JP2000316830A - 磁気共鳴イメージング方法及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】検体内の交差する二つの断面を高時間分解能
で、かつ二つの断面の交差する領域を高空間分解能で撮
像可能なＭＲＩ装置を実現する。 【解決手段】ＲＦパルス１０１とスライス傾斜磁場２０
１を印加して第１スライス１１０を励起し、位相エンコ
ード傾斜磁場３０１及び読み出し傾斜磁場４０１，４０
２を印加して信号５０１を計測する。次に、ＲＦパルス
１０２とスライス傾斜磁場２０１へ直交するスライス傾
斜磁場３０３を同時に印加し第２スライス１２０を励起
し、位相エンコード傾斜磁場２０３及び読み出し傾斜磁
場４０４，４０５を印加し信号５０２を計測する。その
後、交差領域の横断面の一方にスライスエンコード傾斜
磁場２０５、もう一方に位相エンコード傾斜磁場３０５
を印加し、読み出し傾斜磁場４０７を印加しつつスピン
エコー信号５０３を計測する。以上を繰り返し実行し、
各エコー信号５０１，５０２，５０３毎に画像再構成を
行い、第１スライスの像、第２スライスの画像と交差領
域の画像とを合成して表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ方法及び磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装
置という）に係り、特に映像ガイド下で治療を行うため
に体内へ挿入したカテーテルの先端位置の把握およびカ
テーテルの治療部位への誘導に好適な画像を取得し表示
する技術に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】近年、インターベンショナル・ラジオロ
ジー（InterventionalRagiology：IVR)と称する画像を
観察しながらカテーテルや穿刺針を患者の体内へ挿入し
て治療を行うことが普及してきている。ＩＶＲなる言葉
の由来は文字通り放射線、主としてＸ線画像を利用して
行われることからきている。ＩＶＲはカテーテル等を治
療部位へ導く間、連続的または頻繁にＸ線を放射してＸ
線透視像をモニタへ表示し観察することが必要となるた
め、患者のＸ線被曝及び医師のＸ線被曝が多くなるとい
う問題があった。

【０００３】一方、ＭＲＩ装置は当初、撮像時間が非常
に長く、ＩＶＲに使用できるものではなかったが、各種
の高速撮像法の開発が著しく進み、近年、ＭＲＩ装置を
ＩＶＲへ適用する試みがなされている。このＭＲＩ装置
を用いた画像観察下の治療法はインターベンショナルＭ
ＲＩ（以下、ＩＶＭＲという）の様な呼ばれ方をしてい
る。

【０００４】ところで、カテーテルを患者の体内で誘導
する場合、カテーテルは血管内を治療部位まで導かれる
が、血管は体内で曲がりくねっており、また分岐を繰り
返しているため、カテーテルの先端を血管内で進めるに
は、１方向から撮影した画像だけでは観察が困難であ
る。このため、ＩＶＲまたはＩＶＭＲには２方向から撮
影した画像が必要で、かつそれらの２方向の画像に同時
にカテーテルの先端が撮像されていることが望まれる。
そして、２方向から撮影された画像は時間的に接近して
いれば接近しているほど好ましい。すなわち、画像の時
間分解能が大きい程好ましい。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】ＭＲＩ装置にマルチス
ライス撮像法がある。これは、例えば核スピンの励起と
信号計測を２つのスライスについて交互に行うものであ
る。このマルチスライス撮像法において２つのスライス
が交差するようにスライス選択をすることができる。

【０００６】しかし、励起された核スピンは再度定常状
態になるまでに励起角度に応じた所定の時間を必要とす
る。このため、２つの交差するスライスの励起間隔を短
くすると、先に励起されたスライス内の核スピンが定常
状態へ戻る前にもう一つのスライスが励起されることと
なる。このとき、２つのスライスにて交差領域と非交差
領域とで励起間隔に差が生ずる。つまり、非交差領域で
は励起間隔が長く、交差領域では励起間隔が短くなる。

