JP2001178699A - 磁気共鳴撮影装置および記録媒体 - Google Patents
磁気共鳴撮影装置および記録媒体Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 血流像を適正に撮影する磁気共鳴撮影装置、
および、そのような磁気共鳴撮影機能をコンピュータに
実現させるプログラムを記録した記録媒体を実現する。 【解決手段】 撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集（２０４，２０６）し、心収縮期の磁気共
鳴信号と心拡張期の磁気共鳴信号との差（２０２）に基
づいて画像を生成（２０８）する。
および、そのような磁気共鳴撮影機能をコンピュータに
実現させるプログラムを記録した記録媒体を実現する。 【解決手段】 撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集（２０４，２０６）し、心収縮期の磁気共
鳴信号と心拡張期の磁気共鳴信号との差（２０２）に基
づいて画像を生成（２０８）する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴撮影装置
および記録媒体に関し、特に、血流像を撮影する磁気共
鳴撮影装置、および、そのような磁気共鳴撮影機能をコ
ンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）に実現させるプログラ
ム（ｐｒｏｇｒａｍ）を記録した記録媒体に関する。
および記録媒体に関し、特に、血流像を撮影する磁気共
鳴撮影装置、および、そのような磁気共鳴撮影機能をコ
ンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）に実現させるプログラ
ム（ｐｒｏｇｒａｍ）を記録した記録媒体に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴撮影装置では、撮影対象を収容
する空間に静磁場、勾配磁場および高周波磁場を形成
し、撮影対象のスピン（ｓｐｉｎ）が発生する磁気共鳴
信号を収集し、それに基づいて画像を生成する。磁気共
鳴信号は、２次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間すな
わちｋスペース（ｓｐａｃｅ）を埋めるデータ（ｄａｔ
ａ）として収集され、それを２次元逆フーリエ変換する
ことにより画像が生成（再構成）される。
する空間に静磁場、勾配磁場および高周波磁場を形成
し、撮影対象のスピン（ｓｐｉｎ）が発生する磁気共鳴
信号を収集し、それに基づいて画像を生成する。磁気共
鳴信号は、２次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間すな
わちｋスペース（ｓｐａｃｅ）を埋めるデータ（ｄａｔ
ａ）として収集され、それを２次元逆フーリエ変換する
ことにより画像が生成（再構成）される。
【０００３】血流像を撮影する場合は、撮影断面に流入
する血流から強い信号が得られるタイム・オブ・フライ
ト（ＴＯＦ：Ｔｉｍｅ ｏｆ Ｆｌｉｇｈｔ）法が用い
られる。ＴＯＦ法ではグラディエントエコー（ＧＲＥ：
ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）法のパルスシーケンス
（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）が用いられる。
する血流から強い信号が得られるタイム・オブ・フライ
ト（ＴＯＦ：Ｔｉｍｅ ｏｆ Ｆｌｉｇｈｔ）法が用い
られる。ＴＯＦ法ではグラディエントエコー（ＧＲＥ：
ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）法のパルスシーケンス
（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）が用いられる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ＴＯＦ法では、血流以
外の体内組織からもスピンの定常状態に基づく弱い信号
が生じるので、再構成画像には組織像が薄く出現し微細
な血流についての読影を妨げる。
外の体内組織からもスピンの定常状態に基づく弱い信号
が生じるので、再構成画像には組織像が薄く出現し微細
な血流についての読影を妨げる。
【０００５】そこで、本発明の課題は、血流像を適正に
撮影する磁気共鳴撮影装置、および、そのような磁気共
鳴撮影機能をコンピュータに実現させるプログラムを記
録した記録媒体を実現することである。
撮影する磁気共鳴撮影装置、および、そのような磁気共
鳴撮影機能をコンピュータに実現させるプログラムを記
録した記録媒体を実現することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】（１）上記の課題を解決
するための１つの観点での発明は、撮影対象における予
め定めたスライスについて心収縮期および心拡張期にお
ける磁気共鳴信号をそれぞれ収集する信号収集手段と、
前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気
共鳴信号との差を求める差計算手段と、前記求めた差に
基づいて画像を生成する画像生成手段とを具備すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
するための１つの観点での発明は、撮影対象における予
め定めたスライスについて心収縮期および心拡張期にお
ける磁気共鳴信号をそれぞれ収集する信号収集手段と、
前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気
共鳴信号との差を求める差計算手段と、前記求めた差に
基づいて画像を生成する画像生成手段とを具備すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【０００７】この観点での発明では、心収縮期における
磁気共鳴信号と心拡張期における磁気共鳴信号の差を求
めることにより、両信号に共通に含まれる信号を消去し
血流のみによる信号を得る。この信号に基づいて血流像
のみを含む画像を再構成する。
磁気共鳴信号と心拡張期における磁気共鳴信号の差を求
めることにより、両信号に共通に含まれる信号を消去し
血流のみによる信号を得る。この信号に基づいて血流像
のみを含む画像を再構成する。
【０００８】（２）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集手段と、前記収集した心収縮
期の磁気共鳴信号および心拡張期の磁気共鳴信号に基づ
いてそれぞれ画像を生成する画像生成手段と、前記生成
した２つの画像の差を求める画像処理手段とを具備する
