JP3499927B2

JP3499927B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP3499927B2
Application number: JP24136294A
Authority: JP
Inventors: 賢治滝口; 哲彦高橋; 博西村
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1994-10-05
Filing date: 1994-10-05
Publication date: 2004-02-23
Anticipated expiration: 2019-02-23
Also published as: JPH08103425A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング装
置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に大視野と小
視野の画像を同時に計測する方法に特徴を有するＭＲＩ
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、超高速撮影法としては、「エコー
プラナー法を用いた０．５Ｔにおけるスナップショット
イメージング」（マグネティックレゾナンスイン
メデスン10、 227頁、1989年）（R.J.Ordidge, A.Howse
man, R.Coxon, R.Turner, B.Chapman, P.Glover, M.Ste
hling and P.Mansfield ; Snapshot Imaging at 0.5TUs
ing Echo - Planar Techniques, Magn. Reson. Med.10,
227, 1989）等に論じられているように、撮影したい領
域を励起した後、リードアウト傾斜磁場を振幅の極性の
反転を繰り返しながら印加してエコーを連続的に計測
し、１度の励起で像再構成に必要なエコーを全て計測す
る方法が知られている。

【０００３】このエコープラナー法は、数１０ｍｓとい
う短い計測時間で２次元画像データを得られることか
ら、その高速性を利用して脳機能などのダイナミックな
変化を追跡する機能画像取得に応用されている。例え
ば、「タスクにより活性化している間のヒト脳機能の時
間経過ＥＰＩ」（マグネティックレゾナンスイン
メデスン25、 390頁、1992年）（Peter A. Bandettini,
Eric C. Wong, R. ScottHinks, Ronald S.Tikofsky an
d James S.Hyde ; Time Course EPI of Human Brain Fu
nction during Task Activation, Magn. Reson. Med, 2
5, 390, 1992）には、脳内の微小循環を画像化し脳機能
を計測する方法が提案されている。その他、「ＭＲイメ
ージングにおける一般化されたｋ空間分析及び動きの影
響の補正」（マグネティックレゾナンスインメデ
スン30、 438頁、1993年）（M.Louis Lauzon, Brian K.
Rutt ; Generalized K - Space Analysis and Correct
ionof Motion Effects in MR Imaging, Magn. Reson. M
ed. 30, 438, 1993）においては、高速撮影法と従来撮
影法のパルスシーケンスを交互に実施し、モーションア
ーチファクトを除去する方法なども提案されている。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】上記従来技術は、信号
計測時間が数１０ｍｓと非常に短いという特長を有する
が、解像度、Ｓ／Ｎ比が従来の時間をかけて計測する方
法を比較して劣化するという問題があった。このため機
能画像を、従来法によって計測した解像度、Ｓ／Ｎ比の
高い解剖学的画像と合成し、機能している領域を明確に
するということが行われる。しかしながら、機能画像と
解剖学的画像は異なる環境で計測されるので、画像合成
時に位置の対応づけを正確に行うことが求められる。

【０００５】一方、選択励起する断面を変えながら隣接
する複数の断面を計測し３次元画像を得るマルチスライ
ス計測があるが、３次元領域において、例えば病変部周
辺や血管走行に沿った領域等、高い解像度を要する部位
が特定されている場合には、その必要とする領域のみを
高い解像度で計測することは、計測の効率を高めること
になる。しかし、従来のマルチスライス計測では信号は
断面の全体からの信号が計測されるので、血管や所定の
臓器についての３次元画像を得る場合には、計測された
３次元画像データから画像処理によって所定の部分を選
択して画像化する必要がある。

【０００６】本発明はこのような従来の問題点に鑑みな
されたもので、励起された断面から所望の小断面を選択
してエコー信号を取得することが可能であるイメージン
グ方法を提供することを目的とする。また本発明は同一
パルスシーケンスで異なる種類の画像データを同時に取
得できるＭＲイメージング方法を提供することを目的と
する。特に同一パルスシーケンスで機能画像と解剖学的
画像を同時に計測し、これらの撮影時の環境差を最小に
するＭＲイメージング方法を提供することを目的とす
る。