【０００７】励起間隔が、励起された核スピンの縦緩和
時間より短くなると、縦磁化の緩和が不十分となり、計
測信号が低下する。この現象が交差領域に生ずると、交
差領域では本来良好な画像が欲しいのに逆に画質の劣下
をもたらすこととなる。

【０００８】本発明は、カテーテルの先端が位置する２
つの画像の交差領域を良好な画質で表示できるＭＲＩ装
置を提供することを目的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明は上記目的を達成
するために、第１の励起パルスによって被検体内の所定
位置の第１の断面を励起して第１のエコー信号を計測
し、このエコー信号の計測後第２の励起パルスによって
前記被検体内の所定位置の第１の断面に交差する第２の
断面を励起して第２のエコー信号を計測し、この第２の
エコー信号の計測後前記第１及び第２の断面の交差領域
を３次元領域と見なして前記第１及び第２の励起パルス
によって生ずる第３のエコー信号を計測するとともに、
前記３つのエコー信号の計測終了後第１の断面の画像と
前記交差領域の画像とを、及び前記第２の断面の画像と
前記交差領域の画像とを合成して表示することを特徴と
する。

【００１０】また、本発明は上記目的を達成するため
に、被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、前記静
磁場に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検
体へ核磁気共鳴現象を起こさせる高周波パルスを発生す
る手段と、前記被検体から生ずる核磁気共鳴信号を検出
する検出系と、前記検出された核磁気共鳴信号を用いて
画像を生成する手段と、前記画像を表示する手段と、前
記高周波パルス発生手段と前記傾斜磁場発生手段と前記
検出系と前記画像生成手段とを制御する制御装置とを有
した磁気共鳴イメージング装置において、前記制御装置
は、前記高周波パルス発生手段と前記傾斜磁場発生手段
とを制御し、互いに交差する２つのスライスを順次選択
励記して各スライスからのエコー信号を計測するととも
に、前記２つの励起核スピンによって前記２つのスライ
スの交差領域から生ずるエコー信号を前起２つのスライ
スからのエコー信号とは別個に計測し、前記画像生成手
段によって前記３つのエコー信号を用いて前記２つのス
ライス画像を生成し、生成された２つのスライス画像を
前記画像表示手段に表示するようにしたものである。

【００１１】

【発明の実施の形態】以下本発明の実施の形態を図面を
用いて説明する。図４は本発明を実施するＭＲＩ装置の
全体構成を示すブロック図である。図４において、２は
静磁場発生磁石、８は中央処理装置（以下、ＣＰＵと記
す。）、３は傾斜磁場発生系、４はシーケンサ、５は送
信系、６は受信系、７は信号処理系である。

【００１２】静磁場発生磁石２は、被検体１を収容し得
る空間の所定領域に、所定方向、例えば、被検体１の体
軸方向、または体軸と直交する方向へ強く均一な静磁場
を発生させるもので、前記空間を取り囲むように、永久
磁石、または超伝導磁石のような方式の磁石を配置して
なる。

【００１３】送信系５は、高周波発振器（シンセサイザ
ー）１１と、変調器１２と、高周波増幅器１３と、送信
用高周波コイル１４ａとから成り、ＣＰＵ８およびシー
ケンサ４の指令によりシンセサイザー１１から出力され
た高周波パルス信号を変調器１２で振幅変調し、変調さ
れた信号を高周波増幅器１３で増幅し、増幅された高周
波パルスを被検体１に接近して配置された送信用高周波
コイル１４ａヘ供給し、送信用高周波コイル１４ａから
電磁波を被検体１へ照射するものである。

【００１４】傾斜磁場発生系３は、直交する３軸方向、
即ちＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向へ傾斜磁場を発生する傾斜磁
場コイル９と、各方向の傾斜磁場コイルを駆動する傾斜
磁場電源１０とから成り、ＣＰＵ８の指令により各傾斜
磁場コイルに対応した傾斜磁場電源を駆動し、発生した
傾斜磁場を静磁場へ重畳してイメージングに必要な勾配
磁場を発生するものである。

