JPH0420618B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

発明の背景 この発明の分野は核磁気共鳴作像方法及び装置
である。更に具体的に云えば、この発明は所定の
走査時間内に一層多数の像を作成する方法及び装
置に関する。 磁気モーメントを持つ原子核は、それが置かれ
た磁気の方向と整合しようとする。然し、その
時、原子核は、磁界の強度と特定の原子核の種目
の性質（その原子核の磁気回転比γ）とに関する
特性的な角周波数（ラーモア周波数）で、この方
向の周りに歳差運動をする。この現象を示す原子
核がこの明細書では「スイン」と呼ばれる。 人間の組織の様な物質に一様な磁界（分極磁界
B_z）をかけると、組織内のスピンの個々の磁気
モーメントがこの分極磁界と整合しようとする
が、その特性的なラーモア周波数で不規則な順序
で、その磁界の周りに歳差運動をする。正味の磁
気モーメントMzが分極磁界の方向に発生される
が、垂直すなわち横方向の平面（ｘ−ｙ平面）内
にある不規則な向きを持つ磁気モーメントは互い
に相殺する。然し、その物質又は組織に、ｘ−ｙ
平面内にあつて、ラーモア周波数に近い磁界（励
振磁界B₁）をかけると、正味の整合したモーメ
ントM_zをｚ−ｙ平面へ回転させ又は「傾斜」さ
せて、正味の横方向磁気モーメントM₁を発生す
ることが出来る。この磁気モーメントM₁はｘ−
ｙ平面内でラーモア周波数で回転する。正味の磁
気モーメントM_zが傾斜する程度、従つて正味の
横方向の磁気モーメントM₁の大きさは、主に励
振磁界B₁を印加する時間の長さとその大きさと
に関係する。 この現象の実用的な価値は、励振信号B₁が終
了した後、励振されたスピンによつて信号が放出
されることにある。簡単な装置では、励振された
原子核が受信コイルに振動する正弦波信号を誘起
する。この信号の周波数がラーモア周波数であ
り、その初期振幅A₀は、横方向磁気モーメント
M₁の大きさによつて決定される。放出信号の振
幅Ａは時間ｔと共に指数関数式に減衰する。 Ａ＝A₀e^-t/T2* 減衰定数１／T₂ ^*は磁界の均質性と、「スピン
−スピン緩和」定数又は「横方向緩和」定数と呼
ばれるT₂とに関係する。定数T₂は、完全に均質
な磁界内で、励振信号B₁が除かれた後にスピン
整合した歳差運動が位相外れになる指数関数形の
速度に反比例する。 NMR信号の振幅Ａの別の重要な因子はスピン
−格子緩和過程と呼ばれ、これは時定数T₁によ
つて特徴づけられる。これは、正味の磁気モーメ
ントＭが分極軸線ｚに沿つた平衡値に回復する様
子を示すものであるから、縦方向緩和過程とも呼
ばれる。時定数T₁はT₂より長く、医学的に関心
がもたれる大抵の物質ではずつと長い。正味の磁
気モーメントＭにその平衡値に緩和する十分な時
間を与えないと、この後のパルス順序で発生され
るNMR信号の振幅Ａが減少する。 この発明に特に関係のあるNMR測定は「パル
ス形NMR測定」と呼ばれる。こう云うNMR測
定は励振期間と信号放出期間とに分れる。この測
定は循環的な形で実施され、NMR測定を何回も
繰返して、各サイクルの間に異なるデータを累積
し、又は被検体の異なる場所において同じ測定を
行なう。大きさ、周波数の内容及び持続時間が変
化する１つ又は更に多くのRF励振パルス（B₁）
を印加する広い範囲の種々の準備励振方式が知ら
れている。この様なRF励振パルスは狭い周波数
スペクトル（選択性励振パルス）を持つていても
よいし、或いはある範囲の共振周波数にわたつて
横方向磁化M₁を発生する広い周波数スペクトル
（非選択性励振パルス）を持つていてもよい。従
来、特定のNMR現象を活用する様に設計されて
いて、NMR測定過程に於ける特定の問題を克服
する励振方式が沢山ある。 NMRを利用して像を作る時、被検体の特定の
場所からのNMR信号を求める方法が用いられ
る。典型的には、作像しようとする領域（関心の
ある領域）を、使う特定の局在化方法に応じて変
るが、一続きのNMR測定サイクルにかける。受
信NMR信号をデイジタル化して処理し、周知の
数ある再生方式の内の１つを用いて、像を再生す
る。この様な走査を実施する為には、勿論、被検
体内の特定の場所からのNMR信号を取出すこと
が必要である。この為、分極磁界B₀と同じ方向
を持つが、ｘ，ｙ及びｚ軸の夫々に沿つて勾配を
持つ磁界G_x，G_y，G_zを用いる。各々のNMRサイ
クルの間のこう云う勾配の強度を制御することに
より、スピンの励振の空間的な分布を制御し、
NMR信号の場所を突止めることが出来る。 NMRは、生きている人体の解剖学的な特徴の
断層写真、投影及び容積像を求める為に使われる
