專利名稱：磁共振成像裝置和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振成像(MRI)裝置，特別是涉及在低讀出梯度磁場強(qiáng)度拍攝高分辨率圖象的技術(shù)。
背景技術(shù)：
以前的用磁共振的檢查裝置，即磁共振成像裝置(以下，簡單地稱為檢查裝置)的結(jié)構(gòu)，例如，如圖26所示。
在圖26中，2601是產(chǎn)生靜磁場的磁體，2602是產(chǎn)生梯度磁場的梯度磁場產(chǎn)生線圈，2603是被檢查的物體，將它放置在產(chǎn)生靜磁場的磁體2601和產(chǎn)生梯度磁場的線圈2602的里面。
又，序列發(fā)生器2604將命令送給梯度磁場電源2605和高頻脈沖發(fā)生器2606，使產(chǎn)生梯度磁場和高頻磁場。通過探頭2607將這個高頻磁場加到被檢查的物體上。
另一方面，通過探頭2607接收從被檢查的物體產(chǎn)生的信號，并在接收機(jī)2608中進(jìn)行檢波。
將被檢波的信號送入計(jì)算機(jī)2609，在那里進(jìn)行圖象重建等的信號處理，將處理結(jié)果在顯示器2610上顯示出來。又，在必要的時候，能夠?qū)⑿盘柡蜏y定條件存儲在存儲介質(zhì)2611中。
在必須調(diào)整靜磁場的均勻度時，使用補(bǔ)償線圈2612。補(bǔ)償線圈2612是由多個通道組成的，由補(bǔ)償電源2613供給電流。當(dāng)調(diào)整靜磁場的均勻度時，通過序列發(fā)生器2604控制流過各線圈的電流。這時，序列發(fā)生器2604將命令送給補(bǔ)償電源2613，由補(bǔ)償線圈2612產(chǎn)生使靜磁場的不均勻度得到修正的附加磁場。
又，序列發(fā)生器2604通常為了以預(yù)先編好程序的定時和強(qiáng)度使各裝置工作而實(shí)施控制。在該程序中，特別是將記述了高頻磁場，梯度磁場，接收信號的定時和強(qiáng)度的部分稱為脈沖序列。
下面，用作為在圖27所示的典型的脈沖序列的自旋回波法說明用圖26所示的檢查裝置進(jìn)行拍攝的順序的概況。
將被檢查的物體2603放在靜磁場中，在加上薄片梯度磁場201的同時，加上用于激勵起磁化的高頻磁場(RF)脈沖202，在作為檢查對象的物體內(nèi)部的某個薄片上感應(yīng)出磁共振現(xiàn)象。
其次，加上將相位編碼方向的位置信息加到磁化的相位上的相位編碼梯度磁場脈沖204，在加上180度的脈沖205后，在加上附加有讀出方向的位置信息的讀出梯度磁場脈沖206的同時，測量磁共振信號(回波)203。
為了測量為得到一個圖象所必需的數(shù)據(jù)，反復(fù)上述的順序，測量多個回波。這時，因?yàn)橐欢缺患钇鸬拇呕氐狡胶鉅顟B(tài)需要數(shù)秒鐘，所以從回波測量結(jié)束到下一次激勵，通常需要有那樣長的等待時間。
回波的取樣點(diǎn)數(shù)通常對于每個回波是從64到512，一般地測量的回波數(shù)是從64到256。
測量結(jié)束后，如圖28所示將回波排列在圖象的頻率空間(k空間，測量空間)上，通過二維逆傅氏變換進(jìn)行圖象的重建，得到斷層像。這時的圖象的矩陣數(shù)成為(1個回波的取樣點(diǎn)數(shù))×(回波數(shù))。
當(dāng)將讀出梯度磁場的強(qiáng)度表示為Gx，取樣速率(取樣間隔)表示為Δt，取樣點(diǎn)數(shù)表示為N時，能用下列的公式(1)和(2)分別表示讀出方向的視場Wx和像素尺寸ΔWx。
ΔWx=1/(γ×Gx×Δt×N)(1)Wx=ΔWx×N (2)其中，γ是測定對象的原子的旋磁比，對于在通常的攝影中成為對象的質(zhì)子約為42.5759MHz/T。
從式(1)和(2)可見，作為得到高分辨率的圖象的顯微術(shù)方法，可以考慮使取樣速率Δt和梯度磁場Gx的一方或雙方都增大，或者，使取樣點(diǎn)數(shù)N增大的情形。
在一般的顯微術(shù)中，通過增大梯度磁場來提高分辨率，通常加上有約100-1000mT/m的非常強(qiáng)的磁場強(qiáng)度的梯度磁場。
在這種情形中，因?yàn)榛夭ǖ臏y量時間不變長，所以和使取樣速率及取樣點(diǎn)數(shù)增大的情形比較，能抑制由于磁化的衰減引起的信號強(qiáng)度的衰減和靜磁場不均勻的影響，使它們變小，因而使圖象質(zhì)量的惡化減小。
本發(fā)明者，通過研討上述的以前的技術(shù)發(fā)現(xiàn)下述問題。
為了在以前的用人體作為測量對象的磁共振成像裝置的用于臨床的MRI裝置中實(shí)施顯微術(shù)，在其大小能夠放置在象檢查室等的空間有限的房間中的裝置中，在直徑約40cm的廣闊范圍內(nèi)有良好的線性的同時，必須產(chǎn)生有約100-1000mT/m的強(qiáng)磁場強(qiáng)度的梯度磁場。
然而，發(fā)生了這樣強(qiáng)的梯度磁場的產(chǎn)生能夠在分析用的小型裝置中實(shí)現(xiàn)，但不能在直徑約40cm的廣闊范圍內(nèi)實(shí)現(xiàn)的問題。
又，因?yàn)榘殡S著強(qiáng)的梯度磁場的產(chǎn)生，磁場強(qiáng)度發(fā)生急劇的變化，發(fā)生了不能無視對人體的影響即不能無視加在人體上的負(fù)載的問題。
有在低的梯度磁場強(qiáng)度需要數(shù)10分鐘進(jìn)行拍攝的研究例，但是由于拍攝時間的制約不可能將其用于臨床應(yīng)用。
又，現(xiàn)在用于臨床的MRI裝置中能夠產(chǎn)生的梯度磁場強(qiáng)度最大約為30mT/m。
本發(fā)明的公開本發(fā)明的目的是提供不需要強(qiáng)的梯度磁場，即便對于人體也能適用顯微術(shù)的磁共振成像裝置和方法。
用圖29A和29B說明本發(fā)明的原理。
圖29A和29B是對由所定的脈沖序列發(fā)生器得到的磁共振信號(回波)中的一個進(jìn)行逆傅氏變換得到的投影像，圖29A是用以前的裝置得到的投影像，圖29B是由本發(fā)明得到的投影像。橫軸表示讀出方向，縱軸表示投影的強(qiáng)度。
一般地，圖像的空間分辨率由下列公式表示，其中讀出梯度磁場的強(qiáng)度為Gx，取樣速率為Δt，取樣點(diǎn)數(shù)為N。

圖29A中標(biāo)度x1表示由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間(Δt·N)決定的空間分辨率。以前將這個范圍作為重建圖像的一個像素表示出來。又，激勵起作為一個像素表示出來的區(qū)域的全部，得到圖像數(shù)據(jù)。
在本發(fā)明中，從圖29B可見，和以前的一個像素區(qū)域(x1)比較，將窄得多的區(qū)域(dx)作為重建圖像的一個像素。這個區(qū)域dx是由高頻磁場和讀出梯度磁場的強(qiáng)度決定的空間分辨率。在本發(fā)明中，如圖29B中的虛線所示，一邊改變在以前的一個像素中激勵起的區(qū)域的個數(shù)，一邊多次進(jìn)行拍攝，得到全部的圖像數(shù)據(jù)。這樣，在本發(fā)明中，因?yàn)橹患钇鹨郧暗淖鳛橐粋€像素表示出來的區(qū)域的一部分，并將它作為新的像素，所以能夠提高空間分辨率。
下面，如下簡單地說明本發(fā)明的概要。
如果用根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置，首先，圖像重建部分將由空間分辨率控制部分決定的空間分辨率A的最小單位作為圖像的讀出方向上的一個像素的寬度。具體地說，將由高頻磁場的輻射激勵起的薄片群的各薄片的寬度作為空間分辨率A的最小單位。
其次，空間分辨率控制部分，在加上讀出方向的梯度磁場的同時，將多個高頻磁場輻射到靜磁場中的被檢查的物體上。因此，被檢查物體內(nèi)受到和讀出梯度磁場垂直的等間隔的薄片群的激勵。
其次，梯度磁場強(qiáng)度的控制部分將由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率B也比由空間分辨率控制部分決定的空間分辨率A低，即變粗的讀出梯度磁場加到被檢查的物體上。具體地說，是加上空間分辨率B和薄片間隔相當(dāng)?shù)淖x出梯度磁場。
使薄片的位置沿著加上讀出梯度磁場的方向相對于薄片的寬度移動的同時，通過測量回波，測量出將讀出方向的一個像素作為空間分辨率A的最小單位的回波。
從而，因?yàn)橥ㄟ^圖像重建部分在該回波的基礎(chǔ)上建立圖像，能夠建立將薄片的厚度作為一個像素的寬度的圖像，所以不需要強(qiáng)的梯度磁場，顯微術(shù)即便對于人體也能適用。
實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的磁共振成像裝置的結(jié)構(gòu)如下所示。
(1)磁共振成像裝置具有脈沖序列控制部分，用來控制對靜磁場中的被檢查的物體加上高頻磁場和梯度磁場并收集回波的脈沖序列，和圖像重建部分，用來在收集到的回波的基礎(chǔ)上進(jìn)行圖像的重建，上述的脈沖序列控制部分具備空間分辨率控制部分，用來在上述的重建圖像的讀出梯度磁場方向上設(shè)定空間分辨率，和梯度磁場強(qiáng)度控制部分，用來加上使由讀出梯度磁場強(qiáng)度決定的空間分辨率比由上述的空間分辨率控制部分設(shè)定的空間分辨率低(或粗)的讀出梯度磁場。
