JPH0436695B2

JPH0436695B2 -

Info

Publication number: JPH0436695B2
Application number: JP61153533A
Authority: JP
Inventors: Kazuto Nakabayashi
Original assignee: Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1986-06-30
Filing date: 1986-06-30
Publication date: 1992-06-17
Also published as: US4845430A; JPS639432A; DE3721639A1

Description

【発明の詳細な説明】［発明の目的］（産業上の利用分野）本発明は多数のスライス面のデータ収集の際の
データ収集時間の大幅な短縮を図ることができる
ようにした磁気共鳴イメージング装置のデータ収
集方法に関するものである。

（従来の技術）原子核の電磁波に対する共鳴現象である核磁気
共鳴現象を利用して被検体中の各組織に存在する
特定の原子核による情報であるMR（Magnetic
Resonance）信号を被検体の外部で無侵襲に測定
することにより医学的診断に供する情報を得るこ
とのできるようにした磁気共鳴イメージング装置
（Magnetic Resonance Imaging；以下、MRIと
称する）がすでに実用化されている。

ここでMRIとは次のような原理に基づく装置
である。

一般に多くの原子核にはそれぞれに固有な回
転、すなわち、スピンがあつてそのために角運動
量を持つている。そして、核は電荷を持つている
ので、スピンはその軸のまわりを流れる電流に相
当し、小さな磁場を発生する。従つて、スピンが
零でない限り、核は磁気モーメント（磁気双極
子）を持つことになる。

通常、スピンを持つ核の磁気双極子は勝手な方
向を向いているが、これを磁場の中に置くと磁気
双極子が磁力線の方向に配向する。水素の原子核
である陽子（¹Ｈ）のようにスピンが1/2の核で
は、双極子に許される配向は磁場に平行か逆平行
（逆向き）かの２通りだけである。二つの配向は
エネルギがわずかに異なつており、これはエネル
ギ準位のゼーマン分裂と呼ばれている。

原子核の集団が全体としてどのような磁気的ふ
るまいをするかは巨視的磁化ベクトルＭを定義す
ることで知ることができる。Ｍは測定しようとす
る試料の中で注目している核の磁気双極子すべて
を加え合わせた正味の値を表わす。外から磁場を
かけなければ、巨視的磁化ベクトルは当然零であ
るが、試料を磁場に加えるとこの磁場の方向に各
磁気双極子は配向するから、磁場と平行な巨視的
磁化ベクトルが発生する。この方向を習慣的にＺ
軸と定める。

回転している核はあたかも小さな「こま」がジ
ヤイロスコープのようにふるまう。

回転しているジヤイロスコープの軸を垂直から
傾けると、いわゆる「みそすり運動」即ち、一般
に歳差運動と呼ばれる運動をはじめるが、磁場中
で回転している核の集団に相当するのが巨視的な
磁化ベクトルＭであるから、これをＺ軸方向から
傾けると、同じようにＭはＺ軸のまわりに歳差運
動をはじめる。

このＭを傾ける方法としてはＺ軸方向に与えた
静磁場に対して垂直なＸ，Ｙ面内にくるくると回
転する非常に小さな磁場を加えてやれば良く、実
際には回転磁場は高周波電源からコイルを通して
試料に加える方法をとる。

ただし、加える高周波磁場の周波数が試料中の
核の歳差周波数と一致するようにしなければなら
ない。即ち、いわゆる共鳴現象を起こさせるわけ
であり、このため、磁気共鳴と呼ばれる。

量子力学的にみると核が集つて出来た巨視的磁
化ベクトルが、平衡位置から傾くことは、低いエ
ネルギ準位から高いエネルギ準位への遷移と同じ
ことであり、高周波磁場の周波数が二つのエネル
ギ準位間の磁気エネルギの差に等しい時だけ遷移
が起こる。共鳴させる角周波数ω₀はラモーア周
波数とも呼ばれ、外から加えた静磁場の強さとの
間に簡単な数学的関係を持つ。即ち、周波数ω₀
は磁場の強さH₀に磁気回転比γを乗じたものに
等しい。

