁場を印加する方向に移 動させながら前記所定のパルスシーケンスの実行を所定回数繰り返す手段を含む。 輔正された用紙 (条約第 19*)
53. 請求項 4 4の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に前記高周波磁場パルス の周波数を変化させる手段を含む。
54. 請求項 4 4の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に静磁場強度を変化させ る手段を含む。
55. 請求項 4 3から 4 5の何れかの磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記 画像再構成手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に、 その時点で計 測されているエコーを用 、て部分的な画像を再構成する手段を含む。
56. 請求項 4 3から 4 5の何れかの磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記 画像再構成手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に、 その時点で計 測されているエコーを用いて部分的な画像を再構成する手段と、 前記部分的な画 像を表示装置に表示する手段とを含む。
57. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定のパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づ 、て画像を再構成する画像再構成手段とを有する磁気共鳴ィメ —ジング装置であって、 前記パルスシーケンス制御手段は、 再構成された前記画 像のリ一ドアゥト傾斜磁場方向に於ける空間分解能 Aを、 前記高周波磁場を照射 して前記被検体の一部を選択的に励起することにより設定すること、 リ一ドアゥ ト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空間分解能 Bが前記空間分 解能 Aよりも粗くなるリードァゥ卜傾斜磁場を印加すること、 の制御を行なう。
58. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定のパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づレ、て画像を再構成する画像再構成手段とを有する磁気共鳴ィメ 一ジング装置であって、 前記パルスシーケンス制御手段は、 前記被検体内の領域 を、 前記リードァゥ卜傾斜磁場方向とほぼ垂直でほぼ等間隔なスライス群に励起 することにより、 再構成された前記画像のリードァゥト傾斜磁場方向に於ける空 間分解能 Aを設定すること、 リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間と により決まる空間分解能 Bを前記スライス群のスライス間隔とほぼ等しく設定す 補正された用紙 (条約第 19条） ること、 の制御を行なう。
59. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定のパルスシーゲンスを制御するパルスシーゲンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを有する磁気共鳴ィメ —ジング装置であって、 前記パルスシーケンス制御手段は、 再構成された前記画 像のリードアゥト傾斜磁場方向に於ける空間分解能 Aを設定すること、 リードア ゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とにより決まる空間分解能 Bが前記空間 分解能 Aよりも粗くなるリードアウト傾斜磁場を印加すること、 前記リードァゥ ト傾斜磁場方向と同じ方向に励起用傾斜磁場を印加すること、 前記高周波磁場の パルスをほぼ等間隔に複数回照射すること、 の制御を行なう。
60. 請求項 5 7から 5 9の何れかの磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記 パルスシーケンス制御手段は、 前記高周波磁場と前記傾斜磁場とを印加して第 1 のエコーを収集する第 1のパルスシーケンスの制御と、 前記空間分解能 Aの幅で 励起された前記被検体の部分を飽和させた後に、 前記第 1のパルスシーケンスを 実行し第 2のエコーを収集する第 2のパルスシーケンスの制御とを含み、 前記画 像再構成手段は、 前記第 1のエコーと、 前記第 2のエコーとの差分処理を行う差 分処理手段を含む。
61. 請求項 5 7から 5 9の何れかの磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記 パルスシーケンス制御手段は、 前記高周波磁場と前記傾斜磁場とを印加して第 1 のエコーを収集する第 1のパルスシーケンスの制御と、 前記空間分解能 Aの幅で 励起された前記被検体の部分を飽和させた後に、 前記第 1のパルスシーケンスを 実行し第 2のエコーを収集する第 2のパルスシーケンスの制御とを含み、 前記画 像再構成手段は、 前記第 1のエコーと、 前記第 2のエコーとからそれぞれ再構成 された画像に対して差分処理を行う手段を含む。
62. 請求項 5 9の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記高周波磁場パルスの振幅を一定にして印加する制御を行なう。
63. 請求項 5 9の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記高周波磁場パルスを振幅変調して印加する制御を行なう。
64. 請求項 5 9の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 補正されだ ffi紙 (条約第 19条） 制御手段は、 前記高周波磁場パルスを周波数変調して印加する制御を行なう。
65. 請求項 5 9の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記高周波磁場パルスを位相変調して印加する制御を行なう。