【００１５】受信系６は、受信用高周波コイル１４ｂ
と、増幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換
器１７とから成り、送信系５の高周波コイル１４ａから
照射された電磁波によって被検体内から生ずる核スピン
の挙動信号（電磁波、ＮＭＲ信号という。）を被検体１
に近接して配置した受信用高周波コイル１４ｂで検出
し、その検出信号を増幅器１５で増幅した後、直交位相
検波器１６へ入力し、直交位相検波器１６でシンセサイ
ザー１１の出力に基いて直交検波を行い、ｓｉｎ成分、
ｃｏｓ成分の２系統の信号に分離し、それらをＡ／Ｄ変
換器１７へ入力し、Ａ／Ｄ変換器１７でＣＰＵ８および
シーケンサ４の指令に基いてサンプリングしてディジタ
ル信号に変換して信号処理系７へ出力するものである。

【００１６】そして、信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁
気ディスク装置１８や磁気テープ装置１９等の記録装置
と、ＣＲＴ等のディスプレイ装置２０とから成り、前記
ＣＰＵ８において受信系６から入力した信号に対し、フ
ーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行
い、被検体１のスライス面内の原子核密度分布を示す画
像、例えば、水素原子核（プロトン）密度分布像や、核
スピンの緩和時間を示すＴ1強調像やT2強調像等の画像
をディスプレイ装置２０へ表示するとともに、パルスシ
ーケンスの様な制御ソフトウェアや画像データを記録装
置へ記録するものである。ＭＲＩ装置はその他に操作卓
（図示省略）を備え、そこにキーボード（図示省略）が
配置されている。

【００１７】次に、本発明による被検体の撮影方法及び
画像の表示方法を説明する。図２は本発明の撮影方法の
概念を説明する図面である。図２において、１００は被
検体でこの図１では直方体で示してあるが、現実には生
体である。１１０は第１の撮像スライス（以下、第１ス
ライスという）、１２０は第２の撮像スライス（以下、
第２スライスという）であり、これらは互いに交差して
設定されるため、中央部に交差領域１３０が生ずる。Ｍ
ＲＩ装置では、励起された核スピンが定常状態に戻るま
でに所定の時間（緩和時間という）が必要なため、第１
スライス１１０とそれに交差する第２スライス１２０を
緩和時間より短い時間間隔で励起すると、交差領域１３
０内の核スピンが第１スライス１１０の撮像のために励
起された後、定常状態へ戻る前に第２スライス１２０の
撮像のための励起を受けることとなる。このため、交差
領域１３０内の核スピンは過励起状態となり、そこから
の信号強度が交差していない領域からの信号と比較して
低下する。

【００１８】交差領域からの信号強度が弱い場合には、
第１スライス１１０の画像の中央部に位置する交差領域
部１３０の画像、及び第２スライス１２０の画像の中央
部に位置する交差領域１３０の画像は濃度が薄くなり、
診断をすることが困難なものとなる。本発明は交差領域
１３０を第１スライス１１０及び第２スライス１２０の
撮像のための励起の影響を受けないように、別個に交差
領域１３０のみ信号計測することによって問題の解決を
計るものである。具体的には、交差領域１３０を３次元
領域と見なして信号計測し、この３次元領域からの計測
データを画像とし、第１スライス１１０、第２スライス
１２０の画像に合成して使用することを特徴としてい
る。

【００１９】以下、この詳細な説明を図１のパルスシー
ケンス図を参照しながら説明する。図１は基本的にはグ
ラジェントエコー法による２スライス撮影法に交差領域
の３次元計測を加えたものである。図１において、ＲＦ
は被検体内の核スピンを励起する高周波パルス（以下、
ＲＦパルスという）を照射するタイミングと、核スピン
の励起角度と、ＲＦパルスの周波数を示している。Ｇs1
は前述の直交する３軸方向の第１の方向に印加される傾
斜磁場の印加タイミングとその印加量を、Ｇs2は前記傾
斜磁場Ｇs1と直交する第２の方向の傾斜磁場の印加タイ
ミングとその印加量を、そしてＧs3はＧs1，Ｇs2のそれ
ぞれに直交する第３の方向の傾斜磁場の印加タイミング
と印加量とを示している。この例では、Ｇs1とＧs2は各
々スライス選択用と位相エンコード用に、そしてＧs3は
リードアウト用（周波数エンコード用）に用いている。
Ｓは計測するＮＭＲ信号の出現を示している。また、図
の下方に記したτは交差領域１３０から発生するＮＭＲ
信号の説明のための時間を、ＴＲはシーケンスの繰り返
し時間を示している。