ω₀＝H₀×γ ……(1) ここで磁気回転比γとはスピンが零でない核そ
れぞれに固有の定数であり、例えば１テスラ（１
万ガウス）の磁場中の水素核（陽子）の共鳴周波
数は42.57MHz、リン31（³¹Ｐ）の共鳴周波数は１
テスラの磁場中で17.24MHzと云つた具合である。
これらの共鳴周波数はいずれも電磁波スペクトル
中の無線周波数帯にあり、Ｘ線や可視光よりはる
かに低いので生体中の分子を切断すると云つた力
はない。従つて、周波数を適宜に選択し、特定の
核種に同調させればその応答信号を分離して観察
できることになる。

MRIはこれを利用したもので、Ｚ軸方向に与
えた静磁場中の試料に対し、更に線型磁場勾配を
付加し、そして磁化ベクトルＭを傾けるために必
要な回転磁場を高周波パルスで与え、磁化ベクト
ルＭを傾け、この高周波パルスを加え終つた後に
受信コイルに発生する起電力をMR信号として得
て、この信号をフーリエ変換することにより空間
情報を得てこれより画像再構成を行うようにした
ものである。

具体的には診断用のMRIにおいては、検査対
象となる被検体の特定位置の断層像を得るために
第４図に示すように、被検体Ｐに図示Ｚ方向に沿
う非常に均一な静磁場H₀を作用させておき、こ
の状態で更に一対の傾斜磁場コイル１Ａ，１Ｂに
より静磁場H₀に線型磁場勾配を付加する。静磁
場H₀に対して特定の原子核は前述のラモーア周
波数ω₀で共鳴するから、特定の原子核のみ共鳴
させる角周波数で回転磁場H₁を一対の送信コイ
ル２Ａ，２Ｂを介して与えると、この付加されて
いる線型磁場勾配における回転磁場H₁の角周波
数で特定される位置の上記特定原子核が共鳴を起
こし、MR現象を生じる。

このように前記線型磁場勾配を利用して定めら
れる平面を第４図のＸ−Ｙ平面とすると、上記回
転磁場H₁により、該Ｘ−Ｙ平面におけるMR現
象を得ることができる。このＸ−Ｙ平面が断層像
を得る特定のスライス部分Ｓ（平面状の部分であ
るが、現実にはある厚みを持つ）となる。MR現
象は一対の受信コイル３Ａ，３Ｂを介して自由誘
導減衰（FID；Free Induction Decay）信号
（FID信号）を含むMR信号として観測されるの
で、この信号をフーリエ変換することにより特定
の原子核スピンの回転周波数についての単一のス
ペクトルが得られる。

被検体の所望断層面におけるあらゆる方向につ
いてのMR信号を収集し、これらMR信号をそれ
ぞれフーリエ変換して上記断層面各方向について
の投影データ（プロジエクシヨンデータ）を得、
これら各投影データを各々の対応する投影方向に
逆投影して重ね合わせるいわゆる再構成処理を施
すと、前記断層面の再構成画像（CT像）が得ら
れる。

すなわち、断層像をCT像として得るためには、
スライス部分ＳのＸ−Ｙ平面内の多方向について
の投影データが必要であるから、スライス部分Ｓ
を励起してMR現象を生じさせた後、第５図に示
すように磁場H₀にX′軸方向（Ｘ軸よりθ°回転さ
せた座標系）に直線的な傾斜を持つ線型磁場勾配
G_XYを作用させる。これにより被検体Ｐ中のスラ
イス部分Ｓ内の等磁場線Ｅは直線となり、その線
上の特定の原子核スピンの回転周波数は前述のラ
モーラ周波数の関係式で表わすことができる。