66. 請求項 5 8の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記スライス群の位置をリードアウト傾斜磁場を印加する方向に移 動させながら前記所定の 、。ルスシーケンスを所定回数繰り返す制御を行なう。
67. 請求項 5 8の磁気共鳴ィメ一ジング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記所定の 'ルスシーケンスの繰り返し毎に前記高周波磁場 、。ルス の周波数を変化させる制御を行なう。
68. 請求項 5 8の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に静磁場強度を変化させ る制御を行なう。
69. 請求項 5 7から 5 9の何れかの磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記 画像再構成手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に、 その時点で計 測されているエコーを用 、て部分的な画像を再構成する手段を含む。
70. 請求項 5 7から 5 9の何れかの磁気共鳴ィメ一ジング装置に於いて、 前記 画像再構成手段は、 前記所定のパルスシーケンスの繰り返し毎に、 その時点で計 測されているエコーを用 、て部分的な画像を再構成する手段と、 前記部分的な画 像を表示装置に表示する手段とを含む。
71. 静磁場中の被検体に対し、 高周波磁場と傾斜磁場とを印加してエコーを収 集する所定の 、"ルスシーゲンスを制御するパルスシ一ゲンス制御手段と、 収集さ れたエコーに基づいて画像を再構成する画像再構成手段と、 前記再構成された画 像を表示する表示手段とを有する磁気共鳴イメージング装置であつて、 前記 、'ル スシーケンス制御手段は、 （1 ) リードアウト方向の傾斜磁場を印加しながら複 数個の高周波磁場パルスを照射して被検体内を選択的に複数箇所励起すること、 ( 2 ) リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とによって決まる空間分 解能が励起された部分の幅より大きくなるような前記リードァゥト傾斜磁場とサ ンプリング期間とを用いてエコーを計測すること、 の各制御を行ない、 前記画像 再構成手段は、 前記計測されたエコーから、 前記励起された部分の幅を再構成画 補正された用紙 (条約第 19条） 像の 1 ピクセルとして画像を再構成する。
72. 請求項 7 1の磁気共鳴ィメージング装置に於 ^、て、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記制御 （ 1 ) と （2 ) を複数回繰り返し、 （3 ) 繰り返す毎の前 記被検体内の励起する部分の位置を順次変えることの制御を行なう。
73. 請求項 7 2の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （2 ) は、 励 起された箇所の間隔が、 前記リードァゥト傾斜磁場の強度とサンプリング期間と によつて決まる空間分解能の大きさとなるように前記リードアウト傾斜磁場の強 度とサンプリング期間とを設定する制御を含み、 前記制御 （3 ) は、 前記励起さ れた部分の幅の分づっ励起箇所の位置を変える制御を含む。
74. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （ 1 ) は、 前 記高周波磁場パルスの振幅を一定にして印加する制御を含む。
75. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （ 1 ) は、 前 記高周波磁場パルスを振幅変調して印加する制御を含む。
76. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （1 ) は、 前 記高周波磁場パルスを周波数変調して印加する制御を含む。
77. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （1 ) は、 前 記高周波磁場パルスを位相変調して印加する制御を含む。
78. 請求項 7 2の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （3 ) は、 前 記高周波磁場パルスの搬送周波数を変えることで前記励起箇所の位置を変更する 制御を含む。
79. 請求項 7 2の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （3 ) は、 前 記静磁場強度を変化させることで前記励起箇所の位置を変更する制御を含む。
80. 請求項 7 2の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 （4 ) リードアウト方向を変化させる制御を含み、 リードアウト方 向を変化させる毎に前記制御 （ 1 ) 、 （2 ) を繰り返す制御を含む。
81. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （2 ) は、 前 記被検体に位相ェンコ一ド傾斜磁場を印加しながらエコーをサンプリングする制 御を含む。
82. 請求項 8 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （2 ) は、 前 補正された用紙 (条約第 19条） 記リードァゥ 卜傾斜磁場の強度とほば等しい強度の前記位相ェンコ一ド傾斜磁場 を印加する制御を含む。
83. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記制御 （1 ) と前記制御 （2 ) の間に 1 8 0 ° パルスを照射する 制御を行なう。
84. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記制御 （2 ) は、 前 記リードァゥト傾斜磁場を反転させながら前記エコーを計測する制御を含む。
85. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記パルスシーケンス 制御手段は、 前記制御 （1 ) 、 （2 ) の実行する前に、 前記被検体の注目領域以 外からの磁気共鳴信号を飽和させるパルスシーケンスの制御を行なう。