【００２０】次に、撮影方法を図１及び図２を用いて説
明する。撮影の開始に際して、操作者は図１に示す交差
した２つのスライス１１０及び１２０を設定する。スラ
イス１１０と１２０の設定は、パルスシーケンス図１に
おけるＲＦパルスの周波数ｆと傾斜磁場コイルの印加方
向の選択により行われる。本実施の形態では、２つのス
ライス１１０と１２０は直交して設定された例を示して
いるが、第１スライス１１０の選択はＲＦパルスの周波
数をｆ1（周波数帯域は第１スライスの厚みに対応す
る）、用いるスライス選択用傾斜磁場方向をＧs1方向と
し、第２スライス１２０の選択はＲＦパルスの周波数を
ｆ2（周波数帯域は第２スライスの厚みに対応する）、
用いるスライス選択用傾斜磁場方向をＧs1に直交したＧ
s2方向としている。また、第１スライス１１０、第２ス
ライス１２０の核スピンの励起角度α0は任意に設定で
きるが、パルスシーケンスの繰り返し時間ＴＲを短縮し
て、画像の時間分解能をどれ位にするかで適度な角度を
選定するのが良い。例えば、ＴＲを２０〜３０ｍｓとし
た場合には、α0を２０°程度の設定する。

【００２１】このように設定されたパルスシーケンス図
１を時間の経過とともに説明する。パルスシーケンスが
起動されると、先ず初めに、シーケンサ４から送信系５
及び傾斜磁場電源１０に対し、周波数がｆ1で第１スラ
イス１１０の厚みに対応した周波数帯域を有したＲＦパ
ルス１０１が送信用高周波コイル１４ａから被検体に照
射されるようにするとともにＧs1方向に傾斜磁場２０１
が印加されるように傾斜磁場コイル９の選択とその傾斜
磁場コイルヘ電流が供給されるように制御が行われ
る。。そして、Ｇs1方向へ傾斜磁場２０１が印加された
状態で周波数ｆ1のＲＦパルス１０１が印加されると、
被検体内の第１スライス１１０内の核スピンが励起され
る。このとき励起される核スピンの励起角度は総和的に
２０°である。総和的に２０°というのは、励起角度が
全ての核スピンについて同じではなく、中には２０°よ
り小さいものや、２０°より大きく９０°励起されるも
のも含まれていて、それらの総和が２０°であることを
示している。そして、傾斜磁場Ｇs1の極性を２０１に対
して反転し、２０１の印加量の１／２の印加量の傾斜磁
場２０２を印加する。これによって、スライス方向にお
ける核スピンの位相を合わせる。

【００２２】この後、Ｇs2方向の傾斜磁場３０１を所定
量だけ印加して励起された第１スライス１１０内の核ス
ピンへ位置に応じた位相情報を付与する。また、Ｇs3方
向（読み出し方向）に所定量の傾斜磁場４０１を印加し
てＧs3方向に対し前記励起された核スピンの位相拡散を
行う。

【００２３】次に、Ｇs3方向の傾斜磁場の極性を反転す
る。すると、Ｇs3４０２の印加によって拡散していた第
１スライス１１０内の全ての核スピンの整相（これをリ
フェイズという）がなされ、ＮＭＲ信号が観測される。
そして、傾斜磁場Ｇs3４０２の印加とともにシーケンサ
４は受信系６を動作させて、受信用高周波コイル１４ｂ
で核スピンの回転による誘導電流をＮＭＲ信号５０１と
して検出する。検出されるＮＭＲ信号はＧs3４０２の印
加開始後その印加量がＧS3４０１の印加量と等量に成っ
た時点でピーク値となる。読み出し用傾斜磁場Ｇs3４０
２は、Ｇs3４０１の２倍の印加量となった時刻に印加終
了となる。以上の手順は、一般的にグラジェントエコー
法によるＮＭＲ信号計測法として広く知られているもの
である。

