磁共振成像装置和方法.pdf

一种磁共振成像装置，具有脉冲序列控制部分，用于控制对静磁场中的被检查的物体加入高频磁场和梯度磁场并收集回波的预定脉冲序列，和图像重建部分，用于根据被收集的回波重建图像；其中，脉冲序列控制部分包括空间分辨率控制部分，用于在重建图像的读出梯度磁场方向上设定空间分辨率A，和梯度磁场强度控制部分，用于加入使由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B比上述空间分辨率A粗糙的读出梯度磁场。而图像重建部分将上述空间分辨率A的最小单位作为重建图像的读出方向上的1个像素的宽度来重建图像。

1.  一种磁共振成像装置，具有控制对静磁场中的被检查的物体，加入高频磁场和梯度磁场并收集回波的预定脉冲序列的脉冲序列控制装置和根据被收集的回波重建图像的图像重建装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括设定重建的上述图像的读出梯度磁场方向的空间分辨率A的空间分辨率控制装置，和加入比上述空间分辨率A粗糙的由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B的读出梯度磁场的梯度磁场强度控制装置，上述空间分辨率控制装置包括通过辐射上述高频磁场选择性地激励一部分上述被检查的物体来设定上述空间分辨率A的装置。

2.  一种磁共振成像装置，具有控制对于静磁场中的被检查的物体，加入高频磁场和梯度磁场并收集回波的预定脉冲序列的脉冲序列控制装置和根据被收集的回波重建图像的图像成重建装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括设定重建的上述图像的读出梯度磁场方向的空间分辨率A的空间分辨率控制装置，和加入比上述空间分辨率A粗糙的由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B的读出梯度磁场的梯度磁场强度控制装置，上述空间分辨率控制装置包括在与上述读出梯度磁场方向大致垂直并且大致相等间隔的薄片群上激励上述被检查的物体内的区域的装置，上述梯度磁场强度控制装置包括把上述空间分辨率B设定为与上述薄片群的薄片间隔大致相等的装置。

3.  一种磁共振成像装置，具有控制对于静磁场中的被检查的物体，加入高频磁场和梯度磁场并收集回波的预定脉冲序列的脉冲序列控制装置和根据被收集的回波重建图像的图像重建装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括设定重建的上述图像的读出梯度磁场方向的空间分辨率A的空间分辨率控制装置，和加入比上述空间分辨率A粗糙的由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B的读出梯度磁场的梯度磁场强度控制装置，上述空间分辨率控制装置包括沿着与上述读出梯度磁场方向相同的方向加入激励用梯度磁场的装置和以大致相等的间隔多次辐射上述高频磁场脉冲的装置。

4.  如权利要求1至3的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括执行加入上述高频磁场和上述梯度磁场并收集第1回波的第1脉冲序列的装置，和在使得用上述空间分辨率A的宽度激励了的上述被检查的物体的部分饱和后，执行第1脉冲序列并执行收集第2回波的第2脉冲序列的装置，上述图像重建装置包括对上述第1回波和上述第2回波的进行差分处理的差分处理装置。

5.  如权利要求1至3的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括执行加入上述高频磁场和上述梯度磁场并收集第1回波的第1脉冲序列的装置，和在使得用上述空间分辨率A的宽度激励了的上述被检查的物体的部分饱和后，执行第1脉冲序列并执行收集第2回波的第2脉冲序列的装置，上述图像重建装置包括对由上述第1回波和上述第2回波分别重建的图像进行差分处理的差分处理装置。

6.  如权利要求3所述的磁共振成像装置，特征在于
上述空间分辨率控制装置包括以恒定的振幅加入上述高频磁场脉冲的装置。

7.  如权利要求3所述的磁共振成像装置，特征在于
上述空间分辨率控制装置包括把上述高频磁场脉冲调幅后加入的装置。

8.  如权利要求3所述的磁共振成像装置，特征在于
上述空间分辨率控制装置包括把上述高频磁场脉冲调频后加入的装置。

9.  如权利要求3所述的磁共振成像装置，特征在于
上述空间分辨率控制装置包括把上述高频磁场脉冲调相后加入的装置。

10.  如权利要求2所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括在使上述薄片群的位置沿着加入读出梯度磁场的方向移动的同时按照预定次数反复上述预定脉冲序列的装置。

11.  如权利要求2所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括在每次反复上述预定脉冲序列时使上述高频磁场脉冲的频率发生变化的装置。

12.  如权利要求2所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括在每次反复上述预定脉冲序列时使静磁场强度发生变化。

13.  如权利要求1至3的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述图像重建装置包括在每次反复上述预定脉冲时，使用在该时刻点测量的回波重建部分图像的装置。

14.  如权利要求1至3的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述图像重建装置包括在每次反复上述预定脉冲时，使用在该时刻点测量的回波重建部分图像的装置和把上述部分图像在显示装置上显示出来的装置。

15.  一种磁共振成像装置，具有控制对于静磁场中的被检查的物体，加入高频磁场和梯度磁场并收集回波的预定脉冲序列的脉冲序列控制装置和根据被收集的回波重建图像的图像重建装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行如下的控制，通过辐射上述高频磁场选择性地激励上述一部分被检查的物体来设定重建的上述图像的读出梯度磁场方向的空间分辨率A，加入使由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B比上述空间分辨率A粗糙的读出梯度磁场。

16.  一种磁共振成像装置，具有控制对于静磁场中的被检查的物体，加入高频磁场和梯度磁场并收集回波的预定脉冲序列的脉冲序列控制装置和根据被收集的回波重建图像的图像重建装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行如下的控制，通过在与上述读出梯度磁场方向大致垂直并且大致相等间隔的薄片群上激励上述被检查的物体内的区域来设定重建的上述图像的读出梯度磁场方向的空间分辨率A，把由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B设定为与上述薄片群的薄片间隔大致相等。

17.  一种磁共振成像装置，具有控制对于静磁场中的被检查的物体，加入高频磁场和梯度磁场并收集回波的预定脉冲序列的脉冲序列控制装置和根据被收集的回波重建图像的图像重建装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行如下的控制，设定重建的上述图像的读出梯度磁场方向的空间分辨率A，加入比上述空间分辨率A粗糙的由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B的读出梯度磁场，沿着与上述读出梯度磁场方向相同的方向加入激励用梯度磁场和以大致相等的间隔多次辐射高频磁场脉冲。

18.  如权利要求15至17的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括进行加入上述高频磁场和上述梯度磁场并收集回波的第1脉冲序列的控制，在使由上述空间分辨率A的宽度激励了的上述被检查的物体的部分饱和后，执行第1脉冲序列收集第2回波的第2脉冲序列的控制，上述图像重建装置包括对上述第1回波和上述第2回波进行差分处理的差分处理装置。

19.  如权利要求15至17的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置包括进行加入上述高频磁场和上述梯度磁场并收集回波的第1脉冲序列的控制，在使由上述空间分辨率A的宽度激励了的上述被检查的物体的部分饱和后，执行第1脉冲序列收集第2回波的第2脉冲序列的控制，上述图像重建装置包括对由上述第1回波和上述第2回波分别重建的图像进行差分处理的差分处理装置。

20.  如权利要求17所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行以恒定的振幅加入上述高频磁场脉冲的控制。

21.  如权利要求17所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行把上述高频磁场脉冲调幅后加入的控制。

22.  如权利要求17所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行把上述高频磁场脉冲调频后加入的控制。

23.  如权利要求17所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行把上述高频磁场脉冲调相后加入的控制。

24.  如权利要求16所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行使上述薄片群的位置沿着加入读出梯度磁场的方向移动的同时按照预定次数反复上述预定脉冲序列的控制。

25.  如权利要求16所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行在每次反复上述预定脉冲序列时使上述高频磁场脉冲的频率发生变化的控制。