(2)在上述的(1)的磁共振成像裝置中，上述的圖像重建部分將由上述的空間分辨率控制部分設(shè)定的空間分辨率的最小單位作為圖像的讀出方向上的一個像素的寬度。
(3)在上述的(1)或者(2)的磁共振成像裝置中，上述的空間分辨率控制部分通過輻射上述的高頻磁場選擇地使上述的被檢查物體的一部分受到激勵，設(shè)定上述的空間分辨率。
(4)在上述的(3)的磁共振成像裝置中，上述的空間分辨率控制部分在和上述的讀出梯度磁場方向大致垂直大致等間隔的薄片群中激勵起上述的被檢查物體內(nèi)的區(qū)域，上述的梯度磁場強(qiáng)度控制部分使由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率大致和上述的薄片的間隔相等。
(5)在上述的(4)的磁共振成像裝置中，上述的空間分辨率控制部分在和上述的讀出梯度磁場的加上方向相同的方向上加上用于激勵的梯度磁場的同時，以大致相等的間隔多次輻射上述的高頻磁場脈沖。
(6)在上述的(4)或(5)的磁共振成像裝置中，上述的脈沖序列控制部分實(shí)施加上上述的高頻磁場和上述的梯度磁場，收集回波的第1脈沖序列，和由上述的空間分辨率控制部分及上述的第1脈沖序列構(gòu)成的第2脈沖序列，上述的圖像重建部分具備對由上述的第1脈沖序列收集的回波和由上述的第2脈沖序列收集的回波進(jìn)行差分處理的差分處理部分。
(7)在上述的(6)的磁共振成像裝置中，上述的差分處理部分對從由第1脈沖序列收集的回波和從由第2脈沖序列收集的回波分別重建的圖像，進(jìn)行上述的差分處理。
(8)在上述的(5)到(7)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的多個高頻磁場脈沖的振幅是一定的。
(9)在上述的(5)到(7)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的多個高頻磁場脈沖受到振幅調(diào)制。
(10)在上述的(5)到(7)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的多個高頻磁場脈沖受到頻率調(diào)制或者相位調(diào)制。
(11)在上述的(4)到(10)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的脈沖序列控制部分，在將上述的薄片群的位置沿著加上讀出梯度磁場的方向移動的同時，以所定的次數(shù)反復(fù)實(shí)施上述的脈沖序列。
(12)在上述的(4)到(11)的磁共振成像裝置中的任何一個中，在每次反復(fù)上述的脈沖序列時，使上述的高頻磁場脈沖的頻率發(fā)生變化。
(13)在上述的(4)到(11)的磁共振成像裝置中的任何一個中，在每次反復(fù)上述的脈沖序列時，使靜磁場強(qiáng)度發(fā)生變化。
(14)在上述的(1)到(13)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的脈沖序列，伴隨回波的收集，在上述的被檢查物體上加上相位編碼梯度磁場。
(15)在上述的(14)的磁共振成像裝置中，上述相位編碼梯度磁場的強(qiáng)度大致和上述的讀出梯度磁場的強(qiáng)度相等。
(16)在上述的(1)到(13)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的脈沖序列，在使讀出的梯度磁場的方向變化的同時，反復(fù)進(jìn)行回波的收集。
(17)在上述的(1)到(16)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的脈沖序列，在被檢查物體內(nèi)激勵起薄片群的部分和回波測量之間輻射180度的脈沖。
(18)在上述的(14)到(17)的磁共振成像裝置中的任何一個中，具備在反復(fù)地反轉(zhuǎn)上述的讀出的梯度磁場的同時，收集多個上述的回波的脈沖序列。
(19)在上述的(14)到(18)的磁共振成像裝置中的任何一個中，在實(shí)施上述的脈沖序列前，先實(shí)施另一個脈沖序列，用于抑制感興趣的區(qū)域外的區(qū)域中的信號。
(20)在上述的(14)到(19)的磁共振成像裝置中的任何一個中，上述的圖像重建部分將在由同一個上述的脈沖序列收集到的回波的基礎(chǔ)上重建的多個圖像相累加。
(21)在上述的(1)到(20)的磁共振成像裝置中的任何一個中，在每次反復(fù)上述的脈沖序列時，用在那個時刻測量的回波進(jìn)行圖像重建。
(22)在上述的(21)的磁共振成像裝置中，在顯示裝置上顯示出重建的部分圖像。
圖面的簡單說明

圖1是表示本發(fā)明的實(shí)施的形態(tài)1的磁共振成像裝置的概略構(gòu)成的方框圖。
圖2是表示本實(shí)施形態(tài)1的序列發(fā)生器的概略構(gòu)成的方框圖。
圖3是為了說明在空間分辨率控制部分設(shè)定的空間分辨率，和在梯度磁場強(qiáng)度控制部分設(shè)定的讀出時的空間分辨率的關(guān)系的圖。
圖4是表示一個回波測量例子的圖。
圖5是表示為了說明本實(shí)施形態(tài)1的磁共振成像裝置的工作的脈沖序列的圖。
圖6是表示梯度回波法的脈沖序列的圖。
圖7是為了說明在薄片群上發(fā)生的激勵情形的圖。
圖8是為了說明圖7所示的薄片群的發(fā)生原理的圖。
圖9是為了說明圖8所示的薄片移動的圖。
圖10是表示一個為了拍攝二維圖像的脈沖序列的例子的圖。
圖11是表示測量空間的狀態(tài)的圖。
圖12是為了說明從二維的回波組重建圖像的方法的圖。
圖13是為了說明本發(fā)明的其它的脈沖序列的圖。
圖14是為了說明在圖13所示的脈沖序列中被檢查物體和視場等的關(guān)系的圖。
圖15是為了說明本發(fā)明的其它的脈沖序列的圖。
圖16是為了說明本發(fā)明的其它的脈沖序列的圖。
圖17是為了說明在圖16所示的脈沖序列中掃描測量空間的方法的圖。
圖18是由圖16的脈沖序列進(jìn)行測量的流程圖。
圖19是表示用實(shí)施形態(tài)2的空間分辨率控制部分的攝影方法的脈沖序列的圖。
圖20是由圖19的脈沖序列進(jìn)行測量的流程圖。
圖21是為了說明在實(shí)施形態(tài)2的脈沖序列中掃描測量空間的方法的圖。
圖22是為了說明在實(shí)施形態(tài)2的脈沖序列中視場和投影，以及視場和激勵區(qū)域的關(guān)系的圖。
圖23是表示實(shí)施形態(tài)3的脈沖序列的圖。
圖24是為了說明本發(fā)明的實(shí)施形態(tài)4的磁共振成像裝置的脈沖序列的圖。
圖25是為了說明圖24所示的實(shí)施形態(tài)4的脈沖序列的原理的圖。
圖26是表示以前的磁共振成像裝置的概略構(gòu)成的方框圖。
圖27是為了說明在以前的磁共振成像裝置中的脈沖序列的圖。
圖28是為了說明測量空間的圖。
圖29A和29B是為了說明本發(fā)明的原理的圖。
實(shí)施發(fā)明的最佳形式下面，參照本發(fā)明的實(shí)施形式(實(shí)施例)和諸圖對本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)的說明。
又，在為了說明本發(fā)明的實(shí)施形態(tài)的所有的圖中，用同一個符號表示有同樣功能的部分，從而省去反復(fù)的說明。
(實(shí)施例1)圖1是表示本發(fā)明的實(shí)施例1的磁共振成像裝置的概略構(gòu)成的方框圖，101表示產(chǎn)生靜磁場的磁體，102表示產(chǎn)生梯度磁場的線圈，103表示被檢查的物體，104表示序列發(fā)生器(脈沖序列控制部分)，105表示梯度磁場電源，106表示高頻脈沖發(fā)生器，107表示探頭，108表示接收器，109表示計(jì)算機(jī)(圖像重建部分)，110表示顯示器，111表示存儲介質(zhì)，112表示補(bǔ)償線圈，113表示補(bǔ)償電源。
在圖1中，產(chǎn)生靜磁場的磁體101是用于產(chǎn)生(生成)靜磁場的眾所周知的磁體，例如，用永久磁體或者超導(dǎo)磁體。
產(chǎn)生梯度磁場的線圈102是用于產(chǎn)生梯度磁場的眾所周知的線圈，例如，將被檢查物體的體軸方向作為Z軸的方向，設(shè)定相互垂直的X軸和Y軸作為用于確定在和這個Z軸正交的平面內(nèi)的位置的坐標(biāo)時，在X軸，Y軸，Z軸的各自的軸向上產(chǎn)生有所定的梯度的線性梯度磁場Gx,Gy,Gz。
又，將這個產(chǎn)生梯度磁場的線圈102連接到梯度磁場電源105，產(chǎn)生和由這個電源提供的電流相對應(yīng)的磁場。
序列發(fā)生器104是眾所周知的能夠預(yù)先設(shè)定工作順序等的序列發(fā)生器，例如，通過將由計(jì)算機(jī)109組成的測量序列作為數(shù)據(jù)加以接收，按照基于這個數(shù)據(jù)的順序，向高頻脈沖發(fā)生器106，接收器108，補(bǔ)償電源113和存儲介質(zhì)111等輸出工作信號，實(shí)行對裝置的控制。
梯度磁場電源105是眾所周知的電源，例如，由三臺為了驅(qū)動上述的X軸，Y軸，Z軸方向上的各自的產(chǎn)生梯度磁場的線圈102的電源構(gòu)成。