【００２４】第１スライス１１０のＮＭＲ信号５０１の
計測が終了したところで第２スライスのＮＭＲ信号の計
測の準備がシーケンス上で次のように行われる。位相エ
ンコード傾斜磁場Ｇs2の極性を反転してＧs2３０１の印
加量と同一の量を印加する。これにより第１スライス１
１０内の核スピンに印加されていた位相エンコード量を
相殺（位相エンコード量をゼロに戻すことを意味す
る。）する。すなわち、Ｇs2方向への位相合わせをす
る。また、ＮＭＲ信号の計測期間の終了後、Ｇs3方向傾
斜磁場はＧs3４０２よりかなりの差を有すレベルまで上
げて所定時間印加する。これにより、第１スライス１１
０内の核スピンのＧs3方向への位相拡散を行う。このＧ
s3４０３の印加を行うのは、第２スライスの計測中に第
１スライス１１０の励起スピンによるアーチファクトを
生ずる信号が計測されないようにするためである。

【００２５】次に第２スライス１２０の撮影のための励
起が行われる。第２スライス１２０は第１スライス１１
０に直交しているので、スライス選択用傾斜磁場として
傾斜磁場Ｇs1と直交した傾斜磁場Ｇs2を用いる。第２ス
ライス１２０の励起は傾斜磁場Ｇs2３０３の印加の下
に、第２スライス１２０の位置と厚みに応じた周波数ｆ
2と周波数帯域を有したＲＦパルス１０２を印加するこ
とで行われ、それらの印加のタイミングは第１スライス
１１０の励起からτ時間の経過後である。ＲＦパルス１
０２は第２スライス１２０内の核スピンを任意の角度だ
け倒すことでも良いが、この実施例では第１スライス１
１０の励起と同一の２０°パルスとして印加する。ＲＦ
パルス１０２は２０°ＲＦパルスとして印加するが、こ
れも総和的なものである。そして、このＲＦパルス１０
２は第２スライス１２０と交差する第１スライス１１０
内の励起された核スピンにも作用し、中にはその核スピ
ンを１８０°励起することが生ずる。本実施例はこの現
象を利用している。

【００２６】第２スライス１２０内の核スピンの励起が
完了した時点で傾斜磁場Ｇs2の極性を反転してＧs2３０
３の印加量の１／２の量のＧs2３０４を印加して、第２
スライス１２０の厚み方向に対して核スピンの位相合わ
せを行う。そして、第２スライス１２０の位相エンコー
ド傾斜磁場Ｇs1２０３を所定量印加するとともに、読み
出し方向傾斜磁場Ｇs3 ４０４を所定量印加する。この
Ｇs3４０４は励起された核スピンの読み出し方向への位
相拡散を行う。Ｇs3４０４の印加終了後、その極性を反
転しＧs3４０５として印加され、その印加期間中にＮＭ
Ｒ信号５０２の計測が行われる。このＮＭＲ信号５０２
の計測は第１スライス１１０のＮＭＲ信号５０１の計測
と同様にグラジェントエコー法計測であり、計測される
ＮＭＲ信号５０２は第１スライス１１０と第２スライス
１２０の交差領域を含めた第２スライスからのＮＭＲ信
号となり、交差領域からの信号と交差領域を除いた第２
スライスからの信号とは強度がやや異なったものとな
る。