26.  如权利要求16所述的磁共振成像装置，特征在于
上述脉冲序列控制装置进行在每次反复上述预定脉冲序列时使静磁场强度发生变化的控制。

27.  如权利要求15至17的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述图像重建装置包括在上述预定脉冲的每次反复时，使用在其时刻点测量的回波重建部分图像的装置。

28.  如权利要求15至17的任一项所述的磁共振成像装置，特征在于
上述图像重建装置包括在每次反复上述预定脉冲时，使用在该时刻点测量的回波重建部分图像的装置和把上述部分图像在显示装置上显示出来的装置。

磁共振成像装置和方法
本发明专利申请是申请号为97193428.2、申请日为1997年3月27日、发明名称为“磁共振成像装置和方法”的发明专利申请的分案申请。
技术领域
本发明涉及磁共振成像(MRI)装置，特别是涉及在低读出梯度磁场强度拍摄高分辨率图象的技术。
背景技术
以前的用磁共振的检查装置，即磁共振成像装置(以下，简单地称为检查装置)的结构，例如，如图26所示。
在图26中，2601是产生静磁场的磁体，2602是产生梯度磁场的梯度磁场产生线圈，2603是被检查的物体，将它放置在产生静磁场的磁体2601和产生梯度磁场的线圈2602的里面。
又，序列发生器2604将命令送给梯度磁场电源2605和高频脉冲发生器2606，使产生梯度磁场和高频磁场。通过探头2607将这个高频磁场加到被检查的物体上。
另一方面，通过探头2607接收从被检查的物体产生的信号，并在接收机2608中进行检波。
将被检波的信号送入计算机2609，在那里进行图象重建等的信号处理，将处理结果在显示器2610上显示出来。又，在必要的时候，能够将信号和测定条件存储在存储介质2611中。
在必须调整静磁场的均匀度时，使用补偿线圈2612。补偿线圈2612是由多个通道组成的，由补偿电源2613供给电流。当调整静磁场的均匀度时，通过序列发生器2604控制流过各线圈的电流。这时，序列发生器2604将命令送给补偿电源2613，由补偿线圈2612产生使静磁场的不均匀度得到修正的附加磁场。
又，序列发生器2604通常为了以预先编好程序的定时和强度使各装置工作而实施控制。在该程序中，特别是将记述了高频磁场，梯度磁场，接收信号的定时和强度的部分称为脉冲序列。
下面，用作为在图27所示的典型的脉冲序列的自旋回波法说明用图26所示的检查装置进行拍摄的顺序的概况。
将被检查的物体2603放在静磁场中，在加上薄片梯度磁场201的同时，加上用于激励起磁化的高频磁场(RF)脉冲202，在作为检查对象的物体内部的某个薄片上感应出磁共振现象。
其次，加上将相位编码方向的位置信息加到磁化的相位上的相位编码梯度磁场脉冲204，在加上180度的脉冲205后，在加上附加有读出方向的位置信息的读出梯度磁场脉冲206的同时，测量磁共振信号(回波)203。
为了测量为得到一个图象所必需的数据，反复上述的顺序，测量多个回波。这时，因为一度被激励起的磁化回到平衡状态需要数秒钟，所以从回波测量结束到下一次激励，通常需要有那样长的等待时间。
回波的取样点数通常对于每个回波是从64到512，一般地测量的回波数是从64到256。
测量结束后，如图28所示将回波排列在图象的频率空间(k空间，测量空间)上，通过二维逆傅氏变换进行图象的重建，得到断层像。这时的图象的矩阵数成为(1个回波的取样点数)×(回波数)。
当将读出梯度磁场的强度表示为Gx，取样速率(取样间隔)表示为Δt，取样点数表示为N时，能用下列的公式(1)和(2)分别表示读出方向的视场Wx和像素尺寸ΔWx。
ΔWx＝1/(γ×Gx×Δt×N)                      (1)
Wx＝ΔWx×N                                   (2)
其中，γ是测定对象的原子的旋磁比，对于在通常的摄影中成为对象的质子约为42.5759MHz/T。
从式(1)和(2)可见，作为得到高分辨率的图象的显微术方法，可以考虑使取样速率Δt和梯度磁场Gx的一方或双方都增大，或者，使取样点数N增大的情形。
在一般的显微术中，通过增大梯度磁场来提高分辨率，通常加上有约100-1000mT/m的非常强的磁场强度的梯度磁场。
在这种情形中，因为回波的测量时间不变长，所以和使取样速率及取样点数增大地情形比较，能抑制由于磁化的衰减引起的信号强度的衰减和静磁场不均匀的影响，使它们变小，因而使图象质量的恶化减小。
本发明者，通过研讨上述的以前的技术发现下述问题。
为了在以前的用人体作为测量对象的磁共振成像装置的用于临床的MRI装置中实施显微术，在其大小能够放置在象检查室等的空间有限的房间中的装置中，在直径约40cm的广阔范围内有良好的线性的同时，必须产生有约100-1000mT/m的强磁场强度的梯度磁场。
然而，发生了这样强的梯度磁场的产生能够在分析用的小型装置中实现，但不能在直径约40cm的广阔范围内实现的问题。
又，因为伴随着强的梯度磁场的产生，磁场强度发生急剧的变化，发生了不能无视对人体的影响即不能无视加在人体上的负载的问题。
有在低的梯度磁场强度需要数10分钟进行拍摄的研究例，但是由于拍摄时间的制约不可能将其用于临床应用。
又，现在用于临床的MRI装置中能够产生的梯度磁场强度最大约为30mT/m。
发明内容
本发明的目的是提供不需要强的梯度磁场，即便对于人体也能适用显微术的磁共振成像装置和方法。
用图29A和29B说明本发明的原理。
图29A和29B是对由所定的脉冲序列发生器得到的磁共振信号(回波)中的一个进行逆傅氏变换得到的投影像，图29A是用以前的装置得到的投影像，图29B是由本发明得到的投影像。横轴表示读出方向，纵轴表示投影的强度。
一般地，图像的空间分辨率由下列公式表示，其中读出梯度磁场的强度为Gx，取样速率为Δt，取样点数为N。