【０００７】

【課題を解決するための手段】本発明の目的は、被検体
の所望の断面を選択励起する第１の高周波磁場パルス
（以下、ＲＦパルスという）の印加を含む第１の工程
と、前記断面に含まれそれよりも領域の縮小された小断
面を選択する第２のＲＦパルスおよび第３のＲＦパルス
の印加を含み、エンコード傾斜磁場およびリードアウト
傾斜磁場を印加して小断面についてエコー信号を計測す
る第２の工程を含むパルスシーケンスを実施するＭＲＩ
装置によって達成される。

【０００８】ここで第１のＲＦパルスは、所定周波数の
搬送波をｓｉｎｃ関数で変調した波形を有し、第２及び
第３のＲＦパルスは、中心周波数ωの搬送波をｓｉｎｃ
関数、およびωに対して異なる周波数シフト成分△ωを
周波数をする余弦波あるいは正弦波を用いて変調した波
形を有するものを用いる。そして、第１のＲＦパルスに
よって選択励起された断面内にある小断面を、第２及び
第３のＲＦパルスによって選択するに際し、その位置及
び大きさは、第２及び第３のＲＦパルスにおける搬送波
の中心周波数ωｃおよび周波数シフト成分△ωを変化さ
せることにより選択される。

【０００９】本発明のＭＲＩ装置が実施するイメージン
グ方法の１態様によれば、第１の工程においても、第１
のＲＦパルス印加後、エンコード傾斜磁場およびリード
アウト傾斜磁場を印加して励起された断面全体からの第
１のエコー信号を計測する。この際、第１の工程におけ
る第１のエコー信号の計測及び第２の工程における第２
のエコー信号の計測の少なくともいずれか一方は、少な
くとも２個のエコーを含むマルチエコー計測となるよう
にエンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を印
加する。具体的には、全断面より計測される第１のエコ
ー信号は、パルスシーケンスの繰り返しごとに、ただ１
個のエコーを含むシングルエコー計測となるようにエン
コード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を印加し、
小断面より計測される第２のエコー信号は、少なくとも
２個のエコーを含むマルチエコー計測となるようにエン
コード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を印加す
る。或いは第１の工程におけるエコー信号計測と第２の
工程におけるエコー信号計測はともにマルチエコー計測
となるようにする。

【００１０】更に本発明のＭＲＩ装置が実施するイメー
ジング方法の別の態様は、前記パルスシーケンスを繰返
して、隣接する複数の断面を計測するマルチスライス計
測を採用し、その際小断面の選択領域を各スライス断面
において異なるように、第２及び第３のＲＦパルスにお
ける搬送波の中心周波数ω及び周波数シフト成分Δωの
大きさを変化させ、任意形状の３次元データを取得す
る。

【００１１】

【作用】本発明に係る方法では、第１の工程において第
１のＲＦパルスによって計測したい断面を選択励起した
後、第２の工程において第２および第３のＲＦパルスを
印加し、励起された断面の内の一部（小断面）の磁化に
影響を与えずに、その他の部分の磁化についてはエコー
信号が観測されない方向に励起するので、小断面を選択
でき、ここからのエコー信号を計測することができる。
特に所定形状の２つのＲＦパルスを組合せ、それらＲＦ
パルスの中心周波数と周波数シフト成分を変化させるこ
とにより、小断面の位置、大きさを変化させることがで
きるので、任意の小断面を選択でき、例えばマルチスラ
イス計測の場合に任意形状の３次元データを取得でき
る。

【００１２】また本発明のＭＲイメージング方法では、
第１の工程で計測されたエコー信号と第２の工程で計測
されたエコー信号から、大視野及びその中の注目したい
領域、小視野の両方についての画像データを取得でき
る。この際、これら２組の画像データは同一の測定環境
において取得されるので、環境差のない画像が得られ
る。

【００１３】また第１の工程におけるエコー計測をシン
グルエコー計測とし、第２の工程におけるエコー計測を
マルチエコー計測とすることにより、小断面は励起され
た断面と比較して、画像を構成するのに必要な数のエコ
ーを高速に計測することができる。したがって、本発明
のパルスシーケンスにより１度の計測で解像度の高い解
剖学的画像を時間分解能の高い機能画像を同時に計測す
ることが可能となる。