作像モードが急速に開発されている。こう云う像
は核−スピン分布（典型的には水及び脂肪に伴う
陽子）を示しており、それがスピン格子T₁及び
スピン−スピンT₂緩和時定数の様な組織の特定
のNMR特性によつて修正される。これは、解剖
学的な部分を表わし、組織を特徴づけることが出
来る為に、医学的に診断価値がある。 NMRを医療に使う時の１つの問題は、像を再
生することが出来る様にする為の十分なNMRデ
ータを収集するのに要する時間である。十分な
NMRデータを収集する為には、何回ものパルス
順序（シーケンス）を実行しなければならない
が、前に述べた様に、適当な振幅Ａを持つNMR
信号を発生する為には、相次ぐスピンの励振の間
に十分な緩和時間を持たせなければならない。そ
の結果、スピンの磁化が１つのスライスで緩和し
ている間に、他のスライスを励振することが出来
る様に、関心のある領域内の空間的に別々の１組
のスライスから時間的に順次NMRデータを収集
するのが普通である。この方式は普通多重スライ
ス２次元方法と呼ばれる。大抵の場合、「スピン
ワープ形」データ収集方法の変形が使われる。こ
の方法では、生のデータ空間を直線的に埋め、単
純な２次元フーリエ変換によつて像を発生する。
この方法は2DFT方法と呼ばれる。 合計走査時間を延長せずに所定の走査内に収集
することが出来るスライスの最大数は、各々のパ
ルス順序の持続時間と、任意の１個のスライスに
於ける相次ぐスピンの励振の間に必要な緩和時間
とによつて決定される。緩和時間をより長く割当
てれば、他のスライスからより多くのNMRデー
タを収集する為の時間が利用出来る。勿論、合計
走査時間はそれに比例して増加するが、実際は、
割当てる緩和時間を、適切なNMR信号及びコン
トラストが得られ様にするのに必要な最小限に抑
えるのが普通である。勿論、各々のパルス順序の
長さを短縮する努力も常に払われているが、所定
のどんなNMR測定サイクルでも、最終的には限
界に達する。 発明の要約 この発明は所定のNMRパルス順序、緩和時間
及び合計走査時間を用いて撮像し得るスライスの
数を増加する方法に関する。更に具体的に云え
ば、この発明の方法は、任意のNMR 2DFTパル
ス順序の改良であつて、プーリエ変換を用いて、
収集されたNMRデータから像を再生する。この
フーリエ変換の為のNMRデータはRF励振パル
スを用いることによつて複数個のスライスから同
時に収集されるが、この励振パルスは位相変調さ
れていて、再生された像の配列が、位相符号化方
向に互いにずれていて、別々に表示し又は記憶す
ることが出来る様に、各々のスライスの像を含む
様になつている。 この発明の全般的な目的は、複数個のスライス
から同時にNMRデータを収集すると共に、この
データから、各々のスライスが別々に示される様
な像を再生することである。Ｒ（ｔ）をNMRパ
ルス順序内の所定のスライスに対するRF励振パ
ルス包絡線を表わすとすると、下記の包絡線を持
つRFパルスを用いた励振により、距離y₀だけ位
相符号化方向（ｙ方向）にずれた、そのスライス
に対する再生像が発生される。 R′（ｔ，Ky）＝Ｒ（ｔ）e^{iky y0} こゝでk_yは位相符号化方向の指数の現在の値を
表わし、これは位相符号化勾配パルスの下にある
面積に比例する。即ち、R′（ｔ，k_y）はビユー
（view）毎に変化するが、これと対照的に普通の
2DFT方法では、位相符号化勾配パルスだけがビ
ユー毎に変化する。 対応する数の位相がずれた変調RF励振を組合
せることにより、一連のスライスからのデータを
同時に収集することが出来る。R_s（ｔ）をＮ個か
らなる所望の１組のスライス内にあるｓ番目のス
ライスに対するRF励振パルスの包絡線とすると、
複合RF励振パルスR′（ｔ，k_y）がy_sのずれをもつ
て、Ｎ個のスライス全部を同時に励振する。 R′（ｔ，Ky）＝_N 〓^S=1 Rs（ｔ）e^{iky ys} 収集されたNMRデータの2DFT再生により、
Ｎ個のスライス全部を含む像が発生される。ｓ番
目のスライスの像の中心は、再生像全体の中心か
ら、ｙ方向に量y_sだけずれている。従つて、y_sを
適当に選ぶと共に、ｙ方向に於ける適当な再生視
野を選ぶことにより、Ｎ個のスライスを重なりを
なくして表示することが出来る。 この発明の別の目的は、１組のスライスから同
時にNMRデータを収集し、現存のNMR装置を
用いて夫々の像を再生することである。現存の
NMR装置にある送信周波数合成器を制御して、
複合RF励振R′（ｔ，ky）を発生することが出来
る。同様に、現存のNMR装置のハードウエア及
びソフトウエアを用いて、NMRデータを収集し
て処理することが出来る。像の配列内で発生され