高頻脈沖發(fā)生器106是用于產(chǎn)生為了選擇測量斷面的位置的眾所周知的選擇激勵高頻脈沖的電路，例如，它由產(chǎn)生成為基準(zhǔn)的高頻波的眾所周知的合成器，為了用所定的信號調(diào)制這個合成器產(chǎn)生的高頻波的調(diào)制電路，和為了放大被調(diào)制的電信號的放大器構(gòu)成。
探頭107是為了將由高頻脈沖發(fā)生器106產(chǎn)生的脈沖變換成磁場，并將其輻射到被檢查的物體上的同時，接收從被檢查的物體發(fā)出的信號(回波信號或者回波)，并將其導(dǎo)入接收器108的線圈。
接收器108是對從被檢查的物體103發(fā)出的被探頭107引導(dǎo)的回波進(jìn)行檢出(檢波)，并將這個結(jié)果變換成數(shù)字信號后，向計(jì)算機(jī)109輸出的程序塊，由將電信號變換成數(shù)字信息的眾所周知的A/D變換器構(gòu)成。
計(jì)算機(jī)109是眾所周知的信息處理裝置(計(jì)算處理部分)，例如，將上述的測量的序列作為一組數(shù)據(jù)輸出的同時，在回波基礎(chǔ)上進(jìn)行斷層像等的構(gòu)成。
顯示器110是為了顯示從計(jì)算機(jī)109輸出的視頻信號的眾所周知的顯示裝置。
存儲介質(zhì)111是為了存儲測到的回波，斷層圖像，測量條件和序列等的眾所周知的存儲裝置，例如，用磁盤裝置，半導(dǎo)體存儲器，磁光存儲裝置，磁帶裝置等。
補(bǔ)償線圈112是產(chǎn)生磁場的線圈，該磁場用于保持產(chǎn)生靜磁場的磁體101產(chǎn)生的靜磁場的均勻性，由補(bǔ)償電源113提供電流。
補(bǔ)償電源113是根據(jù)序列發(fā)生器104的輸出，向補(bǔ)償線圈112提供電流的眾所周知的電源。
又，在本實(shí)施例1的磁共振成像裝置中，和以前的裝置相同，將在由計(jì)算機(jī)109組成的測量序列的數(shù)據(jù)中，特別是記述高頻磁場，梯度磁場，接收信號的定時和強(qiáng)度的數(shù)據(jù)稱為脈沖序列。
圖2是表示本實(shí)施例1的序列發(fā)生器的概略構(gòu)成的方框圖，其中401表示空間分辨率控制部分，402表示梯度磁場強(qiáng)度控制部分，403表示控制器。
圖2所示的序列發(fā)生器通過按照后面所述的順序?qū)Ω哳l脈沖發(fā)生器106，接收器108，補(bǔ)償電源113，梯度磁場電源105和存儲介質(zhì)111進(jìn)行控制，能夠提高圖像的空間分辨率，使它比由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率高。
其次，描述工作的概要。首先，空間分辨率控制部分401通過對高頻脈沖發(fā)生器106和梯度磁場電源105進(jìn)行控制，能設(shè)定拍攝圖像的空間分辨率。
其次，梯度磁場強(qiáng)度控制部分402通過對梯度磁場電源105進(jìn)行控制，設(shè)定測量回波時的讀出梯度磁場的強(qiáng)度。但是，梯度磁場強(qiáng)度控制部分402同時對接收器進(jìn)行控制，以便實(shí)施回波的測量。這時，由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率，但和在空間分辨率控制部分設(shè)定的空間分辨率比較，降低了，即，變粗了。
圖3是為了說明在空間分辨率控制部分設(shè)定的空間分辨率，和在梯度磁場強(qiáng)度控制部分設(shè)定的讀出時的空間分辨率的關(guān)系的圖。
圖3為了簡略起見表示二維的情形，并表示在空間分辨率控制部分401中，以等間隔的條紋形狀激勵被檢查物體的內(nèi)部的情形。
501是條紋的寬度，502是條紋的間隔，503是表示對回波進(jìn)行一維逆傅氏變換得到的投影圖。
又，在圖3由箭頭表示的坐標(biāo)軸中，橫軸表示讀出方向，縱軸表示投影方向。
投影503上的標(biāo)度“B”是由讀出梯度磁場和取樣期間決定的空間分辨率。
使由讀出梯度磁場強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率和條紋的間隔502相等，來測量回波，對其中的一個回波進(jìn)行逆傅氏變換得到的投影503的空間分辨率，雖然等于條紋的間隔502，可是因?yàn)榘膱D像信息只是激勵起的條紋部分的信息，我們可以說投影503的空間分辨率等于條紋的寬度501。
從而，在將得到的投影作為圖像顯示出來時，由讀出梯度磁場強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率的最小單位，即是，不將圖3的條紋的間隔502作為一個像素，而是將條紋的寬度501作為圖像的一個像素的寬度。因此，能夠得到有比由讀出梯度磁場強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率502高的空間分辨率的圖象。
但是，在該圖所示的一次測量中，只能測量被檢查物體的一部分的投影。
因而，為了測量被檢查物體全部的投影，在任意地改變條紋全部的位置的同時，必須反復(fù)進(jìn)行回波的測量。
圖4表示這種反復(fù)進(jìn)行測量的一個例子，其中，504,505,506分別表示對由實(shí)施第1次，第2次，第16次的脈沖序列測到的回波中的一個進(jìn)行逆傅氏變換得到的投影。
即，這表示將薄片群投影到x軸上的像。標(biāo)度“B”和圖2的情形相同。
另一方面，507是將從第1次到第16次得到的各投影合成起來得到的完全的投影。
在這個例子中，實(shí)施第2次以后的各序列的時候，相對于就在當(dāng)前的測量前的測量中激勵起的條紋，將全部條紋的位置只移動條紋的寬度的整數(shù)倍那樣地進(jìn)行激勵。圖4表示僅順序移動一個條紋寬度的例子。
這時，如果條紋的間隔是條紋寬度的m倍，則反復(fù)實(shí)施合計(jì)為m次的脈沖序列，即，如圖4所示，在條紋寬度和條紋間隔的比為1∶16的情形中，首先，反復(fù)實(shí)施合計(jì)為16次的脈沖序列。
下面，對測量得到的回波分別進(jìn)行逆傅氏變換，形成投影504-506，通過將它們重疊起來，能夠合成得到被檢查物體全部的投影507。
這時的投影的一個像素不是由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率的最小單位，即條紋的間隔502，而是條紋的寬度501。條紋的寬度501是由高頻磁場和讀出梯度磁場決定的空間分辨率。
在自旋回波法等的以前的方法中，由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率502成為圖像的空間分辨率。所以，為了得到和投影507相同的空間分辨率，必須增大讀出梯度磁場的強(qiáng)度使它大于式(3)確定的強(qiáng)度，并必須使由梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率502和條紋的寬度501相等。
即，在圖4所示的條紋寬度501和條紋間隔502的比為1∶16的情形中，必須將以前的方法中的梯度磁場的強(qiáng)度增大16倍。
其次，在圖5中表示用于說明實(shí)施例1的磁共振成像裝置的工作的脈沖序列，下面，在這個圖的基礎(chǔ)上，說明關(guān)于在實(shí)施例1的磁共振成像裝置的空間分辨率控制部分401的讀出方向上設(shè)定圖像的空間分辨率的方法。
在圖5中，RF表示高頻磁場，601表示空間分辨率控制部分，602表示RF脈沖，603表示用于激勵的梯度磁場脈沖，604表示180度脈沖，605表示讀出梯度磁場脈沖，606表示回波，608表示梯度磁場強(qiáng)度控制部分，Gx,Gy,Gz如前所述地分別表示x,y,z軸方向上的梯度磁場。這時的讀出方向?yàn)閤方向。
由多個RF脈沖602激勵起的磁化被180度的脈沖反轉(zhuǎn)。然后，反轉(zhuǎn)的磁化被讀出的梯度磁場反轉(zhuǎn)相位，產(chǎn)生回波606。
通常，讀出梯度磁場脈沖605的強(qiáng)度等于用于激勵的梯度磁場脈沖603，調(diào)整開始加上讀出梯度磁場脈沖605的時間，使對應(yīng)的RF脈沖602和回波606的各自的中心，相對于180度脈沖的輻射中心在時間上變成對稱的。由于采取了這種措施，各回波606成為不受靜磁場不均勻的影響的自旋回波。
由于RF脈沖602和回波606的對稱關(guān)系，各回波606的回波時間是各不相同的，越早測得的回波606，回波時間就越短。
因此，對于各回波606，T2的增強(qiáng)度是不同的，越是后面的回波，T2的增強(qiáng)度就越大，回波強(qiáng)度就越小。除此以外，雖然受到渦電流等的裝置特性的影響有若干的不同，基本上各回波的性質(zhì)是相同的。
又，如圖6所示，不輻射180度脈沖604，通過用反轉(zhuǎn)的讀出梯度磁場607，也可以測量回波。
將這種回波稱為梯度回波。如果用180度脈沖，則能夠得到不受靜磁場不均勻的影響的自旋回波，可是因?yàn)檩椛?80度脈沖，通常需要數(shù)毫秒的附加的時間。
然而，由于用了如圖6所示的結(jié)構(gòu)，能夠縮短各回波的回波時間，并能夠提高回波的SN比(信噪比)。