【００１４】更にマルチスライス計測を採用し、スライ
ス毎にエコー信号を計測する小断面の領域を変化させる
ことにより、所定の臓器や血管に合わせた任意形状の３
次元画像を取得することができる。

【００１５】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。図５に、本発明を適用するＭＲＩ装置の構
成の概略を示す。本装置は、静磁場を発生する静磁場発
生磁石１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部２と、
ＲＦパルスの送信および信号の検出をするプローブ３
と、傾斜磁場の電源４と、ＲＦパルスの送信及び受信を
おこなう送受信機５と、計算機６から構成されている。

【００１６】静磁場発生磁石１は被検体７の周りに強く
均一な垂直もしくは垂直方向の静磁場を発生させるもの
で、典型的には磁場強度０．１Ｔから４．７Ｔの磁場を
発生する。磁石としては超伝導磁石や常伝導磁石、永久
磁石が使用される。傾斜磁場発生部２は、静磁場の方向
およびこれと直交する２方向に沿って、磁場の強度にそ
れぞれ傾斜をつけるための傾斜磁場を発生する３組のコ
イルを有している。これらの傾斜磁場をＧｘ、Ｇｙ、Ｇ
ｚと呼ぶ。

【００１７】プローブ３は送受信機５の出力により、周
波数４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚのＲＦパルスを発生すると
ともに、被検体７から発生する磁気共鳴信号を検出する
もので、被検体７の撮影対象とする領域に移動させる。
これらの傾斜磁場の制御またＲＦパルスの制御はパルス
シーケンスに従って、計算機６を介して行われる。計算
機６は、更に送受信機５が受信した信号を信号処理して
フーリエ変換等の処理を行い画像を再構成する。尚、図
ではプローブ３及び送受信機５はそれぞれＲＦパルスの
送信と磁気共鳴信号の受信の両方を行う構成としたが、
これらは送信用、受信用に別個のものを設けてもよい。

【００１８】次にこのようなＭＲＩ装置に適用された本
発明のパルスシーケンスについて説明する。図１は本発
明の第１の実施例におけるパルスシーケンスを示す図
で、ＲＦはＲＦパルスの印加パターンを、Ｇｚ、Ｇｙ、
Ｇｘはそれぞれｚ方向、ｙ方向及びｘ方向の傾斜磁場の
印加パターンを表す。本実施例においては、第１のＲＦ
パルス１１を印加し、１つのエコー信号１５を計測する
第１の工程と、第２及び第３のＲＦパルス１７、１９を
印加し、選択された小断面について複数のエコー信号２
３を計測する第２の工程とからなり、第１の工程ではＲ
Ｆパルス１１と同時にスライス（断面）選択のための傾
斜磁場Ｇｚ１２が印加され、更にｙ方向に磁場強度を傾
斜させる傾斜磁場Ｇｙ１３及び信号読み出しのための傾
斜磁場Ｇｘ１４が加えられる。このｙ方向の傾斜磁場Ｇ
ｙ１３は、エコーの位相にｙ方向に沿った位置情報を付
与するのもので、位相エンコード傾斜磁場を呼ばれる。
また傾斜磁場Ｇｘ１４は、印加を行いながらエコーの計
測をするので、リードアウト傾斜磁場を呼ばれる。これ
ら位相エンコード傾斜磁場１３及びリードアウト傾斜磁
場１４によって変化したスピンの位相を戻すために、傾
斜磁場１６及びリードアウト傾斜磁場１４の後半部分が
加えられる。

【００１９】ここでＲＦパルス１１は、共鳴周波数ω_c
の搬送波をｓｉｎｃ関数によって変調した波形であり、
励起された信号強度の分布形状、すなわちスライスプロ
ファイルとは、式（１）に示すようにフーリエ変換の関
係にある。ｓｉｎｃ関数のフーリエ変換は矩形となるの
で、この場合スライスプロファイルは、ｚ方向に沿って
矩形となる。