ここで説明の便宜上、等磁場線Ｅの各々（E₁
〜E_o）より信号D₁〜D_o（一種のFID信号）を生ず
ると考える。信号D₁〜D_oの振幅はそれぞれスラ
イス部分Ｓを貫き等磁場線E₁〜E_o上の原子核ス
ピン密度に比例することになる。ところが実際に
観測されるFID信号はD₁〜D_oをすべて加え合わ
せた合成FID信号となるので、この合成FID信号
FIDをフーリエ変換することにより、スライス部
分ＳのX′軸への投影情報（１次元像）PDが得ら
れる。このX′軸をＸ−Ｙ平面内で回転させるこ
とにより、前述と同様にしてＸ−Ｙ平面内の各方
向への投影情報が得られ、これらの投影情報即ち
プロジエクシヨンデータに基づいて画像再構成処
理を行うことによつてCT像を得ることができる。

このようにMRIは磁場を用いて共鳴を起し、
その際に得られる微弱なMR信号をもとに画像再
構成をするものである。

かかるMRIは、上述したようにスライス部分
Ｓの位置（スライス位置）及びそのスライスの厚
み（スライス厚）の決定を、スライス面に垂直な
方向（Ｚ軸方向）についての傾斜磁場を印加しな
がら、スライス厚に対応した周波数成分を含む励
起パルスを加え、特定のスライス面にMR現象を
生じさせることで行つており、これを選択励起法
と呼ぶ。この選択励起によつて特定位置のスライ
ス部分Ｓが励起されるが、スライス位置決定時に
印加される傾斜磁場により該傾斜磁場の印加終了
後もスライス部分内の原子核は同一の周波数では
あるがスライス厚方向について異なつた位相で歳
差運動をしている。この位相差があると、検出さ
れるMR信号であるFID信号は小さくなつてしま
い、最終的に得られる画像情報の画質を劣化させ
ることになる。

上記原子核の歳差運動の位相差をなくして大き
なFID信号を得るための方法としては、スライス
面決定時に印加する傾斜磁場とは逆極性の傾斜磁
場を（スライス位置決定後）MR信号収集前に印
加する方法があり、従来よりMRIでは一般的に
行われている。例として、「Initial Clinical
Evaluation of ａ Whole Body Nuclear
Magnetic Resonance（NMR） Tomograph
（Journal of Computer Assisted Tomography6
(1)：１−18，February，1982）」で報告されてい
るパルス系列を第６図〜第８図に示す。これら、
第６図、第７図および第８図の３種類のパルス系
列はMRIにおける典型的は画像情報である原子
核密度情報、T₁（スピン−格子緩和時間）情報お
よびT₂（スピン−スピン緩和時間）情報をそれぞ
れ主として得るために用いられるものであるが、
いずれにおいても先に述べたのようにスライス位
置決定後に、該スライス位置決定時にスライス位
置決定用として印加した傾斜磁場（これを＋G_Z
とする）とは逆極性の傾斜磁場−G_Zを印加し、
これによつてスライス位置決定時に生じた上述の
原子核の歳差運動の位相差を無くすようにするも
のである。

第６図に示されたものはrepeated FID法と称
され主として原子核の密度分布情報を画像化する
ために用いられるパルス系列、第７図に示された
ものはinversion−recovery法と称され主として
緩和時間T₁分布情報を画像化するために用いら
れるパルス系列、そして第８図に示されたものは
spin−echo法と称され主として緩和時間T₂分布
情報をそれぞれ画像化するために用いられるパル
ス系列であることはすでに述べた通りである。こ
れら第６図〜第８図においては、90°パルス、
180°パルス等のRF（ラジオ周波数）磁場すなわち
高周波回転磁場、スライス位置決定用すなわちス
ライス面（直交するＸ軸とＹ軸により形成される
Ｘ−Ｙ面とする）の傾斜磁場G_Z，MR信号の投影
方向決定用すなわちスライス面（Ｘ−Ｙ面）に沿
う方向の傾斜磁場G_XYおよびFID、エコー等の
MR信号のタイミング関係を示しており、これら
は静磁場H₀を印加した状態で印加収集される。