る１組のスライス像は、別々に表示又は記憶する
為、容易に分離することが出来る。 この発明の上記並びにその他の目的及び利点
は、以下の説明から明らかになろう。この説明は
図面に対して行なうが、こゝにはこの発明の好ま
しい実施例が例として示されている。然し、この
実施例は必ずしもこの発明の範囲全体を表わすも
のではなく、この発明の範囲を解釈するに当たつ
ては、特許請求の範囲を参照されたい。 発明の詳しい説明 最初に第１図について説明すると、この発明を
取入れていて、ザ・ゼネラル・エレクトリツク・
カンパニイからSIGNAの商品名で販売されてい
る好ましいNMR装置の主な部品がブロツク図で
示されている。装置の全体的な動作は、主計算機
１０１（例えばデータ・ゼネラルMV4000）を含
むホスト・コンピユータ・システム１００によつ
て制御される。計算機にはインターフエース１０
２が付設されており、これを介して計算機の複数
個の周辺装置及びNMR装置のその他の部品が結
合される。計算機の周辺装置の中に磁気テープ駆
動装置１０４があり、主計算機の指示のもとにこ
れを利用して、患者データ及び像をテープに記録
することが出来る。処理済み患者データは像デイ
スク記憶装置１１０にも記憶することが出来る。
配列プロセツサ１０６が、データの予備処理及び
像の再生の為に利用される。像プロセツサ１０８
の作用は、拡大、像の比較、グレースケールの調
節及び実時間のデータ表示の様な対話形の像の表
示の操作を行なうことである。コンピユータ・シ
ステムが、デイスク形データ記憶装置１１２を利
用して生のデータ（即ち、像に構成する前のデー
タ）を記憶する手段を備えている。オペレータ・
コンソール１１６もインターフエース１０２を介
して計算機に結合されていて、患者の検査に関連
するデータ及び較正、走査の開始と終了の様な
NMR装置の正しい動作に必要な追加のデータを
入力する手段をオペレータに提供する。オペレー
タ・コンソールは、デイスク又は磁気テープに記
憶された像を表示する為にも使われる。 コンピユータ・システムがシステム制御装置１
１８及び勾配増幅器装置１２８を介して、NMR
装置全体に対して制御作用を行なう。コンピユー
タ・システム１００が直列デイジタル通信回線１
０３（例えばイーサネツト回線）を介してシステ
ム制御装置１１８と連絡するが、そのやり方は周
知の通りである。システム制御装置１１８がパル
ス制御モジユール（PCM）１２０、無線周波ト
ランシーバ１２２、状態制御モジユール（SCM）
１２４及び部品を付勢するのに必要な、全体を１
２６で示す電源の様な幾つかの部分を含んでい
る。PCM１２０が主計算機１０１から供給され
た制御信号を利用して、勾配コイルの励振を制御
するデイジタル波形や、RF励振パルスを変調す
る為にトランシーバ１２２で用いるRF包絡線波
形の様なデイジタル・タイミング及び制御信号を
発生する。勾配波形が勾配増幅器装置１２８に印
加される。これはG_x、G_y及びG_z増幅器１３０，
１３２，１３４で構成されている。各々の増幅器
１３０，１３２，１３４を利用して、全体を１３
６で示す集成体にある対応する勾配コイルを励振
する。この集成体は磁石集成体１４６の一部分で
ある。勾配コイルは、付勢された時、主分極磁界
と同じ方向に磁界の磁界勾配G_x，G_y，G_zを発生
する。勾配はデカルト座標系の互いに直交する
ｘ，ｙ及びｚ軸方向である。即ち、主磁石（図に
示してない）によつて発生される磁界がｚ方向で
あつて、それをB₀と呼ぶことにし、ｚ方向の合
計磁界をB_zとすると、G_x−∂B_z／∂x、G_y＝∂B_z／
∂y、G_z＝∂B_z／∂zであり、任意の点（ｘ，ｙ，
ｚ）に於ける磁界は、Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）＝B₀＋G_x
ｘ＋G_yｙ＋G_zｚによつて表わされる。 勾配磁界を、トランシーバ１２２、RF増幅器
１２８及びRFコイル１３８によつて発生される
無線周波パルスと組合せて利用して、検査する患
者の領域から出て来るNMR信号に空間情報を符
号化する。パルス制御モジユール１２０によつて
発生される波形及び制御信号をトランシーバ装置
１２２で利用して、RF搬送波の変調及びモード
の制御を行なう。送信モードでは、送信機が、制
御信号に従つて変調された無線周波波形をRF電
力増幅器１２３に供給し、この増幅器が主磁石集
成体１４６の中にあるRFコイル１３８を付勢す
る。患者の励振された原子核から放射される
NMR信号を送信に使つたのと同じ又は異なる
RFコイルで感知する。トランシーバ１２２の受
信機部分で、信号を検出し、増幅し、復調し、