【００２０】

【数１】

【００２１】（尚、式中ｆ（ｔ）はsinc関数を表す）即ち、このＲＦパルス１１をｚ方向の傾斜磁場Ｇｚ１２
と同時に印加することにより、ｚ軸方向に沿って被検体
７の所定のスライスが選択され、そのスライス内のスピ
ンが励起される。なお、ＲＦパルス１１のフリップ角は
９０゜が一般的だが、これより小さいフリップ角（γ
°）でも良い。

【００２２】次の第２工程のＲＦパルス１７は、式
（２）に示すように中心周波数ω_aの搬送波をｓｉｎｃ
関数及び周波数シフト成分△ω_aを周波数とする余弦波
を用いて変調した波形を有し、そのスライスプロファイ
ルは、ω_a＋△ω_a或いはω_a−△ω_aを中心周波数とする
２つの矩形プロファイルからなる。

【００２３】

【数２】

【００２４】このＲＦパルス１７は、ｙ方向のスライス
選択傾斜磁場Ｇｙ１８と同時に印加される。従ってＲＦ
パルス１７によって励起されるスライスプロファイル
は、図２の３１に示すようにｙ方向に沿って２個のピー
クを持つ。また、高周波磁場１９は、式（３）に示すよ
うに中心周波数ω_bの搬送波をｓｉｎｃ関数及び周波数
シフト成分△ω_bを周波数とする余弦波を用いて変調し
た波形を有し、そのスライスプロファイルは、ω_b＋△
ω_b或いはω_b−△ω_bを中心周波数とする２つの矩形プ
ロファイルからなる。

【００２５】

【数３】

【００２６】このＲＦパルス１９はｘ方向のスライス選
択傾斜磁場Ｇｘ２０と同時に印加され、そのスライスプ
ロファイルは図２の３０に示すようにｘ方向に沿って２
個のピークを持つ。これらＲＦパルス１７、１９を連続
して印加することにより、ＲＦパルス１１によって励起
されたスライスのうち、特定の領域（小断面）の磁化の
みが影響を受けないで、他の部分はエコー信号が計測さ
れない状態に励起される。

【００２７】第２工程ではこのようにＲＦパルス１７、
１９によって選択された領域についてエコー信号２３の
計測が行われる。この計測は、ブリップ状の傾斜磁場Ｇ
ｙ２１と短い間隔で極性が反転するリードアウト傾斜磁
場Ｇｘ２２によって複数のエコーを発生させるマルチエ
コー計測であり、例えば３２〜１２８個のエコー信号を
取得する。

【００２８】次に上記パルスシーケンスによる本実施例
の動作を説明する。まず時刻Ｔａにおいて、ＲＦパルス
１１と、ｚ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｚを
１２に示すパルス状に印加して、図２に示すｚ軸に垂直
なスライス面３２を励起する。ＲＦパルスを傾斜磁場を
同時に印加することで、関心領域を選択的に励起するこ
とができる。次にＲＦパルス１１の印加後、ｘ方向に磁
場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｘ１４をＴ時間印加し、
振幅の極性を反転させて２Ｔ時間印加し、再び振幅の極
性を反転させてＴ時間印加する。この間傾斜磁場Ｇｘ１
４を印加して２Ｔ時間後、傾斜磁場Ｇｘの振幅と印加時
間の積分値が０になるとエコー信号Ｓ１が発生するの
で、これを計測し計算機６に格納する。

【００２９】このリードアウト傾斜磁場Ｇｘ１４ととも
に、位相エンコード（ｙ）方向の傾斜磁場Ｇｙ１３をｔ
時間印加する。ここで、時間ｔは時間Ｔより短いものと
する。エコー信号Ｓ１を計測した後、傾斜磁場Ｇｙの振
幅と印加時間の積分値が０になるように、振幅の極性を
反転させた傾斜磁場Ｇｙ１６をｔ時間印加する。これに
よりスピンの状態は、傾斜磁場Ｇｙ１３による位相の変
化が相殺される。