第６図、第７図のrepeated FID法とinversion
−recovery法はMR信号としてFID信号を直接検
出する方法であるが、第８図のspin−echo法は
FID信号をエコー信号として観測する。第８図の
場合とほぼ同様にFID信号をエコー信号として観
測する他の一例のパルス系列を第９図に示す。第
９図では傾斜磁場G_XYを印加した後180°パルスを
印加している。これら、第８図、第９図の例のよ
うに90°パルスをかけた後（第９図では傾斜磁場
G_XYを印加しさらにその後）180°パルスをかけ、
しかる後に傾斜磁場G_XYをかけることによりエコ
ー信号が形成される。この時の90°パルスと180°
パルスとの間の時間をT_Eに設定する。このT_Eは
エコー信号がこの180°パルスを印加した後に最大
値となる時間相当の時間とする。そして、第８図
および第９図では傾斜磁場G_Zと90°パルスを同時
に加え選択励起をした後、上記G_Zとは逆極性の
傾斜磁場−G_Zを加えることにより、上述した原
子核の歳差運動の位相差をキヤンセルしている。

この位相差キヤンセルにかかわる磁化の動きに
ついて第１０図を参照して説明する。なお、第１
０図の座標系は ω₀＝γH₀ （γ：磁気回転比、H₀：静磁場強度）なる共鳴角周波数ω₀で回転する回転座標系であ
り、Z′軸は静磁場H₀の向き、X′軸は励起パルス
の向きとする。90°パルスを印加することにより
Z′軸の向きにあつた磁化ベクトルＭはY′軸上に倒
れるが、90°パルスと同時に印加される傾斜磁場
G_Zにより、静磁場強度H₀より磁場の大きい部位
では磁化ベクトルＭは上記ω₀よりも大きな角周
波数で歳差運動するため、図示のようにY′軸に
対して矢印A₁方向にずれて倒れることになる。
この後に上記G_Zと逆極性の傾斜磁場−G_Zを印加
すれば、磁化ベクトルＭは上記H₀より小さい磁
場を感じるため矢印A₂方向に動いてゆき、この
傾斜磁場−G_Zの印加時間を適宜選定すればY′軸
に向きをそろえることができる。また、上記H₀
より磁場の小さい部位の磁化ベクトルＭは図示矢
印A₁とは逆の向きすなわち図示矢印A₂向きにず
れてX′−Y′平面に倒れることになるが傾斜磁場
−G_Zの印加により矢印A₁方向に動いて、上述と
同様にY′軸に向きをそろえることができる。

このようにして磁化ベクトルＭの軸を揃えた
後、投影方向を決める傾斜磁場G_XYを与え、次に
180°パルスを与えて再度励起し、その後に再び傾
斜磁場G_XYを与えてMR信号を取出す。同一スラ
イス面に対しては励起されたスピンの緩和を待つ
て行う。

ところで、MRIにおいては１つの励起面のス
ピンの緩和を待つ間に、他の励起面をデータ収集
を次々と行い、１つの励起面の全データを収集す
るに要する時間とほぼ同じ時間で多数の異なるス
ライス位置の画像データを収集すると言うマルチ
スライス技術がある。この技術はMRI特有の避
けて通れない待ち時間の有効利用を図るもので、
次のような背景に基づく。

例えば、１つの励起面のみの画像を得る場合を
考える。MRIの典型的な動作シークエンスの一
例である第１１図を見るとわかるように、パルス
P1，P2を与えてある面を励起しある投影方向ま
たは位相エンコード等におけるデータ収集を行つ
た後、次の投影データまたは位相エンコード等の
データを得るために同じ面を励起しようとする
と、スピンの緩和を持つための待ち時間T_Wが必
要である。すなわち、第１１図においてT_AQは
MR信号収集のための期間であり、T_Eは励起後か
らエコーと呼ばれるMR信号が最大になるまでの
時間である。

MR信号収集のための期間T_AQは画像分解能等
により固定され、一般にT_E＞T_AQである。P1，
P2スピン励起用のパルス磁場であり、P1は90°パ
ルス、P2は180°パルスを用いることがほとんどで
ある。

１つの励起面を励起してから同じ面を励起する
までの時間間隔をT_Rとすると、 T_R＝T_E＋（T_AQ／２）＋T_W となる。ここで、T_E，T_Rはスピン緩和時間・ス
ピン密度ρを画像上に反映させるためのパラメー
タであり、自由に変わることが望ましく、代表的
な値はT_R＝300〜3000msec、T_E＝10〜120msec
である。