ことを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集手段と、前記収集した心収縮
期の磁気共鳴信号および心拡張期の磁気共鳴信号に基づ
いてそれぞれ画像を生成する画像生成手段と、前記生成
した２つの画像の差を求める画像処理手段とを具備する
ことを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【０００９】この観点での発明では、心収縮期の磁気共
鳴信号に基づいて再構成した画像と心拡張期の磁気共鳴
信号に基づいて再構成した画像との差を求めることによ
り、両画像に共通に含まれる画像を消去して血流像のみ
を含む画像を得る。
鳴信号に基づいて再構成した画像と心拡張期の磁気共鳴
信号に基づいて再構成した画像との差を求めることによ
り、両画像に共通に含まれる画像を消去して血流像のみ
を含む画像を得る。
【００１０】（３）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記スライスに関し動脈性血流の下流側
のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和
手段を具備することを特徴とする(１）または(２）に記
載の磁気共鳴撮影装置である。
点での発明は、前記スライスに関し動脈性血流の下流側
のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和
手段を具備することを特徴とする(１）または(２）に記
載の磁気共鳴撮影装置である。
【００１１】この観点での発明では、動脈性血流の下流
側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることに
より、動脈性血流だけを画像化する。 （４）上記の課題を解決するための他の観点での発明
は、前記心拡張期の信号収集にあたり前記スライスに関
し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気共鳴信号
を飽和させる上流飽和手段を具備することを特徴とする
(１）ないし(３）のうちのいずれか１つに記載の磁気共
鳴撮影装置である。
側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることに
より、動脈性血流だけを画像化する。 （４）上記の課題を解決するための他の観点での発明
は、前記心拡張期の信号収集にあたり前記スライスに関
し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気共鳴信号
を飽和させる上流飽和手段を具備することを特徴とする
(１）ないし(３）のうちのいずれか１つに記載の磁気共
鳴撮影装置である。
【００１２】この観点での発明では、心拡張期の信号収
集にあたり動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気
共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流像の減弱
を阻止する。
集にあたり動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気
共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流像の減弱
を阻止する。
【００１３】（５）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集機能と、前記収集した心収縮
期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気共鳴信号との差を求
める差計算機能と、前記求めた差に基づいて画像を生成
する画像生成機能とをコンピュータに実現させるプログ
ラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したこ
とを特徴とする記録媒体である。
点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集機能と、前記収集した心収縮
期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気共鳴信号との差を求
める差計算機能と、前記求めた差に基づいて画像を生成
する画像生成機能とをコンピュータに実現させるプログ
ラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したこ
とを特徴とする記録媒体である。
【００１４】この観点での発明では、記録媒体に記録さ
れたプログラムが、差計算機能で、心収縮期における磁
気共鳴信号と心拡張期における磁気共鳴信号の差を求め
ることにより、両信号に共通に含まれる信号を消去し血
流のみによる信号を得る。この信号に基づいて、画像生
成機能で、血流像のみを含む画像を再構成する。
れたプログラムが、差計算機能で、心収縮期における磁
気共鳴信号と心拡張期における磁気共鳴信号の差を求め
ることにより、両信号に共通に含まれる信号を消去し血
流のみによる信号を得る。この信号に基づいて、画像生
成機能で、血流像のみを含む画像を再構成する。
【００１５】（６）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集機能と、前記収集した心収縮
期の磁気共鳴信号および心拡張期の磁気共鳴信号に基づ
いてそれぞれ画像を生成する画像生成機能と、前記生成
した２つの画像の差を求める画像処理機能とをコンピュ
ータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り
可能なように記録したことを特徴とする記録媒体であ
る。
点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集機能と、前記収集した心収縮
期の磁気共鳴信号および心拡張期の磁気共鳴信号に基づ
いてそれぞれ画像を生成する画像生成機能と、前記生成
した２つの画像の差を求める画像処理機能とをコンピュ
ータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り
可能なように記録したことを特徴とする記録媒体であ
る。
【００１６】この観点での発明では、記録媒体に記録さ
れたプログラムが、画像処理機能で、心収縮期の磁気共
鳴信号に基づいて再構成した画像と心拡張期の磁気共鳴
信号に基づいて再構成した画像との差を求めることによ
り、両画像に共通に含まれる画像を消去して血流像のみ
を含む画像を得る。
れたプログラムが、画像処理機能で、心収縮期の磁気共
鳴信号に基づいて再構成した画像と心拡張期の磁気共鳴
信号に基づいて再構成した画像との差を求めることによ