波してデイジタル化する。処理済み信号が、イン
ターフエース１０２及びトランシーバ１２２を結
合する専用の一方向高速デイジタル・リンク１０
５を介して、処理の為に主計算機１０１に伝送さ
れる。 PCM１２０及びSCM１２４は独立の装置であ
つて、その両方が主計算機１０１、患者位置ぎめ
装置１５２の様な周辺装置、並びに相互に直列通
信リンク１０３を介して連絡する。PCM１２０
及びSCM１２４は、何れも（インテル8086の様
な）16ビツト・マイクロプロセツサで構成されて
いて、主計算機１０１からの指令を処理する。
SCM１２４が、患者揺台位置、並びに可動の患
者整合用扇形光ビーム（図面に示してない）の位
置に関する情報を収集する手段を持つている。主
計算機１０１がこの情報を使つて、像の表示及び
再生パラメータを修正する。SCM１２４は、患
者輸送及び整合装置の作動の様な機能をも開始す
る。 患者コイル集成体１３６及びRF送受信コイル
１３８が、分極磁界を発生するのに用いる磁石の
中孔の中に取付けられている。磁石が、患者整合
装置１４８、シム・コイル電源１４０及び主磁石
電源１４２を含む主磁石集成体の一部分である。
シム電源１４０を利用して、主磁界に関連するシ
ム・コイルを付勢する。こう云うシム・コイル
は、分極磁界の非均質性を補正する為に使われ
る。抵抗形磁石の場合、主磁石電源１４２を利用
して磁石を絶えず付勢する。超導電磁石の場合、
主電源４１２は、磁石によつて発生される分極磁
界を適当な動作用の強度にする為に利用され、そ
の後は切離される。永久磁石の場合、電源１４２
を必要としない。患者整合装置１４８が患者揺台
及び輸送装置１５０及び患者位置ぎめ装置１５２
と組合せて作用する。外部の源からの妨害を最小
限に抑える為、主磁石集成体、勾配コイル集成体
及びRF送受信コイルと、患者取扱装置で構成さ
れるNMR装置の部品は、全体を１４４で示した
RF遮蔽室の中に封入されている。 特に第１図及び第２図について説明すると、ト
ランシーバ１２２が、電力増幅器１２３を介して
コイル１３８ＡのRF励振磁界B₁を発生する部品
と、コイル１３８Ｂに誘起されたNMR信号を受
信する部品とを含んでいる。RF励振磁界の基本
又は搬送波周波数が周波数合成器２００によつて
発生される。この合成器は、主計算機１０１から
通信リンク１０３を介して１組のデイジタル信号
（CF）を受取る。こう云うデイジタル信号は、１
ヘルツの分解能で、出力２０１に発生すべき周波
数を示す。米国特許第4602226号、同第46942546
号及び同第4682106号に記載されている様に、指
令されたRF搬送波が変調器２０２に印加され、
そこでPCM１２０から線２０３を介して受取つ
た信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ
（ｔ）は、発生すべきRF励振パルスの包絡線を限
定するアナログ信号である。これはPCM１２０
で、所望の包絡線を表わす一連の記憶されている
デイジタル値を逐次的にデイジタル・アナログ変
換器に読出し、その変換器が線２０３を駆動する
ことによつて発生される。記憶されるデイジタル
値は、コンピユータ・システム１００によつて変
更して、任意の所望のRFパルス包絡線を発生す
ることが出来る。この結果得られるRF励振信号
が、PCM １２０から線２０４を介して受取る
制御信号に応答して、ターンオン及びターンオフ
される。線２０５からのRF励振パルス出力の大
きさが、主計算機１０１から通信リンク１０３を
介してデイジタル信号TAを受取る送信減衰回路
２０６によつて減衰させられる。減衰させたRF
励振パルスが電力増幅器１２３に印加され、この
増幅器がRF送信コイル１３８Ａを駆動する。 更に第１図及び第２図について説明すると、被
検体によつて発生されたNMR信号を受信コイル
１３８Ｂで拾い、受信機２０７の入力に印加す
る。受信機２０７がNMR信号を増幅し、主計算
機１０１からリンク１０３を介して受取つたデイ
ジタル減衰信号（RF）によつて決定された量だ
け、減衰される。受信機２０７は、RCM １２
０から線２０８を介して送られる信号によつてタ
ーンオン及びターンオフされて、特定の収集を実
施するのに必要な期間の間だけ、NMR信号が収
集される様にする。 受信NMR信号が直角検波器２０９によつて復
調され、２つの信号Ｉ及びＱを発生し、それがフ
イルタを介して全体を２１５で示した１対のアナ
ログ・デイジタル変換器に結合される。こう云う
Ａ／Ｄ変換器が制御線２０８によつて付能され
て、有効信号が存在する時だけ、デイジタル化
NMRデータを発生する。このデータが線１０５
を介して主計算機１０１に出力される。Ａ／Ｄ変