如此構(gòu)造空間分辨率控制部分601，當(dāng)在x方向加上用于激勵的梯度磁場脈沖603時，能輻射多個RF脈沖602。這個構(gòu)成的本身是眾所周知的方法，其詳細(xì)情況記載在日本特公平6-34784號公報中。
通過將上述的磁場602,603加到被檢查物體103上，如圖7的實(shí)線所示，被檢查物體內(nèi)701的激勵區(qū)域成為垂直于x方向的薄片群702。
另外，各薄片是等間隔的，厚度相等。
其次，圖8是表示為了說明圖7所示的薄片群的產(chǎn)生原理的圖，下面，在這個圖的基礎(chǔ)上，說明產(chǎn)生薄片群的原理。
在圖8中，對左列的波形進(jìn)行傅氏變換，得到如右列的圖形。左列表示RF脈沖的形狀，右列表示與其相對應(yīng)的頻率分布。圖8的縱軸是強(qiáng)度，左列的橫軸是時間，右列的橫軸是頻率。
其次，對于在左列中的sinc函數(shù)的三個峰的波形801，和時間上無限的等間隔脈沖序列803進(jìn)行卷積運(yùn)算(*)802，進(jìn)一步和矩形波805進(jìn)行乘法(×)運(yùn)算804，得到sinc函數(shù)的三個峰的時間上有限的序列806。806相當(dāng)于圖5的脈沖602。
在這里，如果用“a”表示sinc函數(shù)的三個峰的波形801的寬度，用“b”表示脈沖序列803的間隔，用b×n(n是正整數(shù))表示矩形波805的寬度，則sinc函數(shù)序列806的間隔成為“b”，加上各sinc函數(shù)的時間成為“a”。
對于上述的各波形進(jìn)行傅氏變換，得到如右列所示的波形，將卷積運(yùn)算802變換成乘法運(yùn)算808，將乘法運(yùn)算804變換成卷積運(yùn)算810。
又從圖8可見，輻射RF脈沖序列806情形的頻率分布成為等間隔的有限的sinc函數(shù)序列812。但是，矩形波807的頻帶為4/a，脈沖序列809的間隔為1/b，sinc函數(shù)811的主瓣的寬度為2/(b×n)。2/(b×n)和圖4的501相當(dāng)，1/b和圖4的502相當(dāng)。
又，如果忽略sinc函數(shù)812的旁瓣，則可將頻率分布看成有2/(b×n)寬度的脈沖序列。
在上述的說明中，用三個峰的sinc函數(shù)作為RF脈沖，但是也可以增加峰的數(shù)目，從而能用改善了sinc函數(shù)的形狀的最佳化的脈沖。
另外，在本申請的說明書中，作為最佳化的脈沖是使矩形波的畸變盡可能小地將RF脈沖進(jìn)行最佳化得到的脈沖。
具體地說，例如，能夠用在“S.Conolly et al.,Optimal Solutions to theMagnetic Resonance Selective Excitation Problem,IEEE Trans.on Med.Imag.,Vol.MI-5,No.2,pp.106-115,1986”中記載的波形。由于用了這種最佳化的脈沖，能夠抑制圖像的成蔭。
如果用“s”(s是正的奇整數(shù))表示sinc函數(shù)的峰數(shù)，則矩形波807的頻帶成為(s+1)/a.。“s”越大，矩形波807的形狀畸變就越小，但是由于為了實(shí)現(xiàn)相同的頻帶的輻射時間“a”變長，所以脈沖間隔“b”的自由度變小。在通常的攝影中“s”可以等于3。
然而，因?yàn)榫匦尾?07的畸變引起圖像的成蔭，在圖像的質(zhì)量劣化嚴(yán)重的情形中，要增加峰的數(shù)目，或者說用最佳化的脈沖。
在輻射RF脈沖序列806時，加上梯度磁場，如果在被檢查物體內(nèi)產(chǎn)生共振頻率的梯度，則被檢查物體內(nèi)的激勵區(qū)域成為如圖7所示的垂直于加上梯度磁場的方向的等間隔的薄片群。
當(dāng)用投影圖像表示這種激勵的狀態(tài)時，如圖4所示，薄片的厚度501為2/(b×n)，間隔502為1/b。如果梯度磁場強(qiáng)度為Gx，則讀出方向的激勵區(qū)域的厚度W由下列的式(4)表示。
W=(s+1)/a/(γ×Gx)(4)又，讀出方向的空間分辨率即薄片的厚度d由下列的式(5)表示。
d=2/(b×n)/(γ×Gx) (5)但是，薄片的間隔502成為1/b/(γ×Gx)。
測量回波時，使由讀出梯度磁場強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率ΔWx和這個薄片間隔502相等，由下列的式(6)表示。
ΔWx=l/b/(γ×Gx)(6)這里，用式(1)的關(guān)系時，RF脈沖的間隔b和取樣速率Δt，取樣點(diǎn)數(shù)N的關(guān)系由下列的式(7)表示。
b=△t×N (7)各RF脈沖的反轉(zhuǎn)角約為90/n，使RF脈沖全體的反轉(zhuǎn)角和自旋回波法相同，大致為90度。但是，在不須等待充分的反復(fù)時間就激勵起相同的薄片的情形中，使RF脈沖全體的反轉(zhuǎn)角小于90度，能使第2次以后的信號衰減變小，并使回波的SN增大。
為了拍攝被檢查物體全體的圖像而沒有遺漏，必須在改變薄片群的位置的同時反復(fù)測量回波。能通過在輻射RF脈沖序列時改變所用的載波的頻率來移動薄片群的位置。例如，在激勵起和前面激勵起的薄片相鄰的薄片時，可以將載波的頻率僅僅改變一個和薄片厚度相當(dāng)?shù)念l率2/(b×n)。
即，如圖9所示，如果RF脈沖序列901的載波頻率為f0，由RF脈沖序列901激勵起的分布圖(和投影503對應(yīng))為902，如果RF脈沖序列903的載波頻率為f0+2/(b×n)，則激勵起的分布圖904相對于激勵起的分布圖902僅僅移動2/(b×n)。
因?yàn)檫@時的薄片間隔502為1/b，所以在載波頻率每改變2/(b×n)時，如果反復(fù)進(jìn)行合計(jì)為n/2次的測量，則能夠得到讀出方向上的全部信息。
作為其它的使薄片位置移動的方法，有改變靜磁場強(qiáng)度的方法。
這可通過由圖1所示的序列發(fā)生器104控制的補(bǔ)償電源113和與其連接的補(bǔ)償線圈112來實(shí)現(xiàn)。
在靜磁場強(qiáng)度的變化ΔH和共振頻率的變化Δf之間，當(dāng)被考察的核子(通常是質(zhì)子)的旋磁比為γ時，有下列的式(8)的關(guān)系。
Δf=γ×ΔH (8)因此，通過改變流過補(bǔ)償線圈112的電流，使靜磁場強(qiáng)度僅改變滿足下列的式(9)的ΔH，能夠使薄片的位置只移動一個薄片的厚度。
γ×ΔH=2/(b×n)(9)于是，可使圖8所示的812的峰移動一個脈沖。
上述的移動薄片位置的二種方法對于本發(fā)明的各實(shí)施例都是適用的。
其次，在圖10中表示了一個為拍攝二維圖像的脈沖序列的例子，下面，在這個圖的基礎(chǔ)上，說明用上述的控制空間分辨率的方法拍攝二維圖像的方法。
這個例子是將傅氏變換法用于圖像重建的脈沖序列，這個脈沖序列是將把y方向的位置信息給予磁化的用于移動相位的梯度磁場脈沖122和相位編碼梯度磁場脈沖123，和把z方向的位置信息給予磁化的選擇薄片的梯度磁場脈沖121分別加到圖4所示的脈沖序列上形成的。
通過和加上180度脈沖604同時加上選擇薄片的梯度磁場脈沖121，僅使z軸方向的一部分磁化有選擇地反轉(zhuǎn)，能夠決定和z軸垂直的薄片。只有這個反轉(zhuǎn)的磁化被讀出梯度磁場脈沖605實(shí)施了相位反轉(zhuǎn)，從而得到回波606。
所以，能夠得到的只是z方向的特定的斷面的信息。那時的位置和厚度可以通過180度脈沖604的載波頻率和選擇薄片的梯度磁場脈沖121的強(qiáng)度自由地進(jìn)行調(diào)整。
例如，在180度脈沖的波形是m個峰的sinc函數(shù)的情形中，斷面的位置z和大致的厚度Δz由下列的式(10)和(11)表示。
z=(f-f0)/(γ×Gz)(10)Δz=(m+1)/(γ×Gz×t)(11)其中f是載波頻率，f0是共振頻率，γ是旋磁比，Gz是選擇薄片的梯度磁場脈沖的強(qiáng)度，t是180度脈沖的輻射時間。
通過加上用于移動相位的梯度磁場脈沖122和相位編碼的梯度磁場脈沖123，將y方向的位置信息授予磁化，并且回波如圖11所示地掃描k空間(測量空間)。即，由于用于移動相位的梯度磁場脈沖122，第1回波位于ky軸的負(fù)方向，由于相位編碼的梯度磁場脈沖123產(chǎn)生的相位反轉(zhuǎn)，第1回波沿著每一個回波的正方向移動。
又，因?yàn)檫B續(xù)地加上相位編碼的梯度磁場脈沖123，所以回波在k空間上進(jìn)行斜掃描。當(dāng)用于移動相位的梯度磁場脈沖122被相位編碼的梯度磁場脈沖123抵消時，回波和kx軸相交。另外，代替相位編碼的梯度磁場脈沖123，將這個脈沖反轉(zhuǎn)，并和RF脈沖602的輻射一起加上這個反轉(zhuǎn)脈沖，也能得到同一個相位編碼的相同效果。
y方向的視場Wy由相位編碼的梯度磁場脈沖123的強(qiáng)度Gy和回波間隔b決定，由下列的式(12)給出。
Wy=1/(γ×Gz×b)(12)又，y方向的空間分辨率Δy與回波多么廣地掃描ky有關(guān)。例如，相對于kx軸對稱地測定ny個回波的情形中，Δy由下列的式(13)表示。
Δy=Wy/ny (13)又，在相對于kx軸，將4個回波安排在一邊，將16個回波安排在另一邊，進(jìn)行半傅氏變換，形成和32個回波等價的圖像的情形中，Δy由下列的式(14)表示。