【００２７】そして、ＲＦパルス１０２の印加によるＮ
ＭＲ信号の計測完了後、位相エンコード傾斜磁場Ｇs1の
極性を反転したＧs1２０４を印加して、励起核スピンの
位相エンコードを相殺する。傾斜磁場Ｇs3はＮＭＲ信号
５０２の計測完了後、さらに傾斜磁場Ｇs3４０６，Ｇs3
４０７として印加し続けられるとともに、Ｇs3４０６の
印加時は傾斜磁場Ｇs1２０５と傾斜磁場Ｇs2３０５とが
同時に印加される。これらの傾斜磁場のうち、Ｇs3４０
６はＧs3４０３と同じ役目をし、Ｇs3４０７はＮＭＲ信
号（これはスピンエコー信号である。）５０３の発生の
ためのものであ。したがって傾斜磁場Ｇs3の印加を時間
経過で見たときに、〔Ｇs3（４０１）＋Ｇs3（４０２）
＋Ｇs3（４０３）〕と〔Ｇs3（４０４）＋Ｇs3（４０
５）＋Ｇs3（４０６）＋Ｇs3（４０７）／２〕とが等し
くなるように印加されなければならない。また、傾斜磁
場Ｇs1２０５は交差領域１３０から発生するスピンエコ
ー信号５０３へ付与する位相エンコードのための、そし
て傾斜磁場Ｇs2３０５は交差領域１３０内の核スピンへ
スライスエンコードを付与するためのものである。な
お、ＮＭＲ信号５０３がスピンエコー信号として発生す
るり理由は、前にも述べたように、第１スライス１１０
の励起ＲＦパルス１０１により９０°励起される核スピ
ンがあり、そして第２スライス１２０の励起ＲＦパルス
１０２がその核スピンを更に１８０°励起することを含
むことによるもので、スピンエコー信号５０３のピーク
値はＲＦパルス１０１の印加期間の中央から２τ時間の
経過後の時刻に発生する。

【００２８】そして、スピンエコー信号５０３の計測が
終了した時点で、読み出し傾斜磁場Ｇs3４０７の印加は
終了する。これらの傾斜磁場の印加により、第１スライ
ス１１０と第２スライス１２０との交差領域を３次元計
測する。

【００２９】そして、以上のパルスシーケンスを実行し
て計測されたＮＭＲ信号５０１，５０２，及び５０３
は、それぞれ別個のメモリ（これは、通常、ｋ空間と呼
ばれる記憶アドレスを有している）へ記憶される。

【００３０】次に、傾斜磁場Ｇs3４０７の印加終了後、
所定の待ち時間をおいて、すなわち、ＲＦパルス１０１
の印加からＴＲ時間の経過後にＲＦパルス１０１を再び
印加して、以上のパルスシーケンスが繰り返して実行さ
れる。この繰り返しに際して、第１スライス１１０の位
相エンコード傾斜磁場とそれを相殺する傾斜磁場、及び
第２スライス１２０の位相エンコード傾斜磁場とそれを
相殺する傾斜磁場はパルスシーケンの繰り返し毎にステ
ップ状にその強度を変化させるとともに、交差領域１３
０の位相エンコード傾斜磁場とスライスエンコード傾斜
磁場は位相エンコードの各ステップ毎にスライスエンコ
ードを全ステップ変化させるようなやり方で双方の傾斜
磁場を変化させる。

【００３１】そして、第１スライス１１０及び第２スラ
イス１２０の位相エンコード傾斜磁場は撮影視野の大き
さによってその強度が設定されるとともに、所望とする
画像の空間分解能と時間分解能とによってそのステップ
数が設定される。例えば、位相エンコード傾斜磁場は６
４，１２８，２５６程度が良い。また、読み出し傾斜磁
場も撮影視野の大きさに応じてその強度が設定され、信
号計測のサンプリング数は所望とする空間分解能に応じ
て６４，１２８，２５６のように設定される。