換器の入力にあるフイルタが主計算機１０１によ
つて制御されて、Ｉ及びＱの帯域幅を制限する。
直角検波器２０９は第２の周波数合成器２１０か
らのRF基準信号をも受取るが、これを直角検波
器２０９で用いて、NMR信号の内、送信機の
RF搬送波と同相の成分の振幅、並びにNMR信
号の内、これと直角の成分の振幅を感知する。周
波数合成器２１０はリンク１０３を介して、復調
信号の周波数を決定するデイジタル信号（CF）
を受取る。２つの合成器２００，２１０の位相は
線２１１によつて固定されており、大抵の測定で
は、２つの合成器の周波数は同じである。 第３図は２次元フーリエ変換（2DFT）と呼ば
れる種類の普通の作像パルス順序の２つの図を示
している。この順序は２次元「スピンワープ形」
作像と呼ばれる場合が多い。このパルス順序は、
周知の様に、検査する物体の像を再生する為に、
作像用NMRデータを求めるのに役立つ。２つの
ビユーを“Ａ”及び“Ｂ”Ｎで示してある。これ
らは位相符号化勾配磁界G_yを別とすると同一で
ある。各々のビユーは、米国特許第4443760号に
記載されている様に、位相交番NMR信号S₁（ｔ）
及びS₁′（ｔ）を発生して、NMR装置のあるベー
スライン誤差を相殺する位相交番形RF励振パル
スを利用する様なパルス順序である。 次に第３図のビユーＡについて説明すると、期
間１（横軸に沿つて示す）に、正のG_z磁界勾配
パルスの存在のもとに選択性90゜RF励振パルスが
印加されることが示されている。パルス制御モジ
ユール１２０が送信周波数合成器２００及び変調
器２０２に必要な制御信号を供給して、その結果
得られる励振パルスが、作像する身体の予定の領
域又はスライスだけにある核スピンを励振するの
に正しい位相及び周波数になる様にする。典型的
には、励振パルスは、（sin ｘ）／ｘ関数によつ
て振幅変調されている。合成器２００の周波数
は、印加された分極磁界B₀の強度と作像する特
定のNMR種目とに応じて、周知のラーモア方程
式の関係を持つ。パルス制御モジユール１２０が
勾配増幅器１３４に対する作動信号をも印加し、
この場合はG_z勾配パルスを発生する。 第３図の説明を続けると、G_x，G_y及びG_z勾配
パルスが期間２に同時に印加される。期間２の
G_x勾配は位相戻しパルスであつて、典型的には、
期間２にわたる勾配波形の時間積分が、期間１に
わたるG_x勾配波形の時間積分の大体−1/2に等し
くなる様に選ぶのが典型的である。負のG_zパル
スの作用は、期間１の間に選択されたスライス中
で励振された核スピンを位相戻しすることであ
る。G_y勾配パルスは位相符号化パルスであつて、
ビユーＡ，Ｂ……等の各々で異なる振幅を持つ様
に選ばれていて、勾配方向に空間情報を符号化す
る。G_y勾配の異なる振幅の数は、典型的には、
再生像が位相符号化方向（ｙ）に持つ画素分解素
子の数と少なくとも等しくなる様に選ぶのが典型
的である。典型的には、勾配G_yの128、256又は
512個の異なる振幅が選ばれ、典型的なNMR装
置では、G_yの値は、NMR走査が完了するまで、
あるビユーと次のビユーとで一定量だけ増加す
る。 期間２のG_x勾配パルスは、スピン・エコー信
号S₁（ｔ）の発生時刻を期間４に遅らせる為に、
励振された核スピンも予定量だけ位相外しするの
に必要な位相外しパルスである。典型的には、期
間３に180゜RFパルスを印加することにより、ス
ピン・エコー信号が発生される。公知の様に、
180゜RFパルスは空間選択性パルスであつて、ス
ピンの位相外しの方向を逆転して、スピン・エコ
ー信号を発生する。期間４に、勾配パルスG_xの
存在のもとにスピン・エコー信号を標本化する。
こうしてこの勾配の方向（ｘ）に空間情報を符号
化する。 前に述べた様に、各々のビユーで余分のNMR
測定を使うことにより、ベースライン誤差成分が
除かれる。この２番目の測定は１番目と略同一で
あるが、ビユーＡの期間５のRF励振パルスはビ
ユーＡの期間１の選択性90゜励振パルスに較べて
（負の符号で示す様に）180゜位相がずれる様に選
ばれている点が異なる。その結果、期間８のスピ
ン・エコー信号S₁′（ｔ）は期間４のスピン・エコ
ー信号S₁′（ｔ）に対して180゜位相がずれている。
信号S₁′（ｔ）をS₁（ｔ）から減算すれば、信号
S₁′（ｔ）で符号が反転する信号成分だけが残る。
こうしてベースライン誤差成分が相殺される。 ビユーＡについて上に述べた過程が、位相符号
化勾配G_yの全ての振幅に対し、ビユーＢ等でも
繰返される。この走査の間に収集されたNMRデ
ータをコンピユータ・システム１００に記憶し、
そこで処理してCRT表示装置を制御するのに適
した像データを発生する。こう云う形式の完全な