图29A中标度x1表示由读出梯度磁场的强度和取样期间(Δt·N)决定的空间分辨率。以前将这个范围作为重建图像的一个像素表示出来。又，激励起作为一个像素表示出来的区域的全部，得到图像数据。
在本发明中，从图29B可见，和以前的一个像素区域(x1)比较，将窄得多的区域(dx)作为重建图像的一个像素。这个区域dx是由高频磁场和读出梯度磁场的强度决定的空间分辨率。在本发明中，如图29B中的虚线所示，一边改变在以前的一个像素中激励起的区域的个数，一边多次进行拍摄，得到全部的图像数据。这样，在本发明中，因为只激励起以前的作为一个像素表示出来的区域的一部分，并将它作为新的像素，所以能够提高空间分辨率。
下面，如下简单地说明本发明的概要。
如果用根据本发明的磁共振成像装置，首先，图像重建部分将由空间分辨率控制部分决定的空间分辨率A的最小单位作为图像的读出方向上的一个像素的宽度。具体地说，将由高频磁场的辐射激励起的薄片群的各薄片的宽度作为空间分辨率A的最小单位。
其次，空间分辨率控制部分，在加上读出方向的梯度磁场的同时，将多个高频磁场辐射到静磁场中的被检查的物体上。因此，被检查物体内受到和读出梯度磁场垂直的等间隔的薄片群的激励。
其次，梯度磁场强度的控制部分将由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率B也比由空间分辨率控制部分决定的空间分辨率A低，即变粗的读出梯度磁场加到被检查的物体上。具体地说，是加上空间分辨率B和薄片间隔相当的读出梯度磁场。
使薄片的位置沿着加上读出梯度磁场的方向相对于薄片的宽度移动的同时，通过测量回波，测量出将读出方向的一个像素作为空间分辨率A的最小单位的回波。
从而，因为通过图像重建部分在该回波的基础上建立图像，能够建立将薄片的厚度作为一个像素的宽度的图像，所以不需要强的梯度磁场，显微术即便对于人体也能适用。
实现本发明的磁共振成像装置的结构如下所示。
(1)磁共振成像装置具有脉冲序列控制部分，用来控制对静磁场中的被检查的物体加上高频磁场和梯度磁场并收集回波的脉冲序列，和图像重建部分，用来在收集到的回波的基础上进行图像的重建，上述的脉冲序列控制部分具备空间分辨率控制部分，用来在上述的重建图像的读出梯度磁场方向上设定空间分辨率，和梯度磁场强度控制部分，用来加上使由读出梯度磁场强度决定的空间分辨率比由上述的空间分辨率控制部分设定的空间分辨率低(或粗)的读出梯度磁场。
(2)在上述的(1)的磁共振成像装置中，上述的图像重建部分将由上述的空间分辨率控制部分设定的空间分辨率的最小单位作为图像的读出方向上的一个像素的宽度。
(3)在上述的(1)或者(2)的磁共振成像装置中，上述的空间分辨率控制部分通过辐射上述的高频磁场选择地使上述的被检查物体的一部分受到激励，设定上述的空间分辨率。
(4)在上述的(3)的磁共振成像装置中，上述的空间分辨率控制部分在和上述的读出梯度磁场方向大致垂直大致等间隔的薄片群中激励起上述的被检查物体内的区域，上述的梯度磁场强度控制部分使由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率大致和上述的薄片的间隔相等。
(5)在上述的(4)的磁共振成像装置中，上述的空间分辨率控制部分在和上述的读出梯度磁场的加上方向相同的方向上加上用于激励的梯度磁场的同时，以大致相等的间隔多次辐射上述的高频磁场脉冲。
(6)在上述的(4)或(5)的磁共振成像装置中，上述的脉冲序列控制部分实施加上上述的高频磁场和上述的梯度磁场，收集回波的第1脉冲序列，和由上述的空间分辨率控制部分及上述的第1脉冲序列构成的第2脉冲序列，上述的图像重建部分具备对由上述的第1脉冲序列收集的回波和由上述的第2脉冲序列收集的回波进行差分处理的差分处理部分。
(7)在上述的(6)的磁共振成像装置中，上述的差分处理部分对从由第1脉冲序列收集的回波和从由第2脉冲序列收集的回波分别重建的图像，进行上述的差分处理。
(8)在上述的(5)到(7)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的多个高频磁场脉冲的振幅是一定的。
(9)在上述的(5)到(7)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的多个高频磁场脉冲受到振幅调制。
(10)在上述的(5)到(7)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的多个高频磁场脉冲受到频率调制或者相位调制。
(11)在上述的(4)到(10)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的脉冲序列控制部分，在将上述的薄片群的位置沿着加上读出梯度磁场的方向移动的同时，以所定的次数反复实施上述的脉冲序列。
(12)在上述的(4)到(11)的磁共振成像装置中的任何一个中，在每次反复上述的脉冲序列时，使上述的高频磁场脉冲的频率发生变化。
(13)在上述的(4)到(11)的磁共振成像装置中的任何一个中，在每次反复上述的脉冲序列时，使静磁场强度发生变化。
(14)在上述的(1)到(13)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的脉冲序列，伴随回波的收集，在上述的被检查物体上加上相位编码梯度磁场。
(15)在上述的(14)的磁共振成像装置中，上述相位编码梯度磁场的强度大致和上述的读出梯度磁场的强度相等。
(16)在上述的(1)到(13)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的脉冲序列，在使读出的梯度磁场的方向变化的同时，反复进行回波的收集。
(17)在上述的(1)到(16)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的脉冲序列，在被检查物体内激励起薄片群的部分和回波测量之间辐射180度的脉冲。
(18)在上述的(14)到(17)的磁共振成像装置中的任何一个中，具备在反复地反转上述的读出的梯度磁场的同时，收集多个上述的回波的脉冲序列。
(19)在上述的(14)到(18)的磁共振成像装置中的任何一个中，在实施上述的脉冲序列前，先实施另一个脉冲序列，用于抑制感兴趣的区域外的区域中的信号。
(20)在上述的(14)到(19)的磁共振成像装置中的任何一个中，上述的图像重建部分将在由同一个上述的脉冲序列收集到的回波的基础上重建的多个图像相累加。
(21)在上述的(1)到(20)的磁共振成像装置中的任何一个中，在每次反复上述的脉冲序列时，用在那个时刻测量的回波进行图像重建。
(22)在上述的(21)的磁共振成像装置中，在显示装置上显示出重建的部分图像。
附图说明
图1是表示本发明的实施的形态1的磁共振成像装置的概略构成的方框图。
图2是表示本实施形态1的序列发生器的概略构成的方框图。
图3是为了说明在空间分辨率控制部分设定的空间分辨率，和在梯度磁场强度控制部分设定的读出时的空间分辨率的关系的图。
图4是表示一个回波测量例子的图。
图5是表示为了说明本实施形态1的磁共振成像装置的工作的脉冲序列的图。
图6是表示梯度回波法的脉冲序列的图。
图7是为了说明在薄片群上发生的激励情形的图。
图8是为了说明图7所示的薄片群的发生原理的图。
图9是为了说明图8所示的薄片移动的图。
图10是表示一个为了拍摄二维图像的脉冲序列的例子的图。
图11是表示测量空间的状态的图。
图12是为了说明从二维的回波组重建图像的方法的图。
图13是为了说明本发明的其它的脉冲序列的图。
图14是为了说明在图13所示的脉冲序列中被检查物体和视场等的关系的图。
图15是为了说明本发明的其它的脉冲序列的图。