【００３２】次に、交差領域１３０の計測に対する位相
エンコード傾斜磁場とスライスエンコード傾斜磁場の設
定について説明する。交差領域１３０は、第１スライス
１１０のスライス厚と第２スライス１２０のスライス厚
とを横断面の辺とし、２つのスライスの読み出し方向を
長さとする柱状体である。これの３次元計測は、第１ス
ライス１１０の位相エンコード方向をスライスエンコー
ド方向に、また第２スライス１２０の位相エンコード方
向を同じく位相エンコード方向にして行う。図１に示す
パルスシーケンスは第１スライス１１０又は第２スライ
ス１２０の位相エンコードステップだけ繰り返して行わ
れるので、交差領域１３０の位相エンコードステップ数
とスライスエンコードステップ数との積がそれに等しく
なるように設定する。例えば２つのスライス１１０及び
１２０の位相エンコードステップが６４であれば交差領
域１３０の位相エンコードステップ数とスライスエンコ
ードステップ数の積を６４に、また１２８であれば１２
８に設定する。例えば一例として、交差領域１３０の位
相エンコードステップ数とスライスエンコードステップ
数の積が６４の場合には、位相エンコードステップ数を
８とし、スライスエンコードステップ数を８とする。こ
の場合、第１スライス１１０と第２スライス１２０のス
ライス厚が例えば１０ｍｍのときには、交差領域１３０
の画像の位相方向の空間分解能は１．２５ｍｍ（１０／
８ｍｍ）となる。したがって、第１スライス１１０と第
２スライス１２０の撮像視野（ＦＯＶ）を例えば、１６
０×１６０（ｍｍ）とし、それらの画像計測の画素数を
６４×６４とした場合は非交差領域の空間分解能は約
２．５×２．５（ｍｍ）であるので、交差領域１３０の
位相エンコード方向の空間分解能は２倍に向上したこと
になる。

【００３３】交差領域１３０を読み出し方向にも空間分
解能を向上する場合には、読み出し方向の傾斜磁場Ｇs3
の強度を変えずに、サンプリング数を増加することが必
要である。例えば、第１スライス１１０と第２スライス
１２０の読み出し方向のサンプリング数を６４とした場
合には、交差領域１３０の計測においてはサンプリング
数を１２８にする。これにより、例えば第１スライス１
１０と第２スライス１２０の読み出し方向のＦＯＶを１
６０ｍｍとしたときには、交差領域１３０の読み出し方
向の空間分解能を前記位相エンコード方向の１．２５ｍ
ｍと同じ値にすることができる。なお、交差領域１３０
の計測についてのサンプリング数と位相エンコードステ
ップ数の組合せは様々な組合せが考えられるが、空間分
解能を高め過ぎるとＳ／Ｎが低下するので、交差領域の
空間分解能は非交差領域の２倍程度に抑えるのが望まし
いと考えられるが、非交差領域の空間分解能を低くし
て、画像の時間分解能を高めることに主眼をおいて撮像
する場合にはその限りではない。

【００３４】次に、以上の計測データを画像化する手法
について説明する。先ず、第１スライス１１０及び第２
スライス１２０については、各メモリに記憶された計測
データを２次元フーリエ変換し、各スライスの画像再構
成を行う。これは通常のMRI装置における画像再構成手
法として公知であるので、詳細な説明は省略する。これ
らの画像は交差領域１３０の画像と合成するために一時
記憶しておく。

【００３５】次に、交差領域１３０の画像化について説
明する。交差領域１３０の計測データは３次元計測デー
タであるので、これらを第１スライス１１０及び第２ス
ライス１２０のスライスに沿った画像とする必要があ
る。交差領域１３０の計測データについて第１スライス
１１０に沿った画像化を行うには、３次元データを２次
元データへ変換した後に２次元フーリエ変換する必要が
ある。３次元データを２次元データ化する手法として
は、（１）単純に第１スライス１１０のスライス厚方向
に３次元データを積算（絶対値又は複素数で）する、
（２）第１スライスのスライス厚方向に３次元データの
加算平均をとる、（３）ＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎ
ｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：最大値投影）
処理を行う、等の種々の方法を採用することができる。
このような方法によって２次元化した交差領域１３０の
計測データを２次元フーリエ変換することにより、交差
領域１３０を第１スライス１１０に沿った画像とする。
そして、この画像を一時記憶する。