Δy=Wy/32 (14)為了拍攝被檢查物體103全體的圖像，和上述的相同，在改變薄片群的位置的同時，反復(fù)實(shí)施脈沖序列。即，如果反復(fù)進(jìn)行n/2次測量，則能得到讀出方向上的全部信息。因此，能得到n/2個如圖11所示的二維的回波組。
其次，在圖12中表示了為說明從二維的回波組重建圖像的方法的圖。下面，在這個圖的基礎(chǔ)上，說明重建圖像的方法。
圖像的重建是通過在對由各測量得到的二維的回波組實(shí)施二維逆傅氏變換后進(jìn)行合成來實(shí)現(xiàn)的。
在圖12中，131表示視場或重建的圖像，132,133分別表示對由第1次(圖4,504)和第2次(圖4,505)的測量得到的回波組進(jìn)行二維逆傅氏變換后得到的部分圖像，134,135分別表示由讀出梯度磁場和相位編碼梯度磁場的強(qiáng)度決定的一個像素的寬度，136表示重建的圖像的讀出方向上的一個像素的寬度。又，重建的圖像的相位編碼方向上的一個像素的寬度是135。
首先，對由第1次測量得到的回波組進(jìn)行二維逆傅氏變換，形成部分的圖像132。將部分圖像132的各列配置到重建圖像的對應(yīng)的列中。同樣地，也將對由第2次以后的測量得到的回波組配置到重建圖像上。如果這種處理一直進(jìn)行到第n/2個的回波組，則結(jié)束圖像的重建。
因?yàn)榛夭ㄐ敝鴴呙鑛空間，所以進(jìn)行為適用于快速傅氏變換的坐標(biāo)變換是必要的。盡管不進(jìn)行坐標(biāo)變換，就直接用快速傅氏變換，也能實(shí)現(xiàn)圖像的重建，但是會產(chǎn)生小量的畸變。
于是，因?yàn)橥ㄟ^將相位編碼梯度磁場脈沖以尖頭信號(blip)的形式加到各回波之間，能夠水平地在k空間上進(jìn)行掃描，所以能夠直接應(yīng)用快速傅氏變換。
但是，這時，因?yàn)樵诨夭ㄖg沒有時間的間隙，所以不得不或多或少地舍棄回波的兩端。
在將按照上述的順序得到的圖像在顯示器110上顯示出來時，通常，這個圖像是在全部的圖像重建處理結(jié)束后顯示出來?；蛘?，也可以將每次反復(fù)脈沖序列得到的部分圖像在得到該圖像的時候顯示出來。在后一種情形中，由于用了高速的信號處理系統(tǒng)和顯示系統(tǒng)，所以在每次反復(fù)脈沖序列時能夠逐漸地增加顯示的分辨率。
在被檢查物體超出視場范圍的情形中，在圖像中發(fā)生折疊現(xiàn)象(aliasing)。但是，在讀出方向上，因?yàn)槟軌蛘{(diào)整由RF脈沖激勵起的區(qū)域的寬度，所以通過使該寬度比視場小，就能夠防止折疊問題的發(fā)生。
或者，使取樣速率比由上述方法決定的值小，而且，僅根據(jù)取樣速率減小的程度來增加取樣點(diǎn)，使得在回波測量時間為常數(shù)的情形下進(jìn)行回波的測量，就能夠增大視場。通常，使取樣點(diǎn)增加一倍，取樣速率要減小一半。
另一方面，因?yàn)樵谙辔痪幋a的方向上，通過用激勵脈沖來選擇區(qū)域和增加回波數(shù)，不能擴(kuò)大視場，所以在拍攝前要實(shí)施用于區(qū)域選擇的脈沖序列。
這種脈沖序列的例子如圖13所示，被檢查物體和視場的關(guān)系如圖14所示。在圖14中，x表示讀出方向，y表示相位編碼方向。
首先，區(qū)域選擇部分247，由RF脈沖241和梯度磁場脈沖242，只激勵起y方向的視場142的外側(cè)區(qū)域145，然后由沖擊(crasher)梯度磁場脈沖243使這個外側(cè)區(qū)域145飽和，從而進(jìn)入不輸出信號的狀態(tài)。
其次，同樣地，區(qū)域選擇部分247，由RF脈沖244和梯度磁場脈沖245，只激勵起y方向的視場142的外側(cè)區(qū)域146，然后由沖擊(crasher)脈沖246使這個外側(cè)區(qū)域146飽和，從而進(jìn)入不輸出信號的狀態(tài)。
又，通過改變RF脈沖的載波頻率能夠任意地選擇要想使其飽和的區(qū)域。特別是，在要想使其飽和的區(qū)域相對于梯度磁場的原點(diǎn)是對稱的情形中，也可以使載波頻率為常數(shù)而使梯度磁場脈沖242,245的極性反轉(zhuǎn)。
又，在圖13所示的脈沖序列中分二次進(jìn)行激勵，但是通過用使激勵分布圖只有外側(cè)區(qū)域145,146那樣的RF脈沖，和通過一次激勵及加上沖擊(crasher)梯度磁場脈沖，能夠?qū)嵤┮晥鐾獾娘柡汀?br> 這種RF脈沖波形最簡單地，能通過對激勵分布圖進(jìn)行逆傅氏變換來形成。
在上述的方法中，通過使成為視場外的外側(cè)區(qū)域145,146進(jìn)入不輸出信號的狀態(tài)，能夠?qū)⑾辔痪幋a方向上的可能激勵起的區(qū)域僅集中在視場的范圍內(nèi)。所以如果立即在上述操作后開始拍攝，就能夠消除折疊的問題。
又，作為實(shí)施相位編碼方向上的區(qū)域選擇的其它方法，代替用圖10的180度脈沖604和梯度磁場脈沖121實(shí)施z方向上的區(qū)域選擇，還有在圖10的601,608的脈沖序列之間，用圖15所示的二個180度脈沖261和263的方法。在該方法中，首先，通過180度脈沖261和梯度磁場脈沖262選擇相位編碼方向上的視場范圍，其次，通過180度脈沖263和z方向上的梯度磁場脈沖264進(jìn)行薄片方向上的選擇。
此外，也能夠用由一個RF脈沖選擇二維區(qū)域的方法。關(guān)于該方法的詳細(xì)情形，請參照文獻(xiàn)“C.J.Hardy and H.E.Cline,‘Spatial Localization inTWo Dimensions Using NMR Designer Pulse,’J.of Magn.Reson.,vol.82,pp.647-654,1989”。
在圖10所示的脈沖序列中，y方向的空間分辨率和像素的數(shù)目受到由回波數(shù)引起的限制。所以，在回波數(shù)不足的情形中，能夠用分多次進(jìn)行測量，增加回波數(shù)的k空間分割測量法。它是在ky方向上分割k空間，分多次進(jìn)行測量的方法。
這種情形的脈沖序列如圖16所示，k空間的掃描方法如圖17所示，測量的流程圖如圖18所示。
這種情形的脈沖序列，代替用圖10的脈沖序列的用于移動相位的梯度磁場脈沖122，可用可變的移動相位用的梯度磁場脈沖281。
首先，為使k空間上的掃描位置有圖17所示的最低的位置，設(shè)定這個可變的移動相位用的梯度磁場脈沖281(710)，并進(jìn)行第一次測量。另外，這里的測量在移動薄片群的位置的同時，反復(fù)實(shí)施序列。
即，首先，將薄片群的位置設(shè)定在任意的初始位置上(711)，進(jìn)行測量(712)，其次，在移動薄片群的位置的同時(714)，反復(fù)進(jìn)行測量，直到全部的薄片群的測量結(jié)束(713)為止。以后，為使掃描位置成為各次測量的開始位置，設(shè)定這個可變的用于移動相位的梯度磁場脈沖281(716)，僅僅同樣地反復(fù)進(jìn)行必要次數(shù)的測量(715)。
下面，以將本發(fā)明的裝置用于提取出被檢查物體的微細(xì)結(jié)構(gòu)的顯微術(shù)的情形為例，說明關(guān)于拍攝讀出方向的空間分辨率為50μm的圖像的脈沖序列的具體參數(shù)。
在這里，在圖10所示的脈沖序列中，將三個峰的sinc函數(shù)用于RF脈沖。
如果將激勵區(qū)域的厚度作為視場，從而Wx=25.6mm，并使用于激勵的梯度磁場脈沖603的強(qiáng)度和讀出梯度磁場脈沖605的強(qiáng)度相等，從而Gx=30mT/m，則一個RF脈沖的輻射時間變成a=122.331μsec。
因?yàn)榉直媛实扔?0μm，所以加上602的全體的時間(b×n)，根據(jù)式(5)變成2/d/(γ×Gx)=31.3166ms，如果令RF脈沖的數(shù)目n為64，則有b=489.332μsec。
又，薄片間隔1/b/(γ×Gx)，由于使其和由讀出梯度磁場脈沖的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辯率ΔWx相等，變成1.6mm，故視場內(nèi)的薄片的數(shù)目為16。
如果令z方向的厚度為2mm,180度脈沖的形狀為sinc函數(shù)三個峰，輻射時間為2ms，則選擇薄片的梯度磁場脈沖的強(qiáng)度Gz變?yōu)?/(γ×t×Δz)=23.487mT/m。
取樣點(diǎn)數(shù)N為Wx/ΔWx=16，取樣速率Δt為b/N=30.5826μsec。
在本實(shí)施例中，因?yàn)檩椛?4個RF脈沖，所以要測量64個回波。用這64個回波得到y(tǒng)方向上的全部信息，y方向的像素的數(shù)目為64。
如果令y方向的視場Wy等于Wx，為25.6mm，則y方向的空間分辨率變成Wy/64=400μm。這時，相位編碼梯度磁場脈沖的強(qiáng)度Gy為1/(γ×b×Wy)=1.875mT/m。
RF脈沖的反轉(zhuǎn)角為90度/64=1.4度。因?yàn)榧顣r間和回波測量時間分別約為31ms，和180度脈沖的輻射時間為2ms，所以其它即使再加入梯度磁場脈沖的上升時間，從激勵開始到回波測量結(jié)束的時間約為70ms。
為了得到被檢查物體全體的信息，在用已述的任何一種方法移動薄片的位置的同時，反復(fù)進(jìn)行上述的測量。