走査を使つて、患者の中の１つのスライスの２次
元像を再生することが出来る。このスライスの場
所は、選択性90゜励振パルス及び180゜反転パルス
の中心周波数によつて決定され、その厚さはパル
スの帯域幅とそれに伴う勾配パルスの強度とによ
つて決定される。 第３図に示す順序は、順序の持続時間が繰返し
時間T_Rと同じである単一スライス方法を示して
いる。然し、コントラスト等の為、T_Rはこの順
序によつてデータを収集するのに要する実際の時
間よりもかなり長く選ばなければならない。そう
いう場合、緩和期間の間に他のスライスを励振し
て、同じ走査期間で、幾つもの平面を作像するこ
とが出来る。第４図はこの多重平面方式を示して
いる。順序の時間T_Sが今度は１つ順序を実施す
るのに要する時間（第３図のT_R）である。この
例では、T_S＝T_R／10であつて、10個のスライス
が作像される。走査を実施するのに要する時間
T_SCANは、パルス順序の繰返し時間（T_R）、位相
符号化勾配G_yの異なる値の数（ｎ）及び各々の
G_yに於ける励振の回数（NEX）に関係する。 T_SCAN＝ｎ・NEX・T_R 第３図に示す場合の様に、NEX＝２の走査で
は、T_Rが500ミリ秒で、位相符号化の数がｎ＝
256であると、合計走査時間は256秒である。この
走査で収集し得るスライスの数は、各々のパルス
順序の持続時間（T_S）に関係する。 パルス順序を用いて、多数の平面からのデータ
を収集することが第４図に示されている。この図
で、ｚ軸に沿つて分布した隣接する10個のスライ
ス１乃至10からNMRデータを収集する。データ
は選択性90゜励振パルスの中心周波数を、データ
を収集しようとする次のスライスの周波数（ω₁
乃至ω₁₀）に変えることによつて、任意の順序で
収集することが出来る。例えば、中心周波数は第
４図に示す様に逐次的に、又はω₁，ω₃，ω₅，
ω₇，ω₉，ω₂，ω₄，ω₆，ω₈，ω₁₀と云う順序の何
れかで、ビユー毎に変えることが出来る。10個の
256×256画素の像を発生する為に10個のスライス
からのNMRデータを収集するには、例えば４分
の走査時間を必要とすることがある。 普通のNMR走査が、デイジタル数の２次元配
列２個で構成されたデータの組を各々のスライス
に対して発生する。一方の配列は直角検波器のＩ
出力からの信号の振幅を表わし、他方の配列はＱ
信号を表わす（第２図）。第５図に示す様に、こ
れら２つの配列の各々の値は、位相符号化勾配磁
界G_yがその離散的な値（−ΔG_yｎ／２乃至＋ΔG_y
ｎ／２）の内の１つにあると共に、離散的な標本
化時刻（t₁乃至t_T）の内の１つにある時に収集さ
れる。Ｉ及びＱデータ配列に対して複素数フーリ
エ変換を実施することにより、２次元像の画素の
強度を示す値の配列が発生される。 この像配列が第６図に示されている。この図
で、ｙ軸に沿つた行の数が、位相符号化勾配
（G_y）の異なる値を用いて収集されたNMR信号
の数（ｎ）に等しく、ｘ軸に沿つた列の数は、パ
ルス順序の読取期間の間、各々のNMR信号から
求めたサンプルの数（ｍ）に等しい。各々の画素
の値にオフセツトを加算し、値の範囲を使われる
表示装置の範囲に制限した後、こう云う画素の値
を表示メモリ配列に直接的に写像し、この配列か
らｎ×ｍ個の画素を持つ、人間が知覚し得る像を
発生することが出来る。 「位相ラツプ（wrap）」と呼ばれる問題を克服
する為、表示メモリに写像する像配列よりも大き
いデータ配列を作ることが知られている。一例
は、ΔG_yを半分にして、前の位相符号化の値の２
倍の数を収集することである。こうすることによ
り、G_yの範囲全体は同じであるが、ｙの標本化
が２倍になり、従つて2n×ｍのデータ配列が得
られる。こうして得られた像配列は、フーリエ変
換の後、大きさが2n×ｍであり、像は垂直方向
の2n空間全体を占める。第７図に示す様に、こ
の2n×ｍの像配列の真中のｎ×ｍ部分だけを表
示メモリに写像し、従つて、上側及び下側のｎ／
２×ｍの部分は使わない。この過剰標本化方式に
より、像の上側又は下側の境界で起り得る折返し
像が切取られる。この方式は、現存のNMR装置
に於けるフーリエ変換アルゴリズムが2n×ｍ配
列を処理することが出来る点で、この発明を実施
する上で重要である。 この発明は、所定の走査時間内に、２倍又は更
に何倍かのスライスからNMRデータを収集する
ことが出来る様にする、この様な周知の方式に対
する改良である。この発明の方法は、その作像方
式の一部分としてスライス選択RF励振パルスを
用いる殆んどどの現存のパルス順序にも用いるこ
とが出来、上に述べた様に、NMRデータ配列か