り、両画像に共通に含まれる画像を消去して血流像のみ
を含む画像を得る。
【００１７】（７）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記スライスに関し動脈性血流の下流側
のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和
機能をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュ
ータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする
(５）または(６）に記載の記録媒体である。
点での発明は、前記スライスに関し動脈性血流の下流側
のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和
機能をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュ
ータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする
(５）または(６）に記載の記録媒体である。
【００１８】この観点での発明では、記録媒体に記録さ
れたプログラムが、下流飽和機能で、動脈性血流の下流
側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることに
より、動脈性血流だけを画像化する。
れたプログラムが、下流飽和機能で、動脈性血流の下流
側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることに
より、動脈性血流だけを画像化する。
【００１９】（８）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記心拡張期の信号収集にあたり前記ス
ライスに関し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁
気共鳴信号を飽和させる上流飽和機能をコンピュータに
実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能な
ように記録したことを特徴とする(５）ないし(７）のう
ちのいずれか１つに記載の記録媒体である。
点での発明は、前記心拡張期の信号収集にあたり前記ス
ライスに関し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁
気共鳴信号を飽和させる上流飽和機能をコンピュータに
実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能な
ように記録したことを特徴とする(５）ないし(７）のう
ちのいずれか１つに記載の記録媒体である。
【００２０】この観点での発明では、記録媒体に記録さ
れたプログラムが、上流飽和機能で、心拡張期の信号収
集にあたり動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気
共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流像の減弱
を阻止する。
れたプログラムが、上流飽和機能で、心拡張期の信号収
集にあたり動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気
共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流像の減弱
を阻止する。
【００２１】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮影装置の
ブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実
施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明
の装置に関する実施の形態の一例が示される。
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮影装置の
ブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実
施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明
の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００２２】図１に示すように、本装置はマグネットシ
ステム（ｍａｇｎｅｔ ｓｙｓｔｅｍ）１００を有す
る。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉ
ｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦ（ｒａｄ
ｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル部１０８を有する。
これら各コイル部は概ね円筒状の外形を有し、互いに同
軸的に配置されている。マグネットシステム１００の内
部空間に、撮影対象３００がクレードル（ｃｒａｄｌ
ｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入
および搬出される。
ステム（ｍａｇｎｅｔ ｓｙｓｔｅｍ）１００を有す
る。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉ
ｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦ（ｒａｄ
ｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル部１０８を有する。
これら各コイル部は概ね円筒状の外形を有し、互いに同
軸的に配置されている。マグネットシステム１００の内
部空間に、撮影対象３００がクレードル（ｃｒａｄｌ
ｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入
および搬出される。
【００２３】撮影対象３００には心臓の拍動を感知する
心拍センサ（ｓｅｎｓｏｒ）１１０が装着される。心拍
センサ（ｓｅｎｓｏｒ）１１０としては、例えば指に嵌
めて血管の脈動を感知するペリフェラルセンサ（ｐｅｒ
ｉｐｈｅｒａｌ ｓｅｎｓｏｒ）、または、心電計等が
用いられる。心拍センサ１１０の感知信号が心拍検出部
１２０に入力される。心拍検出部１２０は入力信号に基
づいて心拍を検出し、心拍検出信号を後述の制御部１６
０に入力する。
心拍センサ（ｓｅｎｓｏｒ）１１０が装着される。心拍
センサ（ｓｅｎｓｏｒ）１１０としては、例えば指に嵌