图16是为了说明本发明的其它的脉冲序列的图。
图17是为了说明在图16所示的脉冲序列中扫描测量空间的方法的图。
图18是由图16的脉冲序列进行测量的流程图。
图19是表示用实施形态2的空间分辨率控制部分的摄影方法的脉冲序列的图。
图20是由图19的脉冲序列进行测量的流程图。
图21是为了说明在实施形态2的脉冲序列中扫描测量空间的方法的图。
图22是为了说明在实施形态2的脉冲序列中视场和投影，以及视场和激励区域的关系的图。
图23是表示实施形态3的脉冲序列的图。
图24是为了说明本发明的实施形态4的磁共振成像装置的脉冲序列的图。
图25是为了说明图24所示的实施形态4的脉冲序列的原理的图。
图26是表示以前的磁共振成像装置的概略构成的方框图。
图27是为了说明在以前的磁共振成像装置中的脉冲序列的图。
图28是为了说明测量空间的图。
图29A和29B是为了说明本发明的原理的图。
具体实施方式
下面，参照本发明的实施形式(实施例)和诸图对本发明进行详细的说明。
又，在为了说明本发明的实施形态的所有的图中，用同一个符号表示有同样功能的部分，从而省去反复的说明。
(实施例1)
图1是表示本发明的实施例1的磁共振成像装置的概略构成的方框图，101表示产生静磁场的磁体，102表示产生梯度磁场的线圈，103表示被检查的物体，104表示序列发生器(脉冲序列控制部分)，105表示梯度磁场电源，106表示高频脉冲发生器，107表示探头，108表示接收器，109表示计算机(图像重建部分)，110表示显示器，111表示存储介质，112表示补偿线圈，113表示补偿电源。
在图1中，产生静磁场的磁体101是用于产生(生成)静磁场的众所周知的磁体，例如，用永久磁体或者超导磁体。
产生梯度磁场的线圈102是用于产生梯度磁场的众所周知的线圈，例如，将被检查物体的体轴方向作为Z轴的方向，设定相互垂直的X轴和Y轴作为用于确定在和这个Z轴正交的平面内的位置的坐标时，在X轴，Y轴，Z轴的各自的轴向上产生有所定的梯度的线性梯度磁场Gx，Gy，Gz。
又，将这个产生梯度磁场的线圈102连接到梯度磁场电源105，产生和由这个电源提供的电流相对应的磁场。
序列发生器104是众所周知的能够预先设定工作顺序等的序列发生器，例如，通过将由计算机109组成的测量序列作为数据加以接收，按照基于这个数据的顺序，向高频脉冲发生器106，接收器108，补偿电源113和存储介质111等输出工作信号，实行对装置的控制。
梯度磁场电源105是众所周知的电源，例如，由三台为了驱动上述的X轴，Y轴，Z轴方向上的各自的产生梯度磁场的线圈102的电源构成。
高频脉冲发生器106是用于产生为了选择测量断面的位置的众所周知的选择激励高频脉冲的电路，例如，它由产生成为基准的高频波的众所周知的合成器，为了用所定的信号调制这个合成器产生的高频波的调制电路，和为了放大被调制的电信号的放大器构成。
探头107是为了将由高频脉冲发生器106产生的脉冲变换成磁场，并将其辐射到被检查的物体上的同时，接收从被检查的物体发出的信号(回波信号或者回波)，并将其导入接收器108的线圈。
接收器108是对从被检查的物体103发出的被探头107引导的回波进行检出(检波)，并将这个结果变换成数字信号后，向计算机109输出的程序块，由将电信号变换成数字信息的众所周知的A/D变换器构成。
计算机109是众所周知的信息处理装置(计算处理部分)，例如，将上述的测量的序列作为一组数据输出的同时，在回波基础上进行断层像等的构成。
显示器110是为了显示从计算机109输出的视频信号的众所周知的显示装置。
存储介质111是为了存储测到的回波，断层图像，测量条件和序列等的众所周知的存储装置，例如，用磁盘装置，半导体存储器，磁光存储装置，磁带装置等。
补偿线圈112是产生磁场的线圈，该磁场用于保持产生静磁场的磁体101产生的静磁场的均匀性，由补偿电源113提供电流。
补偿电源113是根据序列发生器104的输出，向补偿线圈112提供电流的众所周知的电源。
又，在本实施例1的磁共振成像装置中，和以前的装置相同，将在由计算机109组成的测量序列的数据中，特别是记述高频磁场，梯度磁场，接收信号的定时和强度的数据称为脉冲序列。
图2是表示本实施例1的序列发生器的概略构成的方框图，其中401表示空间分辨率控制部分，402表示梯度磁场强度控制部分，403表示控制器。
图2所示的序列发生器通过按照后面所述的顺序对高频脉冲发生器106，接收器108，补偿电源113，梯度磁场电源105和存储介质111进行控制，能够提高图像的空间分辨率，使它比由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率高。
其次，描述工作的概要。首先，空间分辨率控制部分401通过对高频脉冲发生器106和梯度磁场电源105进行控制，能设定拍摄图像的空间分辨率。
其次，梯度磁场强度控制部分402通过对梯度磁场电源105进行控制，设定测量回波时的读出梯度磁场的强度。但是，梯度磁场强度控制部分402同时对接收器进行控制，以便实施回波的测量。这时，由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率，但和在空间分辨率控制部分设定的空间分辨率比较，降低了，即，变粗了。
图3是为了说明在空间分辨率控制部分设定的空间分辨率，和在梯度磁场强度控制部分设定的读出时的空间分辨率的关系的图。
图3为了简略起见表示二维的情形，并表示在空间分辨率控制部分401中，以等间隔的条纹形状激励被检查物体的内部的情形。
501是条纹的宽度，502是条纹的间隔，503是表示对回波进行一维逆傅氏变换得到的投影图。
又，在图3由箭头表示的坐标轴中，横轴表示读出方向，纵轴表示投影方向。
投影503上的标度“B”是由读出梯度磁场和取样期间决定的空间分辨率。
使由读出梯度磁场强度和取样期间决定的空间分辨率和条纹的间隔502相等，来测量回波，对其中的一个回波进行逆傅氏变换得到的投影503的空间分辨率，虽然等于条纹的间隔502，可是因为包含的图像信息只是激励起的条纹部分的信息，我们可以说投影503的空间分辨率等于条纹的宽度501。
从而，在将得到的投影作为图像显示出来时，由读出梯度磁场强度和取样期间决定的空间分辨率的最小单位，即是，不将图3的条纹的间隔502作为一个像素，而是将条纹的宽度501作为图像的一个像素的宽度。因此，能够得到有比由读出梯度磁场强度和取样期间决定的空间分辨率502高的空间分辨率的图象。
但是，在该图所示的一次测量中，只能测量被检查物体的一部分的投影。
因而，为了测量被检查物体全部的投影，在任意地改变条纹全部的位置的同时，必须反复进行回波的测量。
图4表示这种反复进行测量的一个例子，其中，504，505，506分别表示对由实施第1次，第2次，第16次的脉冲序列测到的回波中的一个进行逆傅氏变换得到的投影。
即，这表示将薄片群投影到x轴上的像。标度“B”和图2的情形相同。
另一方面，507是将从第1次到第16次得到的各投影合成起来得到的完全的投影。
在这个例子中，实施第2次以后的各序列的时候，相对于就在当前的测量前的测量中激励起的条纹，将全部条纹的位置只移动条纹的宽度的整数倍那样地进行激励。图4表示仅顺序移动一个条纹宽度的例子。
这时，如果条纹的间隔是条纹宽度的m倍，则反复实施合计为m次的脉冲序列，即，如图4所示，在条纹宽度和条纹间隔的比为1∶16的情形中，首先，反复实施合计为16次的脉冲序列。
下面，对测量得到的回波分别进行逆傅氏变换，形成投影504-506，通过将它们重叠起来，能够合成得到被检查物体全部的投影507。
这时的投影的一个像素不是由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率的最小单位，即条纹的间隔502，而是条纹的宽度501。条纹的宽度501是由高频磁场和读出梯度磁场决定的空间分辨率。