ら像配列へのフーリエ変換を用いる任意のNMR
作像装置に用いることが出来る。 Ｆ（k_y）が関数ｆ（ｙ）のフーリエ変換であると
すると、次の式が得られる。 ｆ（ｙ）＝∫F（k_y）e^{-iky ydky} (1) フーリエ解析の周知の定理から、次の関係があ
る。 ｆ（ｙ−y₀）＝∫F′（k_y）e^{-iky ydky} (2) こゝで F′（k_y）＝Ｆ（k_y）e^{iky y0} (3) ｙがフーリエ変換を用いて再生された像の垂直
位置である場合、単にＦにk_yに依存する位相係数
を乗ずることにより、所望の量y₀だけ、再生像を
ずらし又は上向きに移すことが出来る。 上に述べた様に、NMR作像では、ｙは位相符
号化の方向を表わし、k_yは位相符号化磁界勾配パ
ルスG_yの下にある面積に比例する。従つて、式
(3)に従つて、NMRデータから再生された像は、
NMRデータにビユーに関係する位相係数を乗ず
ることにより、ｙ方向にずらすことが出来る。こ
れはRF励振パルスの位相変調によつて達成する
ことが出来る。例えば、Ｒ（ｔ）が所定の励振に
対するRF励振パルスの包絡線を表わす場合、次
の式に示すR′（ｔ，k_y）を用いて励振すれば、同
じ像をy₀だけずらして再生することになる。 R′（ｔ，k_y）＝Ｒ（ｔ）e^{iky y0} (4) この発明はこの事実を利用して、関心のある領
域にある２つ又は更に多くの別々のスライスを同
時に励振し、両方のスライスからのNMR信号を
収集し、その後両方のスライスの像データを含む
１つの像フアイルを再生する。ずれを十分大きく
選ぶことにより、一方のスライスの像は他の全て
のスライスの像の位置からずれて、重ならなくな
る。従つて、別々のスライスの像を別々に表示す
ることが出来る。こうすることにより、所定の走
査時間に対し、２倍又は何倍かのスライスを収集
して作像することが出来る。 第３図に戻つて説明すると、この発明は、90゜
及び180゜RF励振パルスの周波数及び位相内容を
変更することによつて実施される。好ましい実施
例では、こう云う励振パルスによつて２つのスラ
イスを同時に励振する（Ｎ＝２）が、２つより多
くの像を励振して、同じ再生像内に作ろうとする
場合、この数を増加することが出来ることが理解
されよう。こう云うRF励振パルスの包絡線は次
の様になる。 R′（ｔ，k_y） ＝R₁（ｔ）e^{iky y1}＋R₂（ｔ）e^{iky y2} (5) 包絡線R₁（ｔ）の中央周波数は、１番目の所望
のスライスを励振する様に設定され、包絡線R₂
（ｔ）の中央周波数は２番目の所望のスライスを
励振する様に設定される。y₁及びy₂の値は、この
結果得られる２つの再生像が互いにずれていて、
像配列内に重ならない様に選ばれる。こう云う
RF励振パルスが、第２図について述べた送信周
波数合成器２００及び変調器２０２によつて発生
される。 走査の間に２個のスライスに対するNMRデー
タを収集しようとする場合、この発明の好ましい
実施例による10個のパルス順序の各々が、異なる
２つのスライスからのNMRデータを収集する。
この発明はスライスの分け方を何等特定する場合
に制限されないが、好ましい実施例では、スライ
スは隣合せに次の様に分けられる。

【表】

【表】 10個のパルス順序で、普通の様に10個のスライ
スではなく、20個のスライス全部からのNMRデ
ータを収集することが出来ることが理解されよ
う。この順序が、走査が完了するまで、位相符号
化勾配G_yの2n個の異なる値及びそれに伴うk_yの
値を用いて繰返される。従つて、各対のスライス
に対し、直角検波器２０９（第２図）のＩ及びＱ
出力の両方から、2n×ｍのデータ配列が得られ
る。 収集されたNMRデータの処理は普通に行なわ
れる。Ｉ及びＱの2n×ｍ像配列を複素数フーリ
エ変換にかけて、2n×ｍ像配列を作る。然し、
第８図に示すように、今度は、2n×ｍ像配列は
対になつたスライスの２つの別々のｎ×ｍ像を持
つている。これを別々にｎ×ｍ表示メモリに写像
してもよいし、後で使う為に、別々に記憶しても
よい。 この発明が２つのスライスからのデータを同時
に収集する場合に制限されないことは当業者に明
らかであろう。RF励振信号に追加の周波数及び
位相成分を加えて、同時に多数のスライスを励振
することが出来る。勿論、こう云う成分の位相の
ずれ（y₁，y₂……ｙ）は、再生像が重ならない様
にする位に大きくしなければならないし、データ
配列及び像配列はこの様にずらした全ての像を記
憶する位に大きくしなければならない。これは、
この発明に従つて、スライスを組合せる倍数Ｎと
同じだけ、合計の収集回数を増加することによつ
て保証することが出来る。即ち、信号対雑音比を