めて血管の脈動を感知するペリフェラルセンサ（ｐｅｒ
ｉｐｈｅｒａｌ ｓｅｎｓｏｒ）、または、心電計等が
用いられる。心拍センサ１１０の感知信号が心拍検出部
１２０に入力される。心拍検出部１２０は入力信号に基
づいて心拍を検出し、心拍検出信号を後述の制御部１６
０に入力する。
【００２４】主磁場コイル部１０２はマグネットシステ
ム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向
は概ね撮影対象３００の体軸の方向に平行である。すな
わちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０
２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超
伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成しても
良いのはもちろんである。
ム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向
は概ね撮影対象３００の体軸の方向に平行である。すな
わちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０
２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超
伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成しても
良いのはもちろんである。
【００２５】勾配コイル部１０６は静磁場強度に勾配を
持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト
（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコー
ド（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種であ
り、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１
０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト
（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコー
ド（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種であ
り、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１
０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
【００２６】ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に撮影対
象３００の体内のスピンを励起するための高周波磁場を
形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起
信号の送信という。ＲＦコイル部１０８は、また、励起
されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受
信する。ＲＦコイル部１０８は図示しない送信用のコイ
ルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよ
び受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいは
それぞれ専用のコイルを用いる。
象３００の体内のスピンを励起するための高周波磁場を
形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起
信号の送信という。ＲＦコイル部１０８は、また、励起
されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受
信する。ＲＦコイル部１０８は図示しない送信用のコイ
ルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよ
び受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいは
それぞれ専用のコイルを用いる。
【００２７】勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０
が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１
０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆
動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾
配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有
する。
が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１
０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆
動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾
配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有
する。
【００２８】ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０
が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１
０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、撮影対
象３００の体内のスピンを励起する。
が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１
０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、撮影対
象３００の体内のスピンを励起する。
【００２９】ＲＦコイル部１０８には、また、データ収
集部１５０が接続されている。データ収集部１５０はＲ
Ｆコイル部１０８が受信した受信信号を取り込み、それ
をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ ｄａｔａ）とし
て収集する。
集部１５０が接続されている。データ収集部１５０はＲ
Ｆコイル部１０８が受信した受信信号を取り込み、それ
をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ ｄａｔａ）とし