今、T_R≫T_Eなるパラメータで画像収集を行う
とすると、T_Wが長くなり、その間、装置は何も
しない待ち状態になる。この待ち時間を利用して
他の位置を励起面を励起してデータを収集するの
がマルチライス技術である。

第１２図、第１３図に一般的なマルチスライス
による励起の様子を示す。第１２図は直方体状の
撮影対象Ａと励起されたスピン密度分布を示した
もので、Ｂ１〜Ｂ４は励起されるスライス面を示
す。第１３図は励起シークエンスを示したもので
ある。

第１３図において、第１面の励起が行われ、
T_RMIN（＝T_E＋（T_AQ／２））時間経過後、第２面を
また、T_RMIN時間経過後、第３面を……と言う具
合に順次、次のスライス面が励起され、データ収
集が成されて行く。この場合、スライス厚肉のス
ピン励起を行うように励起パルスの周波数を設定
するが、これでも現実には励起されたスピンの密
度分布はスライス厚より幾分はみ出した領域に亙
り、第１２図に破線で示されるような分布とな
る。

もちろん、このような干渉が生じないように励
起毎に十分な時間をおけば良いわけであるが、１
スライス面当りのデータ収集方向は多数に亙るか
ら、被検体の体動の問題すなわち、体動による位
置の変化等のために再構成した像にアーチフアク
トが生ずる問題が残ること、及び第６図乃至第８
図に示すようにMR信号は減衰するまでにある程
度の時間がかかることなどにより、マルチスライ
スを行う場合では、影響の無くなる程度に減衰す
るまで待つのは不可能である。

従つて、通常マルチスライスを行つてゆくと、
隣接するスライス面間で斜線を施して示したよう
に「重なりの部分」が生じ、この部分において、
残留する先の励起時のMR信号成分が干渉して、
得られる信号に影響を与え、再構成される画像の
コントラストの低下などを引き起こす。

（発明の解決しようとする問題点）このようにマルチスライスではある一投影方向
における励起からデータ収集までシークエンスを
実行すると、その隣のスライス面の一投影方向に
おける励起とデータ収集を行い、これが終わると
その隣のスライス面の一投影方向における励起と
データ収集を行い、……と言つた具合に次々にス
ライス面を変えての励起が行われる。そしてこの
場合、スライス厚内のスピン励起を行うように励
起パルスの周波数を設定するが、それでも現実に
は励起されたスピンの密度分布はスライス厚より
幾分はみ出した領域に亙り、第１２図に破線で示
されるような分布となるのを避けることが出来な
い。従つて、短時間に能率良くマルチスライスを
行つて行くと隣接するスライス面間で斜線で示さ
れた重なり部分が干渉し、再構成される画像のコ
ントラストの低下などの画質に対する悪影響を避
けることが出来なかつた。

また、当然のことながら、短時間に能率良くマ
ルチスライスを行うには１断面のある方向からの
データ収集が終わると、直ちに次の断面のある方
向からのデータ収集に入ることである。しかし、
上記の理由により、画質を維持しつつ、短時間で
マルチスライスを実行することは不可能である。

そこでこの発明の目的とするところは、マルチ
スライスを行う場合にこれを高速で実行でき、且
つ、隣接するスライス面間での干渉を防止出来る
とともに、画像コントラストの低下などを防止出
来て良質の画像を得ることの出来るようにした磁
気共鳴イメージング装置のデータ収集方法を提供
することにある。