但是，因?yàn)楸∑拈g隔為1.6mm，薄片的厚度為50μm，所以反復(fù)的次數(shù)為32次。
又，移動的量和薄片的厚度相等為50μm，它作為RF脈沖的載波頻率變成2/(b×n)=63.8638Hz。因?yàn)槊看畏磸?fù)都激勵起不同的區(qū)域，所以當(dāng)反復(fù)進(jìn)行測量時，不再需要磁化恢復(fù)的等待時間。從而，總的測量時間變成約為70ms×32=2.24s。
通過上述的測量，能在非常高速的攝影時間2.24s中得到視場為25.6mm×25.6mm，空間分辨率為50μm×400μm，像素的數(shù)目為256×64的圖像。
如以上說明的那樣，因?yàn)橥ㄟ^用本實(shí)施例1的裝置，能用強(qiáng)度為Gx=30mT/m那樣的弱的梯度磁場進(jìn)行測量，所以能夠?qū)崿F(xiàn)以前有困難的對人體的顯微術(shù)。
即，為了拍攝到和以前的自旋回波法有相同的空間分辨率的圖像，在讀出方向上必須有16倍的強(qiáng)度即480mT/m的梯度磁場，這不能在以人體為對象的大孔徑的裝置中實(shí)現(xiàn)。
又，根據(jù)FDA(美國食品藥品局)的裝置安全標(biāo)準(zhǔn)，使加上的時間在120μsec以上的脈沖磁場的時間變化率dB/dt等于20T/s。
所以，在產(chǎn)生480mT/m的梯度磁場的情形中，例如，在離開原點(diǎn)20cm的位置上磁場強(qiáng)度變成96mT。根據(jù)這個標(biāo)準(zhǔn)，為了產(chǎn)生這個磁場，需要長達(dá)4.8ms的時間，因?yàn)檫@個等待時間，就發(fā)生了使信號發(fā)生衰減，攝影時間變長等問題。
與此相對的是，在本實(shí)施例1的裝置中，如上所述，因?yàn)椴恍枰獜?qiáng)的磁場，所以能夠?qū)θ梭w實(shí)施顯微術(shù)。
因?yàn)閷τ谌梭w的顯微術(shù)在現(xiàn)在這個時候還沒有有效的攝影方法，所以內(nèi)耳的微細(xì)構(gòu)造的描繪，在整形外科領(lǐng)域中肩和肘，膝關(guān)節(jié)的攝影等主要只在研究的水平上進(jìn)行。
然而，如果用本實(shí)施例1的裝置，就能夠?qū)⒂糜谂R床的MRI裝置用于這些應(yīng)用領(lǐng)域。又，因?yàn)槟軌蛎枥L出被檢查物體的微細(xì)構(gòu)造，所以也可以用本裝置代替現(xiàn)在的X射線進(jìn)行乳房癌癥的早期診斷和骨質(zhì)疏松癥的診斷。因?yàn)楸景l(fā)明的裝置利用磁共振，所以有不必暴露在X射線下，從而有對人體沒有副作用，容易進(jìn)行診斷這樣一些優(yōu)點(diǎn)。
其次，關(guān)于將本實(shí)施例1的裝置應(yīng)用于通常的空間分辨率的攝影，可用非常低的讀出梯度磁場進(jìn)行高速圖像攝影的方法，說明它們的脈沖序列的具體參數(shù)。該脈沖序列和圖10相同。
我們將用的讀出方向的空間分辨率為1mm,RF脈沖為三個峰的sinc函數(shù)。
如果將激勵區(qū)域的厚度作為視場，從而Wx=256mm，并使用于激勵的梯度磁場脈沖的強(qiáng)度和讀出梯度磁場脈沖的強(qiáng)度相等，從而Gx=3mT/m，則一個RF脈沖的輻射時間變成a=122.331μm。
因?yàn)榉直媛实扔?mm，所以加上脈沖602全體的時間(b×n)變成2/d/(γ×Gx)=15.6583ms，如果令RF脈沖的數(shù)目n為64，則有b=244.661μm。
又，薄片間隔1/b/(γ×Gx)，由于使其和由讀出梯度磁場脈沖強(qiáng)度決定的空間分辯率ΔWx相等，變成32mm，而視場內(nèi)的薄片數(shù)目為8。
如果令z方向的厚度為10mm，如果180度脈沖的形狀為sinc函數(shù)三個峰，輻射時間為2ms，則選擇薄片的梯度磁場脈沖的強(qiáng)度Gz變?yōu)?/(γ×t×Δz)=4.7mT/m。
取樣點(diǎn)數(shù)N為Wx/ΔWx=8，取樣速率Δt為b/N=30.5826μsec。因?yàn)檩椛?4個RF脈沖，所以要測量64個回波。
如果令y方向的視場Wy等于Wx，為256mm，則由64個回波得到y(tǒng)方向的全部信息，如果y方向的像素的數(shù)目為64，則y方向的空間分辨率變成4mm。這時，相位編碼梯度磁場脈沖的強(qiáng)度Gy為1/(γ×b×Wy)=0.375mT/m。
RF脈沖的反轉(zhuǎn)角為90度/64=1.4度。因?yàn)榧顣r間和回波測量時間分別約為16ms和180度脈沖的輻射時間為2ms，所以其它即使再加入梯度磁場脈沖的上升時間，從激勵開始到回波測量結(jié)束的時間約為40ms。
為了得到被檢查物體全部的信息，在移動薄片的位置的同時，反復(fù)進(jìn)行上述的測量。因?yàn)楸∑拈g隔為32mm，薄片的厚度為1mm，所以反復(fù)的次數(shù)為32次。
移動的量和薄片的厚度相等為1mm，它作為RF脈沖的載波頻率變成2/(b×n)=127.728Hz。因?yàn)槊看畏磸?fù)都激勵起不同的區(qū)域，當(dāng)反復(fù)進(jìn)行測量時，不再需要等待磁化恢復(fù)的時間。從而，總的測量時間變成約為40ms×32=1.28s。
通過上述的測量，能在1.28s的攝影時間中得到視場為256mm×256mm，空間分辨率為1mm×4mm，像素的數(shù)目為256×64的圖像。
如根據(jù)這個方法，因?yàn)樽x出梯度磁場的強(qiáng)度可以非常小，所以大體上使用所有MRI裝置都能以超高速拍攝高分辨率的圖像。
(實(shí)施例2)圖19示出使用了實(shí)施例2的空間分辨率控制部分的拍攝方法的脈沖序列，該脈沖序列是使用了MRI裝置的投影法的脈沖。
該脈沖序列中，在RF脈沖602的輻射過程中加入梯度磁場脈沖161、162，根據(jù)180度脈沖604和薄片選擇梯度磁場脈沖121把z方向的特定范圍反轉(zhuǎn)，加入與激勵中的梯度磁場脈沖161、162相同強(qiáng)度的讀出梯度磁場脈沖163、164測量回波606。該脈沖序列中，梯度磁場脈沖的方向成為由Gx+Gy決定的方向。
這樣，對于脈沖序列的空間分辨率控制部分601，除去梯度磁場脈沖的方向不同以外與實(shí)施例1中記述的方法和原理相同。
如果把各回波進(jìn)行逆傅氏變換，則能夠分別得到對應(yīng)方向的投影。這時，由于通過執(zhí)行1次脈沖序列能測量回波時間不同的多個回波，因此能夠產(chǎn)生多個同一方向的投影。
通常，在投影法中，同一方向的回波可以只是一個。因此，例如，在全部進(jìn)行累加運(yùn)算提高SN比方面起作用的或者組織的擴(kuò)散大若把全部進(jìn)行累加運(yùn)算則畫質(zhì)惡化的情況下，僅使用第1回波改善SN比，或者希望拍攝特定對比度的圖像時僅使用其回波時間的回波。
拍攝如圖20所示那樣通過反復(fù)2次該脈沖序列進(jìn)行。第1反復(fù)A(720～724)用于測量特定方向的投影，在移動薄片群位置的同時進(jìn)行(724)。
這里，如至此為止所敘述的那樣使RF脈沖的載波頻率變化。這時，Gx、Gy保持一定。
第2反復(fù)B(720～726)用于改變投影的方向，使梯度磁場脈沖Gx、Gy的強(qiáng)度變化的同時進(jìn)行(726)。
在第2反復(fù)B中，梯度磁場脈沖161和163,162和164分別保持相同的強(qiáng)度。梯度磁場脈沖強(qiáng)度的變化順序取為各回波通過k空間的原點(diǎn)，而且掃描k空間總體。
例如，如圖19所示，x從正到負(fù)，y從0到正再返回到0。這時，各回波如圖21所示那樣掃描k空間。
反復(fù)A和反復(fù)B的順序雖然是任意的，然而如圖20所示那樣在反復(fù)B內(nèi)進(jìn)行反復(fù)A。即，首先，決定投影的方向(720)，進(jìn)行反復(fù)A測量該方向的全部投影，其次，使投影方向變化(726)，再次進(jìn)行反復(fù)A。
在反復(fù)A中，由于激勵不同的區(qū)域，因此不需要等待時間，與此不同，在反復(fù)B中由于需要等待時間，因此如果遵循這樣的順序能夠以最小的時間結(jié)束拍攝。
從用反復(fù)A測量的各回波來生成投影的方法，在實(shí)施例1所示的圖12中說明了的方法中，可以僅使用x方向。該處理雖然可以在拍攝結(jié)束后進(jìn)行，然而通過在每次結(jié)束反復(fù)A的時刻進(jìn)行，能夠縮短拍攝結(jié)束后的處理時間。
這時的視場和投影以及視場和激勵區(qū)域的關(guān)系如圖22所示。
圖22中，181表示被檢查的物體，182表示視場，183、184分別表示第1次反復(fù)B的激勵薄片群和激勵區(qū)域，185表示第2次反復(fù)B的激勵薄片群，186表示在第1次反復(fù)B中測量的投影。
從根據(jù)上述的順序得到的各方向的投影重建圖像的方法可以與通常的X線CT裝置中使用的方法相同。其中，有例如逐次逼近法，二維傅氏變換法，濾波(filter)校正逆投影法等。在濾波校正逆投影法中，有基于傅氏變換的濾波校正法和卷積法。關(guān)于這些方法記載在木村博一監(jiān)修的「最新的醫(yī)用圖像診斷裝置」中(朝倉書店，1988)。