【００３０】次の第２の工程では時刻Ｔｂにおいてα°
のフリップ角のＲＦパルス１７と、ｙ方向に磁場強度を
傾斜させる傾斜磁場Ｇｙ１８を同時に印加し、さらに時
刻Ｔｃにおいてβ゜のフリップ角のＲＦパルス１９と、
ｘ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｘ２０を同時
に印加する。この２つのＲＦパルス１７、１９及び傾斜
磁場１８、２０は前述したように、それぞれｘ方向及び
ｙ方向に沿った２つの励起プロファイル３１、３０（図
２）を与えるので、第１のＲＦパルス１１によって励起
を受けたスライス面３２は、ＲＦパルス１７、１９によ
る励起を受けない領域Ｅと、いずれか一方或いは両方の
励起を受ける領域の９個の領域に区分される。

【００３１】例えば第１のＲＦパルス１１のフリップ角
が９０°であるとすると、領域Ａ、Ｃ、Ｇ及びＩの磁化
はα゜＋β゜、領域ＤとＦの磁化はβ゜、領域ＢとＨの
磁化はα゜の励起を受け、領域Ｅの磁化は９０゜励起さ
れたままの状態にとどまる。ここでα、βの値を共に−
９０゜とすると、領域ＢとＤとＦとＨにおける磁化のフ
リップ角は最初の０゜に戻され、領域Ａ、Ｃ、Ｇ及びＩ
における磁化のフリップ角は−９０゜となるので、領域
Ｅは隣接した領域ＢとＤとＦとＨから分離される。

【００３２】従って時刻Ｔｃ以降の傾斜磁場を、領域Ｅ
を視野とするような撮影条件で印加すれば、周辺からの
信号の折り返しの影響を受けずに、領域Ｅのみを画像化
することができる。なお領域Ａ、Ｃ、Ｇ及びＩはフリッ
プ角が−９０゜の磁化が存在するので、これらの領域か
らの信号の混入が予想される場合には、ＲＦパルス１１
とＲＦパルス１７、１９の位相をπ／２シフトさせ、領
域ＡとＣとＧとＩの信号の位相と、領域Ｅの信号の位相
との間に、π／２の位相差を設けることにより、両者の
信号を分離することができる。

【００３３】また、式（２）、（３）及び図２からの分
るように、ＲＦパルス１７、１９のスライスプロファイ
ルにおける２つのピークの中心位置と各ピークの中心位
置は、搬送波の中心周波数ω_a、ω_b及び周波数シフト成
分（搬送波に重畳される余弦波の中心周波数）△ω_a、
△ω_bによって決るので、これらを変化させることによ
り、領域Ｅの位置および面積を任意に選択することがで
きる。

【００３４】次にスライス面３２から選択された領域Ｅ
の信号を計測する。このためにＲＦパルス１９の印加
後、リードアウト傾斜磁場Ｇｘ２２をＴ時間印加し、以
後２Ｔ時間ごとに振幅の極性の反転を繰り返しながら印
加を続ける。傾斜磁場Ｇｘ２２の振幅と印加時間の積分
値が０となるごとにエコー２３が発生するので、これを
計測し計算機６に格納する。この際、傾斜磁場Ｇｘの反
転と同じタイミングで位相エンコード傾斜磁場Ｇｙ２１
を２Ｔ時間の間隔でｔ時間づつ印加する。ここで時間ｔ
は時間Ｔより短いものとし、エコー２３は１枚の画像を
再構成するのに必要な数だけ計測する（ここではｊと仮
定する）。

【００３５】上記第１の工程及び第２の工程を、繰り返
し時間ＴＲで傾斜磁場１３、１６を１エンコードステッ
プ分ずつ変化させながら繰り返す。スライス面３２につ
いて画像を再構成するのに必要なエンコードステップ数
をｋとすると、ｋ回のシーケンスの繰り返しに対して、
１組のエコー列｛Ｓ１｝とｋ組のエコー列｛Ｓ２｝が得
られる。最後に｛Ｓ１｝、｛Ｓ２｝を別々に像再構成す
ることにより、｛Ｓ１｝からスライス面３２の画像が得
られ、｛Ｓ２｝からＴＲ間隔で連続したｋ枚の領域Ｅの
画像が得られる。即ち、｛Ｓ１｝から高分解能の解剖学
的画像を、また｛Ｓ２｝から高時間分解能の機能画像を
得ることができる。