在自旋回波法等的以前的方法中，由读出梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率502成为图像的空间分辨率。所以，为了得到和投影507相同的空间分辨率，必须增大读出梯度磁场的强度使它大于式(3)确定的强度，并必须使由梯度磁场的强度和取样期间决定的空间分辨率502和条纹的宽度501相等。
即，在图4所示的条纹宽度501和条纹间隔502的比为1∶16的情形中，必须将以前的方法中的梯度磁场的强度增大16倍。
其次，在图5中表示用于说明实施例1的磁共振成像装置的工作的脉冲序列，下面，在这个图的基础上，说明关于在实施例1的磁共振成像装置的空间分辨率控制部分401的读出方向上设定图像的空间分辨率的方法。
在图5中，RF表示高频磁场，601表示空间分辨率控制部分，602表示RF脉冲，603表示用于激励的梯度磁场脉冲，604表示180度脉冲，605表示读出梯度磁场脉冲，606表示回波，608表示梯度磁场强度控制部分，Gx，Gy，Gz如前所述地分别表示x，y，z轴方向上的梯度磁场。这时的读出方向为x方向。
由多个RF脉冲602激励起的磁化被180度的脉冲反转。然后，反转的磁化被读出的梯度磁场反转相位，产生回波606。
通常，读出梯度磁场脉冲605的强度等于用于激励的梯度磁场脉冲603，调整开始加上读出梯度磁场脉冲605的时间，使对应的RF脉冲602和回波606的各自的中心，相对于180度脉冲的辐射中心在时间上变成对称的。由于采取了这种措施，各回波606成为不受静磁场不均匀的影响的自旋回波。
由于RF脉冲602和回波606的对称关系，各回波606的回波时间是各不相同的，越早测得的回波606，回波时间就越短。
因此，对于各回波606，T2的增强度是不同的，越是后面的回波，T2的增强度就越大，回波强度就越小。除此以外，虽然受到涡电流等的装置特性的影响有若干的不同，基本上各回波的性质是相同的。
又，如图6所示，不辐射180度脉冲604，通过用反转的读出梯度磁场607，也可以测量回波。
将这种回波称为梯度回波。如果用180度脉冲，则能够得到不受静磁场不均匀的影响的自旋回波，可是因为辐射180度脉冲，通常需要数毫秒的附加的时间。
然而，由于用了如图6所示的结构，能够缩短各回波的回波时间，并能够提高回波的SN比(信噪比)。
如此构造空间分辨率控制部分601，当在x方向加上用于激励的梯度磁场脉冲603时，能辐射多个RF脉冲602。这个构成的本身是众所周知的方法，其详细情况记载在日本特公平6-34784号公报中。
通过将上述的磁场602，603加到被检查物体103上，如图7的实线所示，被检查物体内701的激励区域成为垂直于x方向的薄片群702。
另外，各薄片是等间隔的，厚度相等。
其次，图8是表示为了说明图7所示的薄片群的产生原理的图，下面，在这个图的基础上，说明产生薄片群的原理。
在图8中，对左列的波形进行傅氏变换，得到如右列的图形。左列表示RF脉冲的形状，右列表示与其相对应的频率分布。图8的纵轴是强度，左列的横轴是时间，右列的横轴是频率。
其次，对于在左列中的sinc函数的三个峰的波形801，和时间上无限的等间隔脉冲序列803进行卷积运算(*)802，进一步和矩形波805进行乘法(×)运算804，得到sinc函数的三个峰的时间上有限的序列806。806相当于图5的脉冲602。
在这里，如果用“a”表示sinc函数的三个峰的波形801的宽度，用“b”表示脉冲序列803的间隔，用b×n(n是正整数)表示矩形波805的宽度，则sinc函数序列806的间隔成为“b”，加上各sinc函数的时间成为“a”。
对于上述的各波形进行傅氏变换，得到如右列所示的波形，将卷积运算802变换成乘法运算808，将乘法运算804变换成卷积运算810。
又从图8可见，辐射RF脉冲序列806情形的频率分布成为等间隔的有限的sinc函数序列812。但是，矩形波807的频带为4/a，脉冲序列809的间隔为1/b，sinc函数811的主瓣的宽度为2/(b×n)。2/(b×n)和图4的501相当，1/b和图4的502相当。
又，如果忽略sinc函数812的旁瓣，则可将频率分布看成有2/(b×n)宽度的脉冲序列。
在上述的说明中，用三个峰的sinc函数作为RF脉冲，但是也可以增加峰的数目，从而能用改善了sinc函数的形状的最佳化的脉冲。
另外，在本申请的说明书中，作为最佳化的脉冲是使矩形波的畸变尽可能小地将RF脉冲进行最佳化得到的脉冲。
具体地说，例如，能够用在“S.Conolly et al.，Optimal Solutionsto the Magnetic Resonance Selective Excitation Problem，IEEE Trans.on Med.Imag.，Vol.MI-5，No.2，pp.106-115，1986”中记载的波形。由于用了这种最佳化的脉冲，能够抑制图像的成荫。
如果用“s”(s是正的奇整数)表示sinc函数的峰数，则矩形波807的频带成为(s+1)/a.。“s”越大，矩形波807的形状畸变就越小，但是由于为了实现相同的频带的辐射时间“a”变长，所以脉冲间隔“b”的自由度变小。在通常的摄影中“s”可以等于3。
然而，因为矩形波807的畸变引起图像的成萌，在图像的质量劣化严重的情形中，要增加峰的数目，或者说用最佳化的脉冲。
在辐射RF脉冲序列806时，加上梯度磁场，如果在被检查物体内产生共振频率的梯度，则被检查物体内的激励区域成为如图7所示的垂直于加上梯度磁场的方向的等间隔的薄片群。
当用投影图像表示这种激励的状态时，如图4所示，薄片的厚度501为2/(b×n)，间隔502为1/b。如果梯度磁场强度为Gx，则读出方向的激励区域的厚度W由下列的式(4)表示。
W＝(s+1)/a/(γ×Gx)                      (4)
又，读出方向的空间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，薄片的间隔502成为1/b/(γ×Gx)。
测量回波时，使由读出梯度磁场强度和取样期间决定的空间分辨率ΔWx和这个薄片间隔502相等，由下列的式(6)表示。
ΔWx＝1/b/(γ×Gx)                         (6)
这里，用式(1)的关系时，RF脉冲的间隔b和取样速率Δt，取样点数N的关系由下列的式(7)表示。
b＝Δt×N                                  (7)
各RF脉冲的反转角约为90/n，使RF脉冲全体的反转角和自旋回波法相同，大致为90度。但是，在不须等待充分的反复时间就激励起相同的薄片的情形中，使RF脉冲全体的反转角小于90度，能使第2次以后的信号衰减变小，并使回波的SN增大。
为了拍摄被检查物体全体的图像而没有遗漏，必须在改变薄片群的位置的同时反复测量回波。能通过在辐射RF脉冲序列时改变所用的载波的频率来移动薄片群的位置。例如，在激励起和前面激励起的薄片相邻的薄片时，可以将载波的频率仅仅改变一个和薄片厚度相当的频率2/(b×n)。
即，如图9所示，如果RF脉冲序列901的载波频率为f₀，由RF脉冲序列901激励起的分布图(和投影503对应)为902，如果RF脉冲序列903的载波频率为f₀+2/(b×n)，则激励起的分布图904相对于激励起的分布图902仅仅移动2/(b×n)。
因为这时的薄片间隔502为1/b，所以在载波频率每改变2/(b×n)时，如果反复进行合计为n/2次的测量，则能够得到读出方向上的全部信息。
作为其它的使薄片位置移动的方法，有改变静磁场强度的方法。
这可通过由图1所示的序列发生器104控制的补偿电源113和与其连接的补偿线圈112来实现。