86. 請求項 7 1の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記画像再構成手段は、 前記ェコ一に基づく複数の画像を積算して再構成画像を得る。
87. 請求項 7 2の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記画像再構成手段は、 前記制御 （1 ) 、 （2 ) の繰り返し毎に画像を再構成する。
88. 請求項 8 7の磁気共鳴イメージング装置に於いて、 前記表示手段は、 前記 制御 （1 )、 （2 ) の繰り返し毎に再構成された画像を表示する。
89. ( 1 ) 静磁場中の被検体に、 リ一ドアゥト方向の傾斜磁場を印加しながら 複数個の高周波磁場パルスを照射して被検体内を選択的に複数箇所励起するステ ップと、
( 2 ) リードアウト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とによって決まる空間 分解能が励起された部分の幅より大きくなるような前記リードァゥ卜傾斜磁場と サンプリング期間とを用いてエコーを計測するステップと、
( 3 ) 前記計測されたエコーから、 前記励起された部分の幅を再構成画像の 1 ピクセルとして画像を再構成するステップ
とを含む磁気共鳴ィメ一ジング方法。
90. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法は更に、 前記ステップ （1 ) と ( 2 ) を複数回繰り返し、 繰り返す毎の前記被検体内の励起する部分の位置を順 次変えるステップを含む。
91. 請求項 9 0の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する 補正された用紙 (条約第 19条） ステップは、 励起された箇所の間隔が、 前記リードアウト傾斜磁場の強度とサン プリング期間とによって決まる空間分解能の大きさとなるように前記リ一ドアゥ ト傾斜磁場の強度とサンプリング期間とを設定するステップを含み、 前記励起す る部分の位置を順次変えるステップは、 前記励起された部分の幅の分づっ励起箇 所の位置を変えるステップを含む。
92. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスの振幅を一定にして印加するステップを含む。
93. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスを振幅変調して印加するステップを含む。
94. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスを周波数変調して印加するステップを含む。
95. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスを位相変調して印加するステップを含む。
96. 請求項 9 0の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記高周波磁場パルスの搬送周波数を変えることで前記励起箇所の位置を変 更するステップを含む。
97. 請求項 9 0の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記励起するステップ は、 前記静磁場強度を変化させることで前記励起箇所の位置を変更するステップ を含む。
98. 請求項 9 0の磁気共鳴ィメ一ジング方法は更に、 リ一ドアゥト方向を変化 させるステップを含み、 リードアウト方向を変化させる毎に前記ステップ （1 ) 、 ( 2 ) を繰り返してエコーを計測するステップを含む。
99. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する ステップは、 前記被検体に位相ェンコ一ド傾斜磁場を印加しながらエコーをサン プリングするステップを含む。
100. 請求項 9 9の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する ステップは、 前記リ一ドアゥト傾斜磁場の強度とほぼ等しい強度の前記位相ェン コ一ド傾斜磁場を印加するステップを含む。
101. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法は更に、 前記ステップ （ 1 ) と 補正された用紙 (条約第 19条） ( 2 ) の間に 1 8 0 ° パルスを照射するステップを含む。
102. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記エコーを計測する ステップは、 前記リードアゥト傾斜磁場を反転させながら前記エコーを計測する ステップを含む。
103. 請求項 8 9の磁気共鳴イメージング方法は更に、 前記ステップ （1 ) 、 ( 2 ) の実行する前に、 前記被検体の注目領域以外からの磁気共鳴信号を飽和さ せるパルスシーケンスを実行するステツプを含む。
104. 請求項 8 9の磁気共鳴ィメ一ジング方法に於いて、 前記画像を再構成する ステツプは、 前記エコーに基づく複数の画像を積算して再構成画像を得るステッ プを含む。
105. 請求項 9 0の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記画像を再構成する ステップは、 前記ステップ （1 ) 、 （2 ) の繰り返し毎に画像を再構成するステ ップを含む。
106. 請求項 1 0 5の磁気共鳴イメージング方法に於いて、 前記画像を再構成す るステップは、 前記ステップ （1 ) 、 （2 ) の繰り返し毎に再構成された画像を 表示するステップを含む。
107. ( 1 ) 静磁場中の被検体に、 リ一ドアゥト方向の傾斜磁場を印加しながら 複数個の高周波磁場ノ、"ルスを照射して、 被検体内を選択的に励起するステップと、
( 2 ) 選択的に励起された前記被検体の部分の磁化を飽和させるステップと、 ( 3 ) 前記飽和された部分を含み、 リードアウト傾斜磁場の強度とサンプリング 間隔とによって決まる空間分解能に相当する領域全体に高周波磁場を印加して励 起し、 所定のパルスシーケンスを実行して第 1のエコーを計測するステップと、
( 4 ) 前記ステップ （3 ) のパルスシーケンスを単独で行い、 第 2のエコーを計 測するステップと、