て収集する。
【００３０】勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およ
びデータ収集部１５０には制御部１６０が接続されてい
る。制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収
集部１５０をそれぞれ制御して撮影を遂行する。制御部
１６０は心拍検出部１２０から入力される心拍検出信号
に基づき、心拍に同期した撮影いわゆるハートゲートス
キャン（ｈｅａｒｔ−ｇａｔｅ ｓｃａｎ）を行う。
びデータ収集部１５０には制御部１６０が接続されてい
る。制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収
集部１５０をそれぞれ制御して撮影を遂行する。制御部
１６０は心拍検出部１２０から入力される心拍検出信号
に基づき、心拍に同期した撮影いわゆるハートゲートス
キャン（ｈｅａｒｔ−ｇａｔｅ ｓｃａｎ）を行う。
【００３１】データ収集部１５０の出力側はデータ処理
部１７０に接続されている。データ処理部１７０は、例
えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成
される。データ処理部１７０は図示しないメモリ（ｍｅ
ｍｏｒｙ）を有し、そのメモリに本装置の動作を規定す
るプログラムを記憶している。
部１７０に接続されている。データ処理部１７０は、例
えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成
される。データ処理部１７０は図示しないメモリ（ｍｅ
ｍｏｒｙ）を有し、そのメモリに本装置の動作を規定す
るプログラムを記憶している。
【００３２】データ処理部１７０は、データ収集部１５
０から取り込んだデータを図示しないメモリに記憶す
る。メモリ内にはデータ空間が形成される。データ空間
は２次元フ−リエ空間を構成する。データ処理部１７０
は、これら２次元フ−リエ空間のデータを２次元逆フ−
リエ変換して撮影対象３００の画像を生成（再構成）す
る。２次元フ−リエ空間をｋスペースともいう。
０から取り込んだデータを図示しないメモリに記憶す
る。メモリ内にはデータ空間が形成される。データ空間
は２次元フ−リエ空間を構成する。データ処理部１７０
は、これら２次元フ−リエ空間のデータを２次元逆フ−
リエ変換して撮影対象３００の画像を生成（再構成）す
る。２次元フ−リエ空間をｋスペースともいう。
【００３３】データ処理部１７０は制御部１６０に接続
されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位
にあってそれを統括する。データ処理部１７０には、表
示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示
部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成
画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、操
作者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処
理部１７０に入力する。
されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位
にあってそれを統括する。データ処理部１７０には、表
示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示
部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成
画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、操
作者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処
理部１７０に入力する。
【００３４】マグネットシステム１００、心拍センサ１
１０、心拍検出部１２０、勾配駆動１３０、ＲＦ駆動部
１４０、データ収集部１５０、制御部１６０、データ処
理部１７０および操作部１９０からなる部分は、本発明
における信号収集手段の実施の形態の一例である。
１０、心拍検出部１２０、勾配駆動１３０、ＲＦ駆動部
１４０、データ収集部１５０、制御部１６０、データ処
理部１７０および操作部１９０からなる部分は、本発明
における信号収集手段の実施の形態の一例である。
【００３５】図２に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブ
ロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例で
ある。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実
施の形態の一例が示される。
ロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例で
ある。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実
施の形態の一例が示される。
【００３６】図２に示す装置は、図１に示した装置とは
方式を異にするマグネットシステム１００’を有する。
マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と
同様な構成になっており、同様な部分に同一の符号を付
して説明を省略する。
方式を異にするマグネットシステム１００’を有する。
マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と
同様な構成になっており、同様な部分に同一の符号を付
して説明を省略する。
【００３７】マグネットシステム１００’は主磁場マグ
ネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコ
イル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１
０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互い
に対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円
盤状の外形を有し中心軸を共有して配置されている。マ
グネットシステム１００’の内部空間に、撮影対象３０
０がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段
により搬入および搬出される。
ネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコ
イル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１
０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互い
に対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円
盤状の外形を有し中心軸を共有して配置されている。マ
グネットシステム１００’の内部空間に、撮影対象３０
０がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段
により搬入および搬出される。
【００３８】主磁場マグネット部１０２’はマグネット
システム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁
場の方向は概ね撮影対象３００の体軸方向と直交する。
すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネッ
ト部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。
なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電
磁石等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
システム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁
場の方向は概ね撮影対象３００の体軸方向と直交する。
すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネッ
ト部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。
なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電
磁石等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【００３９】勾配コイル部１０６’は静磁場強度に勾配
を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場およびフ
ェーズエンコード勾配磁場の３種であり、これら３種類
の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６’は図示しな
い３系統の勾配コイルを有する。
を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場およびフ
ェーズエンコード勾配磁場の３種であり、これら３種類
の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６’は図示しな
い３系統の勾配コイルを有する。
【００４０】ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に撮影
対象３００の体内のスピンを励起するためのＲＦ励起信
号を送信する。ＲＦコイル部１０８’は、また、励起さ
れたスピンが生じる磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイ
ル部１０８’は図示しない送信用のコイルおよび受信用
のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイ
ルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用の
コイルを用いる。
対象３００の体内のスピンを励起するためのＲＦ励起信
号を送信する。ＲＦコイル部１０８’は、また、励起さ
れたスピンが生じる磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイ
ル部１０８’は図示しない送信用のコイルおよび受信用
のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイ
ルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用の
コイルを用いる。
【００４１】マグネットシステム１００’、心拍センサ
１１０、心拍検出部１２０、勾配駆動１３０、ＲＦ駆動
部１４０、データ収集部１５０、制御部１６０、データ
処理部１７０および操作部１９０からなる部分は、本発
明における信号収集手段の実施の形態の一例である。
１１０、心拍検出部１２０、勾配駆動１３０、ＲＦ駆動
部１４０、データ収集部１５０、制御部１６０、データ
処理部１７０および操作部１９０からなる部分は、本発
明における信号収集手段の実施の形態の一例である。
【００４２】図３に、ＴＯＦ法による血流像の撮影に用
いるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）
を示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコ
ー（ＧＲＥ：Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法のパルス
シーケンスである。
いるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）
を示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコ
ー（ＧＲＥ：Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法のパルス
シーケンスである。
【００４３】すなわち、（１）はＧＲＥ法におけるＲＦ
励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、
（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スラ
イス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコ
ード勾配ＧｐおよびグラディエントエコーＭＲのシーケ
ンスである。なお、α°パルスは中心信号で代表する。
パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行す
る。
励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、
（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スラ
イス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコ
ード勾配ＧｐおよびグラディエントエコーＭＲのシーケ
ンスである。なお、α°パルスは中心信号で代表する。
パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行す
る。
【００４４】同図に示すように、α°パルスによりスピ
ンのα°励起が行われる。フリップアングル（ｆｌｉｐ
ａｎｇｌｅ）α°は９０°以下である。このときスラ
イス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択
励起が行われる。
ンのα°励起が行われる。フリップアングル（ｆｌｉｐ
ａｎｇｌｅ）α°は９０°以下である。このときスラ
イス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択
励起が行われる。
【００４５】α°励起後、フェーズエンコード勾配Ｇｐ
によりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、
リードアウト勾配Ｇｒによりまずスピンをディフェーズ
（ｄｅｐｈａｓｅ）し、次いでスピンをリフェーズ（ｒ
ｅｐｈａｓｅ）して、グラディエントエコーＭＲを発生
させる。グラディエントエコーＭＲの信号強度は、α°
励起からＴＥ（ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ）後の時点で最大と
なる。グラディエントエコーＭＲはデータ収集部１５０
によりビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集
される。
によりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、
リードアウト勾配Ｇｒによりまずスピンをディフェーズ
（ｄｅｐｈａｓｅ）し、次いでスピンをリフェーズ（ｒ
ｅｐｈａｓｅ）して、グラディエントエコーＭＲを発生
させる。グラディエントエコーＭＲの信号強度は、α°
励起からＴＥ（ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ）後の時点で最大と
なる。グラディエントエコーＭＲはデータ収集部１５０
によりビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集
される。
【００４６】このようなパルスシーケンスが周期ＴＲ
（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）で６４〜５１２回
繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾
配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行
う。これによって、ｋスペースを埋める６４〜５１２ビ
ューのビューデータが得られる。
（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）で６４〜５１２回
繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾
配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行
う。これによって、ｋスペースを埋める６４〜５１２ビ
ューのビューデータが得られる。
【００４７】ＴＯＦ法を実行する場合は、上記ようなパ
ルスシーケンスを、スピンが定常状態になるまでデータ
を収集せずに予め定められた回数だけ実行し、定常状態
になった後にビューデータの収集を開始する。
ルスシーケンスを、スピンが定常状態になるまでデータ
を収集せずに予め定められた回数だけ実行し、定常状態
になった後にビューデータの収集を開始する。
【００４８】図３のパルスシーケンスによって得られた
ビューデータが、データ処理部１７０のメモリ（ｋスペ
ース）に収集される。データ処理部１７０は、ｋスペー
スのビューデータを２次元逆フ−リエ変換して撮影対象
３００の断層像を再構成する。データ処理部１７０によ
る画像再構成の詳細については、後にあらためて説明す
る。再構成した画像はメモリに記憶し、また、表示部１
８０で表示する。
ビューデータが、データ処理部１７０のメモリ（ｋスペ
ース）に収集される。データ処理部１７０は、ｋスペー
スのビューデータを２次元逆フ−リエ変換して撮影対象
３００の断層像を再構成する。データ処理部１７０によ
る画像再構成の詳細については、後にあらためて説明す
る。再構成した画像はメモリに記憶し、また、表示部１
８０で表示する。
【００４９】次に、ビューデータをｋスペースに収集す
るトラジェクトリ（ｔｒａｊｅｃｔｏｒｙ）について説
明する。図４に、ｋスペースとそこにおけるトラジェク
トリの概念を示す。ｋスペースは互いに垂直な２つの座
標軸ｋｘ，ｋｙを有する。ｋｘは周波数軸、ｋｙは位相
軸である。両座標軸の原点はｋスペースの中心に位置す
る。
るトラジェクトリ（ｔｒａｊｅｃｔｏｒｙ）について説
明する。図４に、ｋスペースとそこにおけるトラジェク
トリの概念を示す。ｋスペースは互いに垂直な２つの座
標軸ｋｘ，ｋｙを有する。ｋｘは周波数軸、ｋｙは位相
軸である。両座標軸の原点はｋスペースの中心に位置す
る。
【００５０】トラジェクトリは周波数軸ｋｘに平行で位
相軸ｋｙ方向に間隔を有する複数の直線となる。位相軸
ｋｙ上のトラジェクトリの位置はフェーズエンコード量
に対応する。トラジェクトリの数はビュー数に等しい。
各トラジェクトリにフェーズエンコードの正の最大値側
から負の最大値側に向かって昇順の番号を付す。ここで
は、説明の便宜上、トラジェクトリ数を２５とする。す
なわち、２５ビューでｋスペースを埋める１セット（ｓ
ｅｔ）のデータを収集するものとする。これらトラジェ
クトリにつき、所定の順序でデータ収集が行われる。画
像再構成はこれらの１セットデータを用いて行われる。
相軸ｋｙ方向に間隔を有する複数の直線となる。位相軸
ｋｙ上のトラジェクトリの位置はフェーズエンコード量
に対応する。トラジェクトリの数はビュー数に等しい。
各トラジェクトリにフェーズエンコードの正の最大値側
から負の最大値側に向かって昇順の番号を付す。ここで
は、説明の便宜上、トラジェクトリ数を２５とする。す
なわち、２５ビューでｋスペースを埋める１セット（ｓ
ｅｔ）のデータを収集するものとする。これらトラジェ
クトリにつき、所定の順序でデータ収集が行われる。画
像再構成はこれらの１セットデータを用いて行われる。
【００５１】ｋスペースは、例えば５つの部分的領域に
区分されている。同図において、部分的領域０３はｋス
ペースの座標原点を含む部分的領域すなわち中央領域で
ある。部分的領域０２，０４は、位相軸方向において部
分的領域０３の外側にそれぞれ隣接する領域である。部
分的領域０１，０５は、位相軸方向において部分的領域