在静磁场强度的变化ΔH和共振频率的变化Δf之间，当被考察的核子(通常是质子)的旋磁比为γ时，有下列的式(8)的关系。
Δf＝γ×ΔH                         (8)
因此，通过改变流过补偿线圈112的电流，使静磁场强度仅改变满足下列的式(9)的ΔH，能够使薄片的位置只移动一个薄片的厚度。
γ×ΔH＝2/(b×n)                    (9)
于是，可使图8所示的812的峰移动一个脉冲。
上述的移动薄片位置的二种方法对于本发明的各实施例都是适用的。
其次，在图10中表示了一个为拍摄二维图像的脉冲序列的例子，下面，在这个图的基础上，说明用上述的控制空间分辨率的方法拍摄二维图像的方法。
这个例子是将傅氏变换法用于图像重建的脉冲序列，这个脉冲序列是将把y方向的位置信息给予磁化的用于移动相位的梯度磁场脉冲122和相位编码梯度磁场脉冲123，和把z方向的位置信息给予磁化的选择薄片的梯度磁场脉冲121分别加到图4所示的脉冲序列上形成的。
通过和加上180度脉冲604同时加上选择薄片的梯度磁场脉冲121，仅使z轴方向的一部分磁化有选择地反转，能够决定和z轴垂直的薄片。只有这个反转的磁化被读出梯度磁场脉冲605实施了相位反转，从而得到回波606。
所以，能够得到的只是z方向的特定的断面的信息。那时的位置和厚度可以通过180度脉冲604的载波频率和选择薄片的梯度磁场脉冲121的强度自由地进行调整。
例如，在180度脉冲的波形是m个峰的sinc函数的情形中，断面的位置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是载波频率，f₀是共振频率，γ是旋磁比，Gz是选择薄片的梯度磁场脉冲的强度，t是180度脉冲的辐射时间。
通过加上用于移动相位的梯度磁场脉冲122和相位编码的梯度磁场脉冲123，将y方向的位置信息授予磁化，并且回波如图11所示地扫描k空间(测量空间)。即，由于用于移动相位的梯度磁场脉冲122，第1回波位于ky轴的负方向，由于相位编码的梯度磁场脉冲123产生的相位反转，第1回波沿着每一个回波的正方向移动。
又，因为连续地加上相位编码的梯度磁场脉冲123，所以回波在k空间上进行斜扫描。当用于移动相位的梯度磁场脉冲122被相位编码的梯度磁场脉冲123抵消时，回波和kx轴相交。另外，代替相位编码的梯度磁场脉冲123，将这个脉冲反转，并和RF脉冲602的辐射一起加上这个反转脉冲，也能得到同一个相位编码的相同效果。
y方向的视场Wy由相位编码的梯度磁场脉冲123的强度Gy和回波间隔b决定，由下列的式(12)给出。
Wy＝1/(γ×Gz×b)                           (12)
又，y方向的空间分辨率Δy与回波多么广地扫描ky有关。例如，相对于kx轴对称地测定ny个回波的情形中，Δy由下列的式(13)表示。
Δy＝Wy/ny                                  (13)
又，在相对于kx轴，将4个回波安排在一边，将16个回波安排在另一边，进行半傅氏变换，形成和32个回波等价的图像的情形中，Δy由下列的式(14)表示。
Δy＝Wy/32                                  (14)
为了拍摄被检查物体103全体的图像，和上述的相同，在改变薄片群的位置的同时，反复实施脉冲序列。即，如果反复进行n/2次测量，则能得到读出方向上的全部信息。因此，能得到n/2个如图11所示的二维的回波组。
其次，在图12中表示了为说明从二维的回波组重建图像的方法的图。下面，在这个图的基础上，说明重建图像的方法。
图像的重建是通过在对由各测量得到的二维的回波组实施二维逆傅氏变换后进行合成来实现的。
在图12中，131表示视场或重建的图像，132，133分别表示对由第1次(图4，504)和第2次(图4，505)的测量得到的回波组进行二维逆傅氏变换后得到的部分图像，134，135分别表示由读出梯度磁场和相位编码梯度磁场的强度决定的一个像素的宽度，136表示重建的图像的读出方向上的一个像素的宽度。又，重建的图像的相位编码方向上的一个像素的宽度是135。
首先，对由第1次测量得到的回波组进行二维逆傅氏变换，形成部分的图像132。将部分图像132的各列配置到重建图像的对应的列中。同样地，也将对由第2次以后的测量得到的回波组配置到重建图像上。如果这种处理一直进行到第n/2个的回波组，则结束图像的重建。
因为回波斜着扫描k空间，所以进行为适用于快速傅氏变换的坐标变换是必要的。尽管不进行坐标变换，就直接用快速傅氏变换，也能实现图像的重建，但是会产生小量的畸变。
于是，因为通过将相位编码梯度磁场脉冲以尖头信号(blip)的形式加到各回波之间，能够水平地在k空间上进行扫描，所以能够直接应用快速傅氏变换。
但是，这时，因为在回波之间没有时间的间隙，所以不得不或多或少地含弃回波的两端。
在将按照上述的顺序得到的图像在显示器110上显示出来时，通常，这个图像是在全部的图像重建处理结束后显示出来。或者，也可以将每次反复脉冲序列得到的部分图像在得到该图像的时候显示出来。在后一种情形中，由于用了高速的信号处理系统和显示系统，所以在每次反复脉冲序列时能够逐渐地增加显示的分辨率。
在被检查物体超出视场范围的情形中，在图像中发生折叠现象(aliasing)。但是，在读出方向上，因为能够调整由RF脉冲激励起的区域的宽度，所以通过使该宽度比视场小，就能够防止折叠问题的发生。
或者，使取样速率比由上述方法决定的值小，而且，仅根据取样速率减小的程度来增加取样点，使得在回波测量时间为常数的情形下进行回波的测量，就能够增大视场。通常，使取样点增加一倍，取样速率要减小一半。
另一方面，因为在相位编码的方向上，通过用激励脉冲来选择区域和增加回波数，不能扩大视场，所以在拍摄前要实施用于区域选择的脉冲序列。
这种脉冲序列的例子如图13所示，被检查物体和视场的关系如图14所示。在图14中，x表示读出方向，y表示相位编码方向。
首先，区域选择部分247，由RF脉冲241和梯度磁场脉冲242，只激励起y方向的视场142的外侧区域145，然后由冲击(crasher)梯度磁场脉冲243使这个外侧区域145饱和，从而进入不输出信号的状态。
其次，同样地，区域选择部分247，由RF脉冲244和梯度磁场脉冲245，只激励起y方向的视场142的外侧区域146，然后由冲击(crasher)脉冲246使这个外侧区域146饱和，从而进入不输出信号的状态。
又，通过改变RF脉冲的载波频率能够任意地选择要想使其饱和的区域。特别是，在要想使其饱和的区域相对于梯度磁场的原点是对称的情形中，也可以使载波频率为常数而使梯度磁场脉冲242，245的极性反转。
又，在图13所示的脉冲序列中分二次进行激励，但是通过用使激励分布图只有外侧区域145，146那样的RF脉冲，和通过一次激励及加上冲击(crasher)梯度磁场脉冲，能够实施视场外的饱和。
这种RF脉冲波形最简单地，能通过对激励分布图进行逆傅氏变换来形成。
在上述的方法中，通过使成为视场外的外侧区域145，146进入不输出信号的状态，能够将相位编码方向上的可能激励起的区域仅集中在视场的范围内。所以如果立即在上述操作后开始拍摄，就能够消除折叠的问题。
又，作为实施相位编码方向上的区域选择的其它方法，代替用图10的180度脉冲604和梯度磁场脉冲121实施z方向上的区域选择，还有在图10的601，608的脉冲序列之间，用图15所示的二个180度脉冲261和263的方法。在该方法中，首先，通过180度脉冲261和梯度磁场脉冲262选择相位编码方向上的视场范围，其次，通过180度脉冲263和z方向上的梯度磁场脉冲264进行薄片方向上的选择。