［発明の構成］（問題点を解決するための手段）上記目的を達成するため、本発明は次のように
する。すなわち、特定原子核物質のスピンを磁気
励起することにより生ずる磁気共鳴により被検体
の所望の断面上における線形磁場勾配に対応する
磁気共鳴信号を検出し、この信号をフーリエ変換
して特定原子核物質の少なくともスピン密度につ
いての情報を得、当該情報に基づく画像再構成処
理により当該断面における前記特定原子核物質に
ついての少なくともスピンの密度分布に関する画
像を得る磁気共鳴イメージング装置におけるギヤ
ツプ無しで隣接する複数のスライス領域それぞれ
の画像を再構成するためのデータを収集する方法
において、前記複数のスライス領域のうち一のスライス領
域からの一つのデータを収集するための磁気励起
制御を実行したとき当該一のスライス領域から一
つのデータを収集する際の励起期間T_R内に、前
記複数のスライス領域のうち前記一のスライス領
域を除く他のスライス領域それぞれから一つのデ
ータを収集するため磁気励起制御を順次実行する
と共に、当該磁気励起制御を順次実行するにあたり、前
記複数のスライス領域それぞれの前記磁気励起制
御は、隣接しないスライス領域を選択することを
特徴とする。

（作用）この方法は、磁気励起を所定のタイミングで逐
次繰返し実行するとともに、磁気励起する被検体
断面位置は励起毎に隣接しない位置を選択してゆ
く。

一般に、スライス厚内のスピン励起を行うよう
に設定しても、現実には励起されたスピンの密度
分布はスライス厚より幾分はみ出した領域に亙る
ことになるが、本発明方法では、励起する被検体
断面位置は励起毎に隣接しない位置を選択してゆ
くことから、次々にスライス面を変えての励起を
行つても、隣接する被検体断面位置での収集デー
タに干渉することが無くなり、従つて、短時間に
能率良くマルチスライスを行つても、再構成され
る画像のコントラストの低下などの画質に対する
影響が無くなる。

従つて、本発明によれば、マルチスライスを行
う場合にこれを高速で実行でき、且つ、隣接する
スライス面間での干渉を防止出来るとともに、画
像コントラストの低下などを防止出来て良質の画
像を得ることが出来るようになる。

（実施例）以下、本発明の一実施例について図面を参照し
て説明する。

励起されたスピンは、励起後、時間ｔにより
e^t/T1．e^t/T2で示される緩和、回復過程に入る（第
２図参照）。

従つて、隣合う励起面（スライス位置）同十の
励起間隔は、長い方が干渉が少ないと言える。

そこで、本方法では隣合うスライス位置を次々
に励起するのではなく、例えば１スライス位置分
ずつ飛ばして励起してゆき、次に飛ばされたスラ
イス位置を順に励起してゆくというように、隣接
しないスライス位置を順に選択して励起し、デー
タ収集してゆく。

すなわち、本方法では第３図に示すように例え
ば４スライスの場合を考えて見ると、隣合うスラ
イス位置をS1，S2，S3，S4を順に励起するので
はなく、例えば、スライス位置S1の次のスライ
ス位置S3、その次にスライス位置S2、次にスラ
イスS4と言つた具合に１スライス位置分ずつ飛
ばして励起してゆく（勿論それ以上でも構わな
い）。

この場合のシークエンスを第１図に示す。図に
おいて、例えば、スライス位置S1のデータ収集
のために、90°パルスP1を発生させ、次いで180°
パルスP2を発生させ、MR信号MRを得る。そし
て、前回のスライス位置でのデータ収集のための
90°パルスP1発生時から次の励起開始までの間隔
である励起間隔T_EXをおいて後、スライス位置S3
のデータ収集のために、90°パルスP1を発生させ、
次いで180°パルスP2を発生させ、MR信号MRを
得る。同様に励起間隔T_EX経過の後、スライス位
置S1のデータ収集のために、90°パルスP1を発生
させ、次いで、180°パルスP2を発生させ、MR信
号MRを得、次に同様に励起間隔T_EX経過の後、
スライス位置S4のデータ収集のために、90°パル
スP1を発生させ、次いで180°パルスP2を発生さ
せ、MR信号MRを得ると言つた具合に１スライ
ス位置分ずつ飛ばして励起してゆくと言うよう
に、隣接しないスライス位置を順に選択励起し、
データ収集してゆく。

これを第１回目の励起期間T_R内に行う。

この時、上記励起間隔T_EXを T_EX＝T_R／マルチスライス枚数但し、T_EX＞T_RMIN とすることにより、スライス面間の干渉を極力避
けることができる。