( 5 ) 前記第 1のエコーから得られる画像データと前記第 2のエコーから得られ る画像データの差分デー夕から画像再構成するステップとを含む核磁気共鳴ィメ 一ジング方法。
镩正された用紙 (条約第 19条) 条約 1 9条に基づく説明書
1. 引用文献に関するコメント。
(1) 特開昭 6 1 — 1 0 6 1 4 0号
同一部位の複数枚の再生画像におけるサンプリング点の位置を、 傾斜磁場 の位置を制御することにより、 サンプリング間隔内で一致しないようにシフ 卜させ、 サンプリング点の増加をはかり、 高分解能化を実現する （第 2頁右 上欄第 1 4行〜第 1 9行、 第 1図） 。
(2〉 特開昭 5 8— 5 5 7 4 0号
サンプリング位相の異なる 2つのデータ点列から、 よりサンプリング間隔 の小さなデータ点列を作り、 これにより空間分解能を向上させた画像を得る もので、 サンプリ ング位相が 1 8 0 °異なる 2つのデータ点列 （a) 、 (b) 力、ら、 サンプリング間隔力く半分のデータ点列 （c) を、 データ点列 （a) 、 (b) のデータを交互に配列をしなおすことにより得る （第 2頁右下欄第 1 0行〜第 3頁左上欄第 5行、 第 4図） 。
2. 上記引用文献と本発明との関連性について。
上記引用文献と本発明とは、 「高分解能の画像を得る」 という目的が共通す るが、 「観察したい部分以外を励起して得られた画像と、 全体を励起して得ら れた画像の差を求めることにより、 所望の高分解能の画像」 を得る、 実施形態 4に記載の本発明 （請求項 4 6， 4 7, 6 0, 6 1， 1 0 7) の構成と、 上記 引用文献の構成とは全く相違し、 本発明と上記引用文献は何ら関連性はありま せん。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100067865A1 (en) * 2008-07-11 2010-03-18 Ashutosh Saxena Systems, Methods and Devices for Augmenting Video Content

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1047951B1 (en) * 1997-12-12 2011-03-30 Wisconsin Alumni Research Foundation Rapid acquisition magnetic resonance imaging using radial projections
JP4318774B2 (ja) * 1998-12-03 2009-08-26 株式会社日立メディコ 磁気共鳴画像診断装置
DE19901763B4 (de) * 1999-01-18 2005-12-01 Siemens Ag Impulssequenz für ein Kernspintomographiegerät
JP3699304B2 (ja) * 1999-08-13 2005-09-28 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 磁気共鳴撮像装置
DE19962846B4 (de) * 1999-12-24 2008-09-25 Forschungszentrum Jülich GmbH Bildgebungsverfahren mit keyhole-Technik
EP1158307A1 (en) * 2000-04-18 2001-11-28 F.Hoffmann-La Roche Ag Method for increasing the throughput of NMR spectrometers
WO2003103491A1 (ja) * 2002-06-07 2003-12-18 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
CN100392424C (zh) * 2004-11-15 2008-06-04 华东师范大学 一种用于图形化脉冲序列编译器中实现回波数据重组的方法
JP4822850B2 (ja) 2006-01-16 2011-11-24 株式会社日立製作所 磁気共鳴測定方法
WO2011026923A1 (en) * 2009-09-03 2011-03-10 Medizinische Universität Graz Super-resolution magnetic resonance imaging
US20130069650A1 (en) * 2010-05-28 2013-03-21 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and high-frequency magnetic field pulse modulation method
JP2013202245A (ja) * 2012-03-29 2013-10-07 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置及び計測方法
DE102012208019B3 (de) * 2012-05-14 2013-10-31 Universitätsklinikum Freiburg Kernspintomographieverfahren mit einem Multiband-Hochfrequenzpuls mit mehreren separaten Frequenzbändern
DE102012209295B4 (de) * 2012-06-01 2014-02-13 Siemens Aktiengesellschaft Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik
DE102013206026B3 (de) 2013-04-05 2014-08-28 Siemens Aktiengesellschaft Optimierte Gradientenecho-Multiecho-Messsequenz
JP5752738B2 (ja) 2013-04-25 2015-07-22 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー スキャン条件決定装置、磁気共鳴イメージング装置、スキャン条件決定方法、およびプログラム