如以上說明的那樣，在本實(shí)施例2的磁共振成像裝置中由于也能夠像實(shí)施例1那樣不必在被檢查的物體上加入強(qiáng)磁場而可以拍攝高分辨率的圖像，所以對人體也能夠適用顯微術(shù)。
(實(shí)施例3)圖23示出實(shí)施例3的脈沖序列，是空間分辨率控制部分的其它例子。本實(shí)施例中，把圖8的脈沖805的形狀改變?yōu)閟inc函數(shù)。
圖23中，空間分辨率控制部分401與圖10等的情況相同，如空間分辨率控制部分601所示那樣，在梯度磁場脈沖603的加入過程中輻射多個RF脈沖222。
各RF脈沖的強(qiáng)度例如像圖23的虛線所示那樣被調(diào)幅為三個峰的sinc函數(shù)。圖8所示的矩形波805與被置換為三個峰的sinc函數(shù)的情況相當(dāng)，各薄片的激勵分布圖811或812近似為矩形而不是sinc函數(shù)。
由此，在各薄片內(nèi)，由于均勻地激勵更多的磁化，因此將提高畫質(zhì)和SN比。代替調(diào)幅，把RF脈沖進(jìn)行調(diào)頻或者調(diào)相也能夠得到相同的效果。
在使用sinc函數(shù)進(jìn)行的調(diào)幅中，由于下方的振幅小，因此不能夠大量增多可以輻射的RF脈沖的數(shù)目，產(chǎn)生的回波數(shù)少。在圖23所示的本實(shí)施例3中，RF脈沖的數(shù)目是5個，從而，在使用圖10和圖19的脈沖序列進(jìn)行調(diào)幅的情況下回波的數(shù)目僅可以得到5個。在使用了圖19的脈沖序列的投影法中，由于回波可以是1個，因此回波的數(shù)目是足夠的。
然而，在圖10的傅氏變換法的情況下需要多個回波。例如需要64個。因此，如圖23的梯度磁場強(qiáng)度控制部分608那樣，分別把讀出梯度磁場脈沖224和相位編碼梯度磁場脈沖225進(jìn)行反轉(zhuǎn)后加入，通過反復(fù)其操作，增加回波的數(shù)目。另外，把該方法和前面所敘述的k空間分割測量法組合起來也能夠增加回波的數(shù)目。
另外，在本實(shí)施例3的磁共振成像裝置中由于也能夠像實(shí)施例1所示那樣不必在被檢查的物體上加入強(qiáng)磁場也可以拍攝高分辨率的圖像，所以對于人體也能夠適用顯微術(shù)。
(實(shí)施例4)本實(shí)施例中，通過求出激勵要觀察部分以外的部分得到的圖像和激勵總體得到的圖像之差得到所希望的圖像。
圖24說明本發(fā)明實(shí)施例4的磁共振成像裝置的脈沖序列。圖25用于說明圖24所示的脈沖序列原理，以下，根據(jù)圖25，說明圖24所示的脈沖序列。
作為脈沖序列的后半部分324的虛線內(nèi)，是眾所周知的自旋回波法和回波平面(echo planer)法等的通常的用于拍攝圖像的脈沖序列。本實(shí)施例中作為一例示出自旋回波法。
空間分辨率控制部分601由多個RF脈沖602和梯度磁場脈沖603構(gòu)成。
這時，在發(fā)生無用回波畫質(zhì)惡化的情況下，在Gz、Gy、Gx上分別加入擾流(spoiler)梯度磁場脈沖321、322、323。另一方面，在未發(fā)生無用回波的情況下，由于造成測量時間的浪費(fèi)因此可以不加入擾流(spoiler)梯度磁場脈沖321、322、323。
通過RF脈沖602和梯度磁場脈沖603，如實(shí)施例1的圖7那樣激勵被檢查的物體。
圖25的341僅對于x方向模式地示出這時的狀態(tài)?？v軸表示空間分辨率控制部分601剛々結(jié)束后的橫向磁化的大小。
這里，如果加入了擾流(spoiler)梯度磁場脈沖321、322、323，則擾亂橫向磁化的相位，成為不發(fā)生回波的狀態(tài)。這時，如342所示縱向磁化的大小成為缺少了發(fā)生橫向磁化部分的狀態(tài)。
這時，如果輻射RF脈沖202，則讀出方向的橫向磁化分布圖仍然成為342。然后，如果使用通常脈沖序列324進(jìn)行拍攝，則得到的圖像D成為缺少了回波部分信息的圖像。但是，在脈沖序列324中，把用讀出梯度磁場強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率作為薄片的間隔343。
如果取圖像D和完整的圖像E的差分，則能夠作成包括只是薄片部分的信息的圖像。
僅使用脈沖序列324而不使用空間分辨率控制部分601就能夠拍攝圖像E。該圖像E只要拍攝1幅就足夠了。
其次，在使薄片位置移動的同時，用圖24的脈沖序列生成包括只是薄片部分的信息的圖像，與實(shí)施例1的圖12相同通過合成各種圖像，能夠得到空間分辨率比用讀出梯度磁場強(qiáng)度決定的空間分辨率高的圖像。
另外，不取圖像的差分，而用進(jìn)行圖像重建之前的k空間的狀態(tài)D’，E’求出差分(E’-D’)后進(jìn)行二維逆傅氏變換也能夠得到相同結(jié)果。
在通常的脈沖序列324需要像自旋回波法那樣反復(fù)進(jìn)行激勵和回波測量的情況下，最好在每次反復(fù)時執(zhí)行空間分辨率控制部分601。這是由于與時間一起磁化恢復(fù)，磁化的分布圖341、342紊亂的緣故.然而，在反復(fù)間隔為數(shù)ms～數(shù)100ms那樣很短的情況下，也可以僅執(zhí)行最初的1次或者每進(jìn)行數(shù)次反復(fù)僅執(zhí)行1次空間分辨率控制部分601。
如以上所說明的那樣，在本實(shí)施例4的磁共振成像裝置中由于也能夠像實(shí)施例1那樣不必在被檢查的物體上加入強(qiáng)磁場也可以拍攝高分辨率的圖像，所以對人體也能夠適用顯微術(shù)。
以上根據(jù)上述發(fā)明的實(shí)施例具體地說明了由本發(fā)明者進(jìn)行的發(fā)明，然而本發(fā)明并不限定于上述發(fā)明的實(shí)施例，在不脫離其要點(diǎn)的范圍內(nèi)可以有各種變形，這一點(diǎn)是不言而喻的。
另外，使激勵部分移動的情況下，也可以與前面被激勵的部分相互重疊一部分。
權(quán)利要求
1．一種磁共振成像裝置，具有控制對于靜磁場中的被檢查的物體，加入高頻磁場和梯度磁場并收集回波的預(yù)定脈沖序列的脈沖序列控制裝置和根據(jù)被收集的回波重建圖像的圖像重建裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括空間分辨率控制裝置，用于在被重建的上述圖像的讀出梯度磁場方向上設(shè)定空間分辨率A；和梯度磁場強(qiáng)度控制裝置，用于加入有比上述空間分辨率A粗糙的由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率B的讀出梯度磁場。
2．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述圖像重建裝置包括將上述空間分辨率A的最小單位作為重建圖像的讀出方向上的1個像素的寬度來重建圖像的裝置。
3．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述空間分辨率控制裝置包括通過輻射上述高頻磁場選擇性地激勵一部分上述被檢查的物體設(shè)定上述空間分辨率A的裝置。
4．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述空間分辨率控制裝置包括在與上述讀出梯度磁場方向大致垂直并且大致相等間隔的薄片群上激勵上述被檢查的物體內(nèi)的區(qū)域的裝置，上述梯度磁場強(qiáng)度控制裝置包括把上述空間分辨率B設(shè)定為與上述薄片群的薄片間隔大致相等的裝置。
5．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述空間分辨率控制裝置包括沿著與上述讀出梯度磁場方向相同的方向加入激勵用梯度磁場的裝置和以大致相等的間隔多次輻射上述高頻磁場脈沖的裝置。
6．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括執(zhí)行加入上述高頻磁場和上述梯度磁場并收集回波的第1脈沖序列的裝置和執(zhí)行由空間分辨率控制部分與上述第1脈沖序列構(gòu)成的第2脈沖序列的裝置，上述圖像重建裝置包括對由上述第1脈沖序列收集的回波和由上述第2脈沖序列收集的回波進(jìn)行差分處理的差分處理裝置。
7．如權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，特征在于差分處理裝置包括對由上述第1脈沖序列收集的回波和由上述第2脈沖序列收集的回波分別重建的圖像進(jìn)行差分處理的裝置。
8．如權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，特征在于上述空間分辨率控制裝置包括以恒定的振幅加入上述高頻磁場脈沖的裝置。
9．如權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，特征在于上述空間分辨率控制裝置包括把上述高頻磁場脈沖調(diào)幅后加入的裝置。
10．如權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，特征在于上述空間分辨率控制裝置包括把上述高頻磁場脈沖調(diào)頻后加入的裝置。