このように本発明は、特定原子核物質のスピン
を磁気励起することにより生ずる磁気共鳴により
被検体の所望の断面上における多方面についての
線形磁場勾配に対応する磁気共鳴信号を検出し、
この信号をフーリエ変換して特定原子核物質のス
ピン密度の多方向についての投影または位相エン
コード等の情報を得、これら投影または位相エン
コード等の情報に基づく画像再構成処理により当
該断面における前記特定原子核物質のスピンの密
度分布像を得る磁気共鳴イメージング装置におい
て、上記磁気励起を所定のタイミングで逐次繰返
し実行するとともに、磁気励起する被検体断面位
置は励起毎に隣接しない位置が選択されるように
制御するようにしたものである。

一般に、スライス厚内のスピン励起を行うよう
に設定しても、現実には励起されたスピンの密度
分布をスライス厚より幾分はみ出した領域に亙る
ことになるが、上述の手法を用いると、励起する
被検体断面位置は励起毎に隣接しない位置を選択
してゆくことから、次々にスライス面を変えての
励起を行つても、隣接する被検体断面位置での収
集データに干渉が生じなくなり、従つて、再構成
される画像のコントラストの低下などの画質に対
する影響が無くなる。

また、短時間に能率良くマルチスライスを行う
には１断面のうち方向からのデータ収集が終わる
と、直ちに次の断面のある方向からのデータ収集
に入ることである。従来では画質を維持しつつ、
短時間でマルチスライスを実行することは不可能
であつたが、本方法によれば、隣接する断面での
MR信号の干渉が無いのでこれが可能になる。

従つて、短時間に能率良くマルチスライスを行
つても、再構成される画像のコントラストの低下
などの画質に対する影響が無くなり、高速で画質
の良い断層像を得ることの出来る磁気共鳴イメー
ジング装置を得ることが可能となる。

尚、本発明は上記し且つ、図面に示す実施例に
限定することなくその要旨を変更しない範囲内で
適宜変形して実施し得るものであり、例えば励起
の順序は奇数位置のものを順に行つてつぎに偶数
位置のものを順に行うと云つた方法に限らず、そ
の逆や或いは２つおき、３つおきなど、適宜に設
定して構わない。

［発明の効果］以上詳述したように本発明によれば、マルチス
ライスを行う場合にこれを高速で実行でき、且
つ、隣接するスライス面間での干渉を防止出来る
とともに、画像コントラストの低下などを防止出
来て良質の画像を得ることの出来るようになる等
の特徴を有する磁気共鳴イメージング装置のデー
タ収集方法を提供することが出来る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の動作シークエンスを説明する
ための図、第２図乃至第３図は本発明の作用を説
明するための図、第４図乃至第１０図は磁気共鳴
イメージング装置の原理を説明するための図、第
１１図乃至第１３図は従来の欠点を説明するため
の図である。

Claims

【特許請求の範囲】１特定原子核物質のスピンを磁気励起すること
により生ずる磁気共鳴により被検体の所望の断面
上における線形磁場勾配に対応する磁気共鳴信号
を検出し、この信号をフーリエ変換して特定原子
核物質の少なくともスピン密度についての情報を
得、当該情報に基づく画像再構成処理により当該
断面における前記特定原子核物質についての少な
くともスピンの密度分布に関する画像を得る磁気
共鳴イメージング装置におけるギヤツプ無しで隣
接する複数のスライス領域それぞれの画像を再構
成するためのデータを収集する方法において、前記複数のスライス領域のうち一のスライス領
域からの一つのデータを収集するための磁気励起
制御を実行したとき当該一のスライス領域から一
つのデータを収集する際の励起期間T_R内に、前
記複数のスライス領域のうち前記一のスライス領
域を除く他のスライス領域それぞれから一つのデ
ータを収集するため磁気励起制御を順次実行する
と共に、当該磁気励起制御を順次実行するにあたり、前
記複数のスライス領域それぞれの前記磁気励起制
御は、隣接しないスライス領域を選択することを
特徴とする磁気共鳴イメージング装置のデータ収
集方法。