【００３６】以上の実施例では、パルスシーケンスの繰
り返しにつき第１の工程で１個のエコー信号１５と、第
２の工程で１枚の画像を再構成するのに必要な数（ｊ）
のエコー信号２３を計測したが、各工程において計測さ
れるエコーの数がこれに限定されるものではなく任意に
設定できる。一般に信号取得時間と画像のＳ／Ｎ比はト
レードオフの関係にあるため、１回の計測で１枚の画像
が形成できる領域Ｅの画像は高速撮影ではあるが、スラ
イス面３２の画像と比較してＳ／Ｎ比が劣る。従って、
領域Ｅの画像についてもＳ／Ｎ比を向上させるために
は、複数回の計測の繰り返しによって画像に必要な数の
エコー信号を計測するようにしてもよい。また、第１の
工程についても１回の計測で複数のエコー信号を計測す
るようにしてもよい。更には、第２の工程をシングルエ
コー計測とし、第１の工程で２以上のエコーを計測する
ことも可能である。

【００３７】本発明の第２の実施例として、信号取得時
間とＳ／Ｎ比の関係を中和させるために、第１の工程と
第２の工程におけるエコー信号の計測の比率を変化させ
た場合を図３に示す。図３に示すパルスシーケンスで
は、第１のＲＦパルス５１、第２及び第３のＲＦパルス
５８、６０はそれぞれ図１のＲＦパルスと同様であり、
それらと同時に印加される傾斜磁場５２、５９、６０の
同様であるので説明を省略する。この実施例においても
第１の工程で位相エンコード傾斜磁場Ｇｙ５３、５７が
印加されるが、この場合の傾斜磁場印加量（強度）はそ
の間にブリップ状に印加される位相エンコード傾斜磁場
５４との関係で決められ、位相エンコード数は図１の実
施例よりも少なくてよい。第１の工程では、複数（ｍ
個）のエコー信号５６を計測するために極性の反転を繰
り返すリードアウト傾斜磁場Ｇｘ５５が加えられる。第
２の工程でも第１の工程と同様に位相エンコード傾斜磁
場６２、６６が加えられ、複数のエコー信号６５が計測
される。

【００３８】このようなパルスシーケンスでは、まずＲ
Ｆパルス５１によってスライス面３２を励起して信号を
計測し、ＲＦパルス５８、６０によってスライス面３２
から領域Ｅを選択するところは、第１の実施例と同様で
あるが、リードアウト傾斜磁場Ｇｘ５５を、２Ｔごとに
振幅の極性を反転させながら印加し、ｍ個のエコー５６
を計測する。この時、同時に位相エンコード傾斜磁場Ｇ
ｙ５４を２Ｔ時間毎に１エンコードステップ分ずつ印加
し、最後にリフェイズのための傾斜磁場５７を印加す
る。ここで、エンコード傾斜磁場５３、５７の傾斜磁場
印加量は、シーケンスの繰り返しごとに、各エコーの受
けるエンコード傾斜磁場の量が異なるように変化させる
のであるが、傾斜磁場Ｇｙ５７の印加量は、傾斜磁場Ｇ
ｙ５３、５４及び５７の振幅と印加時間の積分値が０と
なるように決められる。

【００３９】次に第２の工程で高周波磁場５８と６０の
印加後、傾斜磁場Ｇｘ６４を２Ｔ時間ごとに振幅の極性
を反転させながら印加し、ｎ個のエコー６５を計測す
る。同時に、位相エンコード傾斜磁場Ｇｙ６３を、２Ｔ
時間毎に１エンコードステップ分ずつ印加する。最後に
位相エンコード傾斜磁場６６が印加されるが、この傾斜
磁場６６の印加量は、傾斜磁場Ｇｙ６２、６３及び６６
の振幅と印加時間の積分値が０となるように印加する。