11．如權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，特征在于上述空間分辨率控制裝置包括把上述高頻磁場脈沖調(diào)相后加入的裝置。
12．如權(quán)利要求4所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括在使上述薄片群的位置沿著加入讀出梯度磁場的方向移動的同時按照預(yù)定次數(shù)反復(fù)執(zhí)行上述預(yù)定脈沖序列的裝置。
13．如權(quán)利要求4所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括在每次反復(fù)上述預(yù)定脈沖序列時使上述高頻磁場脈沖的頻率發(fā)生變化的裝置。
14．如權(quán)利要求4所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括在每次反復(fù)上述預(yù)定脈沖序列時使靜磁場強(qiáng)度發(fā)生變化的裝置。
15．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括在上述被檢查的物體上加入相位編碼梯度磁場的同時進(jìn)行回波取樣的裝置。
16．如權(quán)利要求15所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括把上述相位編碼梯度磁場的強(qiáng)度設(shè)定為與上述讀出梯度磁場的強(qiáng)度大致相等并進(jìn)行加入的裝置。
17．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括在使讀出方向變化的同時反復(fù)進(jìn)行回波收集的裝置。
18．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括在磁化的激勵部分和回波的測量部分之間輻射180度脈沖的裝置。
19．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括使上述讀出梯度磁場反轉(zhuǎn)的同時收集多個回波的脈沖序列。
20．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述脈沖序列控制裝置包括在執(zhí)行上述預(yù)定的脈沖序列之前，執(zhí)行抑制關(guān)注區(qū)域以外區(qū)域的信號的脈沖序列的裝置。
21．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述圖像重建裝置包括對根據(jù)用同一個上述預(yù)定的脈沖序列收集的回波重建的多個圖像進(jìn)行累加運(yùn)算的裝置。
22．如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，特征在于上述圖像重建裝置包括在每次反復(fù)上述預(yù)定脈沖時，使用在該時刻點(diǎn)測量的回波重建部分圖像的裝置。
23．如權(quán)利要求22所述的磁共振成像裝置，特征在于上述圖像重建裝置包括把上述部分圖像在顯示裝置上顯示出來的裝置。
24．一種磁共振成像方法，特征在于包括(1)在靜磁場中的被檢查的物體上加入讀出方向的梯度磁場的同時輻射多個高頻磁場脈沖選擇性地在多處激勵被檢查的物體內(nèi)的步驟；(2)使用由讀出梯度磁場強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率比被激勵部分的寬度大的上述讀出梯度磁場和取樣期間測量回波的步驟；(3)從上述被測量了的回波把上述被激勵部分的寬度作為重建圖像的一個像素重建圖像的步驟。
25．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于還包括反復(fù)多次上述步驟(1)和(2)，在每次反復(fù)時順序地改變上述被檢查的物體內(nèi)的激勵部分位置的步驟。
26．如權(quán)利要求25所述的磁共振成像方法，特征在于上述測量回波的步驟包括設(shè)定上述讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間使得被激勵處的間隔成為由上述讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率的大小，順序改變上述激勵部分位置的步驟包括在上述被激勵部分的寬度的每個部分改變激勵處位置的步驟。
27．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于上述激勵步驟包括以恒定振幅加入上述高頻磁場脈沖的步驟。
28．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于上述激勵步驟包括把上述高頻磁場脈沖調(diào)幅后加入的步驟。
29．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于上述激勵步驟包括把上述高頻磁場脈沖調(diào)頻后加入的步驟。
30．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于上述激勵步驟包括把上述高頻磁場脈沖調(diào)相后加入的步驟。
31．如權(quán)利要求25所述的磁共振成像方法，特征在于上述激勵步驟包括通過改變上述高頻磁場脈沖的載波頻率變更上述激勵處位置的步驟。
32．如權(quán)利要求25所述的磁共振成像方法，特征在于上述激勵步驟包括通過改變上述靜磁場強(qiáng)度變更上述激勵處位置的步驟。
33．如權(quán)利要求25所述的磁共振成像方法，特征在于還包括使讀出方向發(fā)生變化的步驟，以及在每次使讀出方向變化時反復(fù)上述步驟(1)、(2)測量回波的步驟。
34．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于上述測量回波的步驟包括在上述被檢查的物體上加入相位編碼梯度磁場的同時對回波進(jìn)行取樣的步驟。
35．如權(quán)利要求34所述的磁共振成像方法，特征在于上述測量回波的步驟包括加入與上述讀出梯度磁場的強(qiáng)度大致相等強(qiáng)度的上述相位編碼梯度磁場的步驟。
36．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于還包括在上述步驟(1)和(2)之間輻射180度脈沖的步驟。
37．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于上述測量回波的步驟包括使上述讀出梯度磁場反轉(zhuǎn)的同時測量上述回波的步驟。
38．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于還包括在執(zhí)行上述步驟(1)、(2)之前，執(zhí)行使來自上述被檢查的物體的關(guān)注區(qū)域以外的磁共振信號飽和的脈沖序列的步驟。
39．如權(quán)利要求24所述的磁共振成像方法，特征在于重建上述圖像的步驟包括對基于上述回波的多個圖像進(jìn)行累加運(yùn)算獲得重建圖像的步驟。
40．如權(quán)利要求25所述的磁共振成像方法，特征在于重建上述圖像的步驟包括在每次反復(fù)上述步驟(1)、(2)時重建圖像的步驟。
41．如權(quán)利要求40所述的磁共振成像方法，特征在于重建上述圖像的步驟包括在每次反復(fù)上述步驟(1)、(2)時顯示重建的圖像的步驟。
42．一種磁共振成像方法，特征在于包括(1)在靜磁場中的被檢查的物體上加入讀出方向的梯度磁場的同時輻射多個高頻磁場脈沖選擇性地激勵被檢查的物體內(nèi)的步驟；(2)加入高頻磁場激勵包括上述被激勵部分在內(nèi)的與由讀出梯度磁場強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率相當(dāng)?shù)膮^(qū)域總體，執(zhí)行預(yù)定的脈沖序列測量第1回波的步驟；(3)單獨(dú)地執(zhí)行上述步驟(2)的脈沖序列，測量第2回波的步驟；(4)根據(jù)從上述第1回波得到的圖像數(shù)據(jù)和從上述第2回波得到的圖像數(shù)據(jù)的差分?jǐn)?shù)據(jù)重建圖像的步驟。
全文摘要
一種磁共振成像裝置,具有脈沖序列控制部分,用于控制對靜磁場中的被檢查的物體加入高頻磁場和梯度磁場并收集回波的預(yù)定脈沖序列,和圖像重建部分,用于根據(jù)被收集的回波重建圖像;其中,脈沖序列控制部分包括空間分辨率控制部分,用于在重建圖像的讀出梯度磁場方向上設(shè)定空間分辨率A,和梯度磁場強(qiáng)度控制部分,用于加入使由讀出梯度磁場的強(qiáng)度和取樣期間決定的空間分辨率B比上述空間分辨率A粗糙的讀出梯度磁場。而圖像重建部分將上述空間分辨率A的最小單位作為重建圖像的讀出方向上的1個像素的寬度來重建圖像。
文檔編號G01R33/48GK1214622SQ97193428
公開日1999年4月21日 申請日期1997年3月27日 優(yōu)先權(quán)日1996年3月28日
發(fā)明者谷口陽, 越智久晃, 岡島健一, 平田智嗣 申請人:株式會社日立醫(yī)藥