【００３６】以上と同じようにして、交差領域１３０の
計測データを第２スライス１２０のスライス厚方向に２
次元化し同様に画像再構成する。そしてこの画像も一時
記憶する。

【００３７】このようにして得られた４つの画像を次の
ように合成してディスプレイ装置２８へ表示する。すな
わち、最初に第１スライス１１０の画像と交差領域１３
０の第１スライス１１０に沿った画像を合成して図３に
示すような画像を形成して表示する。次に第２スライス
１２０の画像と第２スライス１２０に沿った交差領域１
３０の合成画像を表示する。このような表示処理を撮像
終了毎に順次行う。画像の合成は、スライス画像へ交差
領域の画像を重畳するか又は加算して表示する方法、ま
たはスライス画像へ交差領域の画像をはめ込んで表示す
る方法を採用することで可能である。なお二つの合成画
像を表示器の画面へ並べて同時に観察できるようにする
ことも既に公知となっている技術により容易に可能であ
る。

【００３８】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、従
来技術に比較して、被検体内の交差する二つの断面を高
時間分解能で表示することができ、かつ交差領域は高空
間分解能を有するとともに交差する二つの断面と同じ時
間分解能を維持して画像表示することができるので、カ
テーテルや穿刺針を用いた画像観察下の治療において、
被検体内におけるカテーテルや穿刺針の先端をその交差
領域で画像化することにより、それらを２方向から明瞭
に表示することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のパルスシーケンス図。

【図２】本発明の交差２断面の画像形成の概念を示す
図。

【図３】本発明で得られる画像の特徴を説明する図。

【図４】本発明を実施するＭＲＩ装置の構成を示すブロ
ック図。

【符号の説明】 １０１〜１０３…ＲＦパルス １１０…第１スライス １２０…第２スライス １３０…交差領域 ２０１〜２０５…第１の方向の傾斜磁場 ３０１〜３０５…第２の方向の傾斜磁場 ４０１〜４０７…読み出し方向傾斜磁場 ５０１，５０２…グラジェントエコー信号 ５０３…スピンエコー信号

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 第１の励起パルスによって被検体内の所
   定位置の第１の断面を励起して第１のエコー信号を計測
   し、このエコー信号の計測後第２の励起パルスによって
   前記被検体内の所定位置の第１の断面に交差する第２の
   断面を励起して第２のエコー信号を計測し、この第２の
   エコー信号の計測後前記第１及び第２の断面の交差領域
   を３次元領域と見なして前記第１及び第２の励起パルス
   によって生ずる第３のエコー信号を計測するとともに、
   前記３つのエコー信号の計測終了後第１の断面の画像と
   前記交差領域の画像とを、及び前記第２の断面の画像と
   前記交差領域の画像とを合成して表示することを特徴と
   する磁気共鳴イメージング方法。
2. 【請求項２】 被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
   と、前記静磁場に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段
   と、前記被検体へ核磁気共鳴現象を起こさせる高周波パ
   ルスを発生する手段と、前記被検体から生ずる核磁気共
   鳴信号を検出する検出系と、前記検出された核磁気共鳴
   信号を用いて画像を生成する手段と、前記画像を表示す
   る手段と、前記高周波パルス発生手段と前記傾斜磁場発
   生手段と前記検出系と前記画像生成手段とを制御する制
   御装置とを有した磁気共鳴イメージング装置において、
   前記制御装置は、前記高周波パルス発生手段と前記傾斜
   磁場発生手段とを制御し、互いに交差する２つのスライ
   スを順次選択励記して各スライスからのエコー信号を計
   測するとともに、前記２つのスライスの励起によって前
   記２つのスライスの交差領域から生ずるエコー信号を前
   記２つのスライスからのエコー信号とは別個に計測し、
   前記画像生成手段によって前記３つのエコー信号を用い
   て前記２つのスライス画像を生成し、生成された２つの
   スライス画像を前記画像表示手段に表示することを特徴
   とする磁気共鳴イメージング装置。