CN104714198B (zh) * 2013-12-17 2019-05-17 北京大学 自适应变化选层方向补偿梯度的磁敏感伪影去除方法
EP3230758B1 (en) 2014-12-12 2021-01-06 Koninklijke Philips N.V. Quiet mr imaging
JP6887845B2 (ja) * 2017-03-28 2021-06-16 日本電子株式会社 核磁気共鳴装置
BR112020004488A8 (pt) * 2017-09-07 2023-02-14 Cr Dev Ab Métodos para formação de imagem de ressonância magnética ponderada por difusão e para projetar um gradiente de campo magnético dependente de tempo assimétrico
JP7408351B2 (ja) 2019-11-06 2024-01-05 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5855740A (ja) * 1981-09-28 1983-04-02 Hitachi Ltd 核磁気共鳴を用いた検査装置
JPS61106140A (ja) * 1984-10-31 1986-05-24 株式会社日立製作所 高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式
JPS6462142A (en) * 1987-09-03 1989-03-08 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging method
JPH06500947A (ja) * 1991-08-09 1994-01-27 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ Ｎｍｒシステム及び別々に収集された１組のｎｍｒ信号から像を発生する方法

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4665367A (en) * 1985-08-16 1987-05-12 Technicare Corporation Multiplexed magnetic resonance imaging of volumetric regions
DE3823398A1 (de) 1988-07-09 1990-01-11 Spectrospin Ag Verfahren zur erzeugung einer folge von spinechosignalen, die verwendung dieses verfahrens bei der kernspintomographie und vorrichtung zum durchfuehren bzw. zur verwendung dieses verfahrens
JPH0252639A (ja) * 1988-08-15 1990-02-22 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2737608B2 (ja) * 1993-07-31 1998-04-08 株式会社島津製作所 Ｍｒイメージング装置
JP2713160B2 (ja) * 1994-03-31 1998-02-16 株式会社島津製作所 Ｍｒイメージング装置
FR2735749B1 (fr) 1995-06-22 1997-08-29 Metal Box Plc Boite metallique a ouverture partielle, procede et machine de fabrication d'une telle boite

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5855740A (ja) * 1981-09-28 1983-04-02 Hitachi Ltd 核磁気共鳴を用いた検査装置
JPS61106140A (ja) * 1984-10-31 1986-05-24 株式会社日立製作所 高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式
JPS6462142A (en) * 1987-09-03 1989-03-08 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging method
JPH06500947A (ja) * 1991-08-09 1994-01-27 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ Ｎｍｒシステム及び別々に収集された１組のｎｍｒ信号から像を発生する方法

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP1016373A4 *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100067865A1 (en) * 2008-07-11 2010-03-18 Ashutosh Saxena Systems, Methods and Devices for Augmenting Video Content
US8477246B2 (en) * 2008-07-11 2013-07-02 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Systems, methods and devices for augmenting video content

Also Published As

Publication number Publication date
JPH09262219A (ja) 1997-10-07
CN100366216C (zh) 2008-02-06
EP1016373A4 (en) 2000-09-06
EP1016373B1 (en) 2006-02-22
CN100437140C (zh) 2008-11-26
DE69735291D1 (de) 2006-04-27
JP3525007B2 (ja) 2004-05-10
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