【００４０】以上のシーケンスを、位相エンコード傾斜
磁場５３、５７、６２及び６６の強度を変えながら繰り
返し、画像に必要な数の信号を取得する。以上のパルス
シーケンスでは１回の計測につき、第１の工程ではｍ
個、第２の工程ではｎ個のエコーが得られる。従って、
本実施例は、図１の実施例と比較して信号Ｓ１の信号取
得の効率はｍ倍となるが、信号Ｓ２の信号取得の効率は
ｎ／ｊ倍となる。

【００４１】以上の図１及び図３の実施例では、エコー
信号Ｓ１、Ｓ２ともに像再構成に必要な数のエコーを全
て計測する場合について説明したが、全てのエコーがな
くても画像が像再構成可能な方法を本発明の方法に適用
し、計測するエコー数を短縮することも有効であること
は明らかである。このような方法としては、ｋ空間にエ
ルミット対称性が存在することを利用したハーフフェイ
ズ・エンコーディング法や、ダイナミックイメージ（機
能画像）についてはｋ空間における比較的低周波数領域
の信号を計測し、その他の部分の画像データは既にある
解剖学的画像データを利用する方法等があり、例えば
「共役によるＭＲイメージング時間の半減：３．５ＫＧ
におけるデモンストレーション」（ラジオロジー161、5
27、1986年）（D.A.Feinberg, J.D.Hale, J.C.Watts,
L. Kaufman and A. Mark; Halving MR Imaging Time by
Conjugation : Demonstration at 3.5KG, Radiology,
161,527, 1986）或いは「コントラスト剤投与に次ぐダ
イナミック連続イメージにおいて時間分解能を改善する
ための複合ｋ空間ウィンド（キーホールテクニック）」
（ＳＭＲＭ第１１回年会、ワーク−イン−プログレ
ス、４２３６、１９９２年）（M.E.Brummer, W.T.Dixo
n, B.Gerety, H.Tuithof; Composite k-Space Windows
(Keyhole Techniques) To Improve Temporal Resoluti
on in a Dynamic Series of Images Following Contras
t Administration, SMRM 11th Anuual Meeting, Work i
n Progress, 4236, 1992）に述べられている。

【００４２】次に本発明の第３の実施例として、本発明
の方法をマルチスライス計測を採用した３次元計測に適
用した場合について説明する。この実施例では図４に示
すように、ｚ方向に沿って走行する血管部周辺を高い時
間分解能で計測することを可能とする。第３の実施例に
おけるパルスシーケンスは、図１のパルスシーケンスと
同様であるが、この場合第１の工程では傾斜磁場Ｇｙ１
３、１６及び傾斜磁場Ｇｘ１４の印加を省略し、エコー
Ｓ１の計測を行わなくてもよい。即ち、まずＲＦパルス
１１及びスライス選択傾斜磁場１２によってスライス面
を励起し、続いてＲＦパルス１７と１９によってスライ
ス面内の特定の領域（視野）を選択する。次にエンコー
ド傾斜磁場Ｇｙ２１及び極性が反転するリードアウト傾
斜磁場２２を印加し複数のエコーＳ２を計測する。この
ようなシーケンスを、ＲＦパルス１１の搬送波の周波数
を変化させて、スライス位置をｚ方向にシフトさせてマ
ルチスライス計測を行う。

【００４３】ここで図４に示すように、最初のスライス
位置ＳＬ１において血管部４１が位置ｐ１を通過するな
らば、ｐ１を中心とした領域を選択するようにＲＦパル
ス１７及び１９を照射する。ＲＦパルス１７及び１９に
よって領域の位置及び面積を決定することは既に述べた
通りである。そして次のスライス位置ＳＬ２において血
管部４１が位置ｐ２を通過するならば、今度はｐ２を中
心とした領域選択するように高周波磁場１７及び１９を
照射する。このようにして得られた画像をつなぎ合わせ
ることにより、血管部周辺のみの３次元画像が得られ
る。