此外，也能够用由一个RF脉冲选择二维区域的方法。关于该方法的详细情形，请参照文献“C.J.Hardy and H.E.Cline，‘SpatialLocalization in Two Dimensions Using NMR Designer Pulse，’J.ofMagn.Reson.，vol.82，pp.647-654，1989”。
在图10所示的脉冲序列中，y方向的空间分辨率和像素的数目受到由回波数引起的限制。所以，在回波数不足的情形中，能够用分多次进行测量，增加回波数的k空间分割测量法。它是在ky方向上分割k空间，分多次进行测量的方法。
这种情形的脉冲序列如图16所示，k空间的扫描方法如图17所示，测量的流程图如图18所示。
这种情形的脉冲序列，代替用图10的脉冲序列的用于移动相位的梯度磁场脉冲122，可用可变的移动相位用的梯度磁场脉冲281。
首先，为使k空间上的扫描位置有图17所示的最低的位置，设定这个可变的移动相位用的梯度磁场脉冲281(710)，并进行第一次测量。另外，这里的测量在移动薄片群的位置的同时，反复实施序列。
即，首先，将薄片群的位置设定在任意的初始位置上(711)，进行测量(712)，其次，在移动薄片群的位置的同时(714)，反复进行测量，直到全部的薄片群的测量结束(713)为止。以后，为使扫描位置成为各次测量的开始位置，设定这个可变的用于移动相位的梯度磁场脉冲281(716)，仅仅同样地反复进行必要次数的测量(715)。
下面，以将本发明的装置用于提取出被检查物体的微细结构的显微术的情形为例，说明关于拍摄读出方向的空间分辨率为50μm的图像的脉冲序列的具体参数。
在这里，在图10所示的脉冲序列中，将三个峰的sinc函数用于RF脉冲。
如果将激励区域的厚度作为视场，从而Wx＝25.6mm，并使用于激励的梯度磁场脉冲603的强度和读出梯度磁场脉冲605的强度相等，从而Gx＝30mT/m，则一个RF脉冲的辐射时间变成a＝122.331μsec。
因为分辨率等于50μm，所以加上602的全体的时间(b×n)，根据式(5)变成2/d/(γ×Gx)＝31.3166ms，如果令RF脉冲的数目n为64，则有b＝489.332μsec。
又，薄片间隔1/b/(γ×Gx)，由于使其和由读出梯度磁场脉冲的强度和取样期间决定的空间分辩率ΔWx相等，变成1.6mm，故视场内的薄片的数目为16。
如果令z方向的厚度为2mm，180度脉冲的形状为sinc函数三个峰，辐射时间为2ms，则选择薄片的梯度磁场脉冲的强度Gz变为4/(γ×t×Δz)＝23.487mT/m。
取样点数N为Wx/ΔWx＝16，取样速率Δt为b/N＝30.5826μsec。
在本实施例中，因为辐射64个RF脉冲，所以要测量64个回波。用这64个回波得到y方向上的全部信息，y方向的像素的数目为64。
如果令y方向的视场Wy等于Wx，为25.6mm，则y方向的空间分辨率变成Wy/64＝400μm。这时，相位编码梯度磁场脉冲的强度Gy为1/(γ×b×Wy)＝1.875mT/m。
RF脉冲的反转角为90度/64＝1.4度。因为激励时间和回波测量时间分别约为31ms，和180度脉冲的辐射时间为2ms，所以其它即使再加入梯度磁场脉冲的上升时间，从激励开始到回波测量结束的时间约为70ms。
为了得到被检查物体全体的信息，在用已述的任何一种方法移动薄片的位置的同时，反复进行上述的测量。
但是，因为薄片的间隔为1.6mm，薄片的厚度为50μm，所以反复的次数为32次。
又，移动的量和薄片的厚度相等为50μm，它作为RF脉冲的载波频率变成2/(b×n)＝63.8638Hz。因为每次反复都激励起不同的区域，所以当反复进行测量时，不再需要磁化恢复的等待时间。从而，总的测量时间变成约为70ms×32＝2.24s。
通过上述的测量，能在非常高速的摄影时间2.24s中得到视场为25.6mm×25.6mm，空间分辨率为50μm×400μm，像素的数目为256×64的图像。
如以上说明的那样，因为通过用本实施例1的装置，能用强度为Gx＝30mT/m那样的弱的梯度磁场进行测量，所以能够实现以前有困难的对人体的显微术。
即，为了拍摄到和以前的自旋回波法有相同的空间分辨率的图像，在读出方向上必须有16倍的强度即480mT/m的梯度磁场，这不能在以人体为对象的大孔径的装置中实现。
又，根据FDA(美国食品药品局)的装置安全标准，使加上的时间在120μsec以上的脉冲磁场的时间变化率dB/dt等于20T/s。
所以，在产生480mT/m的梯度磁场的情形中，例如，在离开原点20cm的位置上磁场强度变成96mT。根据这个标准，为了产生这个磁场，需要长达4.8ms的时间，因为这个等待时间，就发生了使信号发生衰减，摄影时间变长等问题。
与此相对的是，在本实施例1的装置中，如上所述，因为不需要强的磁场，所以能够对人体实施显微术。
因为对于人体的显微术在现在这个时候还没有有效的摄影方法，所以内耳的微细构造的描绘，在整形外科领域中肩和肘，膝关节的摄影等主要只在研究的水平上进行。
然而，如果用本实施例1的装置，就能够将用于临床的MRI装置用于这些应用领域。又，因为能够描绘出被检查物体的微细构造，所以也可以用本装置代替现在的X射线进行乳房癌症的早期诊断和骨质疏松症的诊断。因为本发明的装置利用磁共振，所以有不必暴露在X射线下，从而有对人体没有副作用，容易进行诊断这样一些优点。
其次，关于将本实施例1的装置应用于通常的空间分辨率的摄影，可用非常低的读出梯度磁场进行高速图像摄影的方法，说明它们的脉冲序列的具体参数。该脉冲序列和图10相同。
我们将用的读出方向的空间分辨率为1mm，RF脉冲为三个峰的sinc函数。
如果将激励区域的厚度作为视场，从而Wx＝256mm，并使用于激励的梯度磁场脉冲的强度和读出梯度磁场脉冲的强度相等，从而Gx＝3mT/m，则一个RF脉冲的辐射时间变成a＝122.331μm。
因为分辨率等于1mm，所以加上脉冲602全体的时间(b×n)变成2/d/(γ×Gx)＝15.6583ms，如果令RF脉冲的数目n为64，则有b＝244.661μm。
又，薄片间隔1/b/(γ×Gx)，由于使其和由读出梯度磁场脉冲强度决定的空间分辩率ΔWx相等，变成32mm，而视场内的薄片数目为8。
如果令z方向的厚度为10mm，如果180度脉冲的形状为sinc函数三个峰，辐射时间为2ms，则选择薄片的梯度磁场脉冲的强度Gz变为4/(γ×t×Δz)＝4.7mT/m。
取样点数N为Wx/ΔWx＝8，取样速率Δt为b/N＝30.5826μsec。因为辐射64个RF脉冲，所以要测量64个回波。
如果令y方向的视场Wy等于Wx，为256mm，则由64个回波得到y方向的全部信息，如果y方向的像素的数目为64，则y方向的空间分辨率变成4mm。这时，相位编码梯度磁场脉冲的强度Gy为1/(γ×b×Wy)＝0.375mT/m。
RF脉冲的反转角为90度/64＝1.4度。因为激励时间和回波测量时间分别约为16ms和180度脉冲的辐射时间为2ms，所以其它即使再加入梯度磁场脉冲的上升时间，从激励开始到回波测量结束的时间约为40ms。
为了得到被检查物体全部的信息，在移动薄片的位置的同时，反复进行上述的测量。因为薄片的间隔为32mm，薄片的厚度为1mm，所以反复的次数为32次。
移动的量和薄片的厚度相等为1mm，它作为RF脉冲的载波频率变成2/(b×n)＝127.728Hz。因为每次反复都激励起不同的区域，当反复进行测量时，不再需要等待磁化恢复的时间。从而，总的测量时间变成约为40ms×32＝1.28s。
通过上述的测量，能在1.28s的摄影时间中得到视场为256mm×256mm，空间分辨率为1mm×4mm，像素的数目为256×64的图像。
如根据这个方法，因为读出梯度磁场的强度可以非常小，所以大体上使用所有MRI装置都能以超高速拍摄高分辨率的图像。
(实施例2)
图19示出使用了实施例2的空间分辨率控制部分的拍摄方法的脉冲序列，该脉冲序列是使用了MRI装置的投影法的脉冲。