０２，０４の外側にそれぞれ隣接する領域である。な
お、区分数は５に限るものではなく適宜で良い。
区分されている。同図において、部分的領域０３はｋス
ペースの座標原点を含む部分的領域すなわち中央領域で
ある。部分的領域０２，０４は、位相軸方向において部
分的領域０３の外側にそれぞれ隣接する領域である。部
分的領域０１，０５は、位相軸方向において部分的領域
０２，０４の外側にそれぞれ隣接する領域である。な
お、区分数は５に限るものではなく適宜で良い。
【００５２】心拍の所定の位相で撮影対象を撮影する場
合、このように区分したｋスペースについて、例えば、
図５に示す要領でそれぞれデータ収集を行う。同図にお
いて、心拍周期をＴとする。図５は、心収縮期における
血流像すなわち動脈性の血流についてその像を撮影する
ときのデータ収集要領を示す。撮像する像は、例えば脳
内血流像等である。
合、このように区分したｋスペースについて、例えば、
図５に示す要領でそれぞれデータ収集を行う。同図にお
いて、心拍周期をＴとする。図５は、心収縮期における
血流像すなわち動脈性の血流についてその像を撮影する
ときのデータ収集要領を示す。撮像する像は、例えば脳
内血流像等である。
【００５３】データ収集は心収縮期と心拡張期において
それぞれ行われる。心収縮期のデータは第１のｋスペー
スに収集される。心拡張期のデータは第２のｋスペース
に収集される。２つのｋスペースの構成は同一であり、
ともに図４に示した構成を持つ。
それぞれ行われる。心収縮期のデータは第１のｋスペー
スに収集される。心拡張期のデータは第２のｋスペース
に収集される。２つのｋスペースの構成は同一であり、
ともに図４に示した構成を持つ。
【００５４】図５に示した要領でデータ収集を行うとき
のトラジェクトリの選択順序すなわちビューオーダリン
グ（ｖｉｅｗ ｏｒｄｅｒｉｎｇ）を、図６および図７
に示す。図６は心収縮期のデータを収集するビューオー
ダリングであり、図７は心拡張期のデータを収集するビ
ューオーダリングである。両図において、縦軸にトラジ
ェクトリ番号をとり横軸にビュー番号をとる。ビュー番
号を両図を通じて昇順にたどるようにデータ収集が進行
する。
のトラジェクトリの選択順序すなわちビューオーダリン
グ（ｖｉｅｗ ｏｒｄｅｒｉｎｇ）を、図６および図７
に示す。図６は心収縮期のデータを収集するビューオー
ダリングであり、図７は心拡張期のデータを収集するビ
ューオーダリングである。両図において、縦軸にトラジ
ェクトリ番号をとり横軸にビュー番号をとる。ビュー番
号を両図を通じて昇順にたどるようにデータ収集が進行
する。
【００５５】図５に示すように、心拍検出信号のピーク
（ｐｅａｋ）からディレイタイムｔｄ後にスキャンを開
始する。ディレイタイムｔｄは、操作者によって適宜に
設定される。
（ｐｅａｋ）からディレイタイムｔｄ後にスキャンを開
始する。ディレイタイムｔｄは、操作者によって適宜に
設定される。
【００５６】１ビュー目のデータは、第１のｋスペース
の部分的領域０１に収集する。データを収集するトラジ
ェクトリは、図６に示すように、１番である。２ビュー
目のデータは同じｋスペースの部分的領域０２に収集す
る。トラジェクトリは６番である。３ビュー目のデータ
は同じｋスペースの部分的領域０３に収集する。トラジ
ェクトリは１１番である。４ビュー目のデータは同じｋ
スペースの部分的領域０４に収集する。トラジェクトリ
は１６番である。５ビュー目のデータは同じｋスペース
の部分的領域０５に収集する。トラジェクトリは２１番
である。１ビュー目から５ビュー目までのデータ収集期
間は心収縮期に属する。
の部分的領域０１に収集する。データを収集するトラジ
ェクトリは、図６に示すように、１番である。２ビュー
目のデータは同じｋスペースの部分的領域０２に収集す
る。トラジェクトリは６番である。３ビュー目のデータ
は同じｋスペースの部分的領域０３に収集する。トラジ
ェクトリは１１番である。４ビュー目のデータは同じｋ
スペースの部分的領域０４に収集する。トラジェクトリ
は１６番である。５ビュー目のデータは同じｋスペース
の部分的領域０５に収集する。トラジェクトリは２１番
である。１ビュー目から５ビュー目までのデータ収集期
間は心収縮期に属する。
【００５７】６ビュー目から１０ビュー目までのデータ
収集は心拡張期に行う。データを収集するｋスペースは
第２のｋスペースである。６ビュー目のデータは部分的
領域０１に収集する。データを収集するトラジェクトリ
は、図７に示すように、１番である。７ビュー目のデー
タは部分的領域０２に収集する。トラジェクトリは６番
である。８ビュー目のデータは部分的領域０３に収集す
る。トラジェクトリは１１番である。９ビュー目のデー
タは部分的領域０４に収集する。トラジェクトリは１６
番である。１０ビュー目のデータは部分的領域０５に収
集する。トラジェクトリは２１番である。すなわち、心
収縮期と心拡張期において互いに同一なトラジェクトリ
に沿ってそれぞれデータを収集する。
収集は心拡張期に行う。データを収集するｋスペースは
第２のｋスペースである。６ビュー目のデータは部分的
領域０１に収集する。データを収集するトラジェクトリ
は、図７に示すように、１番である。７ビュー目のデー
タは部分的領域０２に収集する。トラジェクトリは６番
である。８ビュー目のデータは部分的領域０３に収集す
る。トラジェクトリは１１番である。９ビュー目のデー
タは部分的領域０４に収集する。トラジェクトリは１６
番である。１０ビュー目のデータは部分的領域０５に収
集する。トラジェクトリは２１番である。すなわち、心
収縮期と心拡張期において互いに同一なトラジェクトリ
に沿ってそれぞれデータを収集する。
【００５８】心拍周期の２周期目では、心収縮期で１１
ビュー目から１５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で１６ビュー目から２０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
ビュー目から１５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で１６ビュー目から２０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
【００５９】すなわち、１１ビュー目のデータは、第１
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ２番に
収集する。１２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ７番、１３ビュー目は部分的領域０３のト
ラジェクトリは１２番、１４ビュー目は部分的領域０４
のトラジェクトリ１７番、１５ビュー目は部分的領域０
５のトラジェクトリ２２番にそれぞれ収集する。