改善する為に、普通の走査でＮ回の信号の平均化
（即ち多重NEX）の収集が実施される場合、その
順序を変更して、各々の再生像でＮ倍のスライス
が得られる様にすることは容易であり、各々の再
生像をＮ回の平均化による予想通りの信号対雑音
比率の改善が得られる。 場合によつては、普通の走査の間に得られる身
体の再生像が、ｎ×ｍマトリクスの垂直範囲全体
又は視野全体を埋めないことがある。これは、身
体の範囲に対して視野を適当に選ぶことにより、
又は例えば身体の頂及び底部近くのスピンの感度
を下げる為に選択性予備飽和RFパルスを使つて、
像の範囲を制限することによつて達成することが
出来る。従つて、再生された身体は、垂直方向の
ｎ個の画素を半分又はそれ未満を用いて適切に表
わすことが出来る。この様な場合、この発明はＮ
回の平均化を用いずに実施することが出来る。例
えば、物体の高さがｎ／２個の画素だけである場
合、２つのスライスを同時に励振して、２つの
ｎ／２×ｍの絵に分離する為に、ｎ×ｍマトリク
スに再生することが出来る。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明を用いたNMR装置のブロツ
ク図、第２図は第１図のNMR装置の一部分を構
成するトランシーバのブロツク図、第３図はこの
発明を用いる様に改造し得るパルス順序を示すグ
ラフ、第４図は第１図のNMR装置によつて走査
される多重平面の関心のある領域を示すグラフ、
第５図は第１図のNMR装置によつて収集された
ｎ×ｍ NMRデータ配列の構成図、第６図は第
１図のNMR装置で、第５図のNMRデータ配列
から作られたｎ×ｍ像配列の構成図、第７図は第
１図のNMR装置によつて収集された2n×ｍ
NMRデータ配列の構成図、第８図はこの発明の
方法を第１図のNMR装置に用いた時、第１図の
データ配列から作られた2n×ｍ像配列の構成図
である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 位相符号化磁界勾配を対応する１組の離散的
   な値にわたつて歩進させる様な１組のNMRパル
   ス順序から収集されたNMRデータの組のフーリ
   エ変換によつて像を発生するためのNMR装置で
   用いられる方法であつて、(a)各々のNMRパルス
   順序の間、順序番号に関係する位相係数を乗じた
   複数個のパルス包絡線項を含む複合RF励振パル
   スであつて、その中の前記複数個のパルス包絡線
   項の内の夫々１つの周波数によつて選択される複
   数個のスライスにあるスピンを励振する当該複合
   RF励振パルスを印加し、(b)前記１組のNMRパ
   ルス順序によつて収集されたNMRデータの組に
   フーリエ変換を実施して像配列を作り、(c)該像配
   列内にあるスライス像を分離して、前記複数個の
   スライスの各々に対する別々の像配列を作る工程
   を含む方法。 ２ R_s（ｔ）を各項に対するパルス包絡線、Ｎを
   スピンを同時に励振するスライスの数、kyを順
   序番号に関係する係数、y_sをスライス像を分離す
   ることが出来る様にする所望のずれの大きさとし
   て、前記複合RF励振パルスが次の式 R′（ｔ，Ky）＝_N 〓^S=1 R_s（ｔ）e^{iky ys} によつて表わされる請求項１記載の方法。 ３ 位相符号化磁界勾配を対応する１組の離散的
   な値にわたつて歩進させる様な１組のNMRパル
   ス順序から収集されたNMRデータの組のフーリ
   エ変換によつて像を発生するためのNMR装置に
   於て、(a)各々のNMRパルス順序の間、順序番号
   に関係する位相係数を乗じた複数個のパルス包絡
   線項を含む複合RF励振パルスであつて、その中
   の前記複数個のパルス包絡線項の内の夫々１つの
   周波数によつて選択される複数個のスライスにあ
   るスピンを励振する当該複合RF励振パルスを印
   加する手段と、(b)前記１組のNMRパルス順序に
   よつて収集されたNMRデータの組にフーリエ変
   換を実施して、像配列を作る手段と、(c)該像配列
   内にあるスライス像を分離して、前記複数個のス
   ライスの各々に対する別々の像配列を作る手段と
   を含むNMR装置。 ４ R_s（ｔ）を各項に対するパルス包絡線、Ｎを
   スピンを同時に励振するスライスの数、k_yを順序
   番号に関係する係数、y_sをスライス像を分離する
   ことが出来る様にする所望のずれの大きさとし
   て、前記複合RF励振パルスが次の式 R′（ｔ，Ky）＝_N 〓^S=1 R_s（ｔ）e^{iky ys} によつて表わされる請求項３記載のNMR装置。