【００４４】尚、血管部４１の位置は、予め従来の３次
元計測を行うことにより、およその位置を知ることがで
き、この情報に基づき本発明の計測を実施する。さら
に、本発明のイメージング方法により得られた高分解能
画像と従来の３次元計測によって得られた画像との重ね
合わせが有効であることは明らかである。以上説明した
図１及び図３のパルスシーケンスは、説明のために代表
的なシーケンスを示したものであり、細部は変更するこ
とができる。例えば、エコー信号の計測のために印加さ
れる傾斜磁場２２、５５、６４は振幅の極性が反転する
矩形波を示したが、正弦波であってもよく、またブリッ
プ状の傾斜磁場２１、５４、６３は、ＤＣであってもよ
い。

【００４５】更に本発明では第１の工程で単一のＲＦパ
ルス１１、５１のみを印加しているが、静磁場の不均一
によるスピンの位相分散を補正するために１８０゜パル
スを加えてもよい。

【００４６】

【発明の効果】以上、詳細に説明した如く本発明のＭＲ
イメージング方法によれば、第１のＲＦパルスによって
計測したい所望の断面を選択励起し、更に第２及び第３
のＲＦパルスによって励起された断面のうちの狭い領域
を選択してエコー信号を計測するようにしたので、最初
に励起された断面において注目したい領域の小規模計測
が可能となる。また第１のＲＦパルスによる励起後にも
エコー信号を得ることにより、励起された断面全体につ
いての画像データと、後に選択された小断面についての
画像データを同時に得ることができる。特に高解像度の
解剖学的画像と時間分解能の高い機能画像とを同時に計
測することが可能である。これにより、２つの画像の計
測環境差なく、重ね合わせ等の処理が可能である。

【００４７】また本発明のＭＲイメージング法によれ
ば、各スライスについて計測を行うマルチスライスを適
用することにより、３次元領域のうち任意の部位に沿っ
た画像を効率よく計測することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１および第３の実施例のパルスシー
ケンスを示す図。

【図２】本発明による小断面の選択を説明するための断
面の模式図。

【図３】本発明の第２の実施例のパルスシーケンスを示
す図。

【図４】本発明を適用する３次元物体の模式図。

【図５】本発明を適用する装置の概略構成を示す図。

【符号の説明】

１１、５１・・・・・・第１のＲＦパルス１２、５２・・・・・・スライス選択性傾斜磁場１３、２１、５３、５４、６２、６３・・・・・・エンコード
傾斜磁場１４、２２、５５、６４・・・・・・リードアウト傾斜磁場１５、２３、５６、６５・・・・・・エコー信号

フロントページの続き (56)参考文献特開平４−343833（ＪＰ，Ａ) 特開昭63−143043（ＪＰ，Ａ) 特開平５−64633（ＪＰ，Ａ) 特開平２−246930（ＪＰ，Ａ) 特開平７−184879（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場内に置かれた被検体に複数の高周波
磁場パルスと複数の傾斜磁場を所定のパルスシーケンス
で印加する手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信
号を検出し前記被検体の組織の断層画像を得る手段とを
備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記パルスシーケンスは、前記被検体の所望の断面を選
択励起する第１の高周波磁場パルスを印加した後、前記
断面全体についてエコー信号を計測する第１の工程と、
前記断面に含まれ前記断面よりも領域の縮小された小断
面を選択する第２の高周波磁場パルスおよび第３の高周
波磁場パルスを印加した後、前記小断面についてエコー
信号を計測する第２の工程とを含むことを特徴とする磁
気共鳴イメージング装置。
【請求項２】請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装
置において、前記第１の工程では前記断面全体について
前記エコー信号を計測することにより、前記断面につい
て高解像度の画像データを取得し、前記第２の工程では
前記小断面について複数の前記エコー信号を計測するこ
とにより、前記小断面について高時間分解能の画像デー
タを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装
置。
【請求項３】請求項１または２に記載の磁気共鳴イメー
ジング装置において、前記小断面の前記エコー信号を周
囲の領域のエコー信号から分離するために、前記第１の
高周波磁場パルスと前記第２および第３の高周波磁場パ
ルスとは、印加する時点の前記被検体の磁化の位相がπ
／２シフトするように設定されていることを特徴とする
磁気共鳴イメージング装置。