该脉冲序列中，在RF脉冲602的辐射过程中加入梯度磁场脉冲161、162，根据180度脉冲604和薄片选择梯度磁场脉冲121把z方向的特定范围反转，加入与激励中的梯度磁场脉冲161、162相同强度的读出梯度磁场脉冲163、164测量回波606。该脉冲序列中，梯度磁场脉冲的方向成为由Gx+Gy决定的方向。
这样，对于脉冲序列的空间分辨率控制部分601，除去梯度磁场脉冲的方向不同以外与实施例1中记述的方法和原理相同。
如果把各回波进行逆傅氏变换，则能够分别得到对应方向的投影。这时，由于通过执行1次脉冲序列能测量回波时间不同的多个回波，因此能够产生多个同一方向的投影。
通常，在投影法中，同一方向的回波可以只是一个。因此，例如，在全部进行累加运算提高SN比方面起作用的或者组织的扩散大若把全部进行累加运算则画质恶化的情况下，仅使用第1回波改善SN比，或者希望拍摄特定对比度的图像时仅使用其回波时间的回波。
拍摄如图20所示那样通过反复2次该脉冲序列进行。第1反复A(720～724)用于测量特定方向的投影，在移动薄片群位置的同时进行(724)。
这里，如至此为止所叙述的那样使RF脉冲的载波频率变化。这时，Gx、Gy保持一定。
第2反复B(720～726)用于改变投影的方向，使梯度磁场脉冲Gx、Gy的强度变化的同时进行(726)。
在第2反复B中，梯度磁场脉冲161和163，162和164分别保持相同的强度。梯度磁场脉冲强度的变化顺序取为各回波通过k空间的原点，而且扫描k空间总体。
例如，如图19所示，x从正到负，y从0到正再返回到0。这时，各回波如图21所示那样扫描k空间。
反复A和反复B的顺序虽然是任意的，然而如图20所示那样在反复B内进行反复A。即，首先，决定投影的方向(720)，进行反复A测量该方向的全部投影，其次，使投影方向变化(726)，再次进行反复A。
在反复A中，由于激励不同的区域，因此不需要等待时间，与此不同，在反复B中由于需要等待时间，因此如果遵循这样的顺序能够以最小的时间结束拍摄。
从用反复A测量的各回波来生成投影的方法，在实施例1所示的图12中说明了的方法中，可以仅使用x方向。该处理虽然可以在拍摄结束后进行，然而通过在每次结束反复A的时刻进行，能够缩短拍摄结束后的处理时间。
这时的视场和投影以及视场和激励区域的关系如图22所示。
图22中，181表示被检查的物体，182表示视场，183、184分别表示第1次反复B的激励薄片群和激励区域，185表示第2次反复B的激励薄片群，186表示在第1次反复B中测量的投影。
从根据上述的顺序得到的各方向的投影重建图像的方法可以与通常的X线CT装置中使用的方法相同。其中，有例如逐次逼近法，二维傅氏变换法，滤波(filter)校正逆投影法等。在滤波校正逆投影法中，有基于傅氏变换的滤波校正法和卷积法。关于这些方法记载在木村落一监修的「最新的医用图像诊断装置」中(朝仓书店，1988)。
如以上说明的那样，在本实施例2的磁共振成像装置中由于也能够像实施例1那样不必在被检查的物体上加入强磁场而可以拍摄高分辨率的图像，所以对人体也能够适用显微术。
(实施例3)
图23示出实施例3的脉冲序列，是空间分辨率控制部分的其它例子。本实施例中，把图8的脉冲805的形状改变为sinc函数。
图23中，空间分辨率控制部分401与图10等的情况相同，如空间分辨率控制部分601所示那样，在梯度磁场脉冲603的加入过程中辐射多个RF脉冲222。
各RF脉冲的强度例如像图23的虚线所示那样被调幅为三个峰的sinc函数。图8所示的矩形波805与被置换为三个峰的sinc函数的情况相当，各薄片的激励分布图811或812近似为矩形而不是sinc函数。
由此，在各薄片内，由于均匀地激励更多的磁化，因此将提高画质和SN比。代替调幅，把RF脉冲进行调频或者调相也能够得到相同的效果。
在使用sinc函数进行的调幅中，由于下方的振幅小，因此不能够大量增多可以辐射的RF脉冲的数目，产生的回波数少。在图23所示的本实施例3中，RF脉冲的数目是5个，从而，在使用图10和图19的脉冲序列进行调幅的情况下回波的数目仅可以得到5个。在使用了图19的脉冲序列的投影法中，由于回波可以是1个，因此回波的数目是足够的。
然而，在图10的傅氏变换法的情况下需要多个回波。例如需要64个。因此，如图23的梯度磁场强度控制部分608那样，分别把读出梯度磁场脉冲224和相位编码梯度磁场脉冲225进行反转后加入，通过反复其操作，增加回波的数目。另外，把该方法和前面所叙述的k空间分割测量法组合起来也能够增加回波的数目。
另外，在本实施例3的磁共振成像装置中由于也能够像实施例1所示那样不必在被检查的物体上加入强磁场也可以拍摄高分辨率的图像，所以对于人体也能够适用显微术。
(实施例4)
本实施例中，通过求出激励要观察部分以外的部分得到的图像和激励总体得到的图像之差得到所希望的图像。
图24说明本发明实施例4的磁共振成像装置的脉冲序列。图25用于说明图24所示的脉冲序列原理，以下，根据图25，说明图24所示的脉冲序列。
作为脉冲序列的后半部分324的虚线内，是众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摄图像的脉冲序列。本实施例中作为一例示出自旋回波法。
空间分辨率控制部分601由多个RF脉冲602和梯度磁场脉冲603构成。
这时，在发生无用回波画质恶化的情况下，在Gz、Gy、Gx上分别加入扰流(spoiler)梯度磁场脉冲321、322、323。另一方面，在未发生无用回波的情况下，由于造成测量时间的浪费因此可以不加入扰流(spoiler)梯度磁场脉冲321、322、323。
通过RF脉冲602和梯度磁场脉冲603，如实施例1的图7那样激励被检查的物体。
图25的341仅对于x方向模式地示出这时的状态。纵轴表示空间分辨率控制部分601刚々结束后的横向磁化的大小。
这里，如果加入了扰流(spoiler)梯度磁场脉冲321、322、323，则扰乱横向磁化的相位，成为不发生回波的状态。这时，如342所示纵向磁化的大小成为缺少了发生横向磁化部分的状态。
这时，如果辐射RF脉冲202，则读出方向的横向磁化分布图仍然成为342。然后，如果使用通常脉冲序列324进行拍摄，则得到的图像D成为缺少了回波部分信息的图像。但是，在脉冲序列324中，把用读出梯度磁场强度和取样期间决定的空间分辨率作为薄片的间隔343。
如果取图像D和完整的图像E的差分，则能够作成包括只是薄片部分的信息的图像。
仅使用脉冲序列324而不使用空间分辨率控制部分601就能够拍摄图像E。该图像E只要拍摄1幅就足够了。
其次，在使薄片位置移动的同时，用图24的脉冲序列生成包括只是薄片部分的信息的图像，与实施例1的图12相同通过合成各种图像，能够得到空间分辨率比用读出梯度磁场强度决定的空间分辨率高的图像。
另外，不取图像的差分，而用进行图像重建之前的k空间的状态D’，E’求出差分(E’-D’)后进行二维逆傅氏变换也能够得到相同结果。
在通常的脉冲序列324需要像自旋回波法那样反复进行激励和回波测量的情况下，最好在每次反复时执行空间分辨率控制部分601。这是由于与时间一起磁化恢复，磁化的分布图341、342紊乱的缘故。然而，在反复间隔为数ms～数100ms那样很短的情况下，也可以仅执行最初的1次或者每进行数次反复仅执行1次空间分辨率控制部分601。
如以上所说明的那样，在本实施例4的磁共振成像装置中由于也能够像实施例1那样不必在被检查的物体上加入强磁场也可以拍摄高分辨率的图像，所以对人体也能够适用显微术。
以上根据上述发明的实施例具体地说明了由本发明者进行的发明，然而本发明并不限定于上述发明的实施例，在不脱离其要点的范围内可以有各种变形，这一点是不言而喻的。
另外，使激励部分移动的情况下，也可以与前面被激励的部分相互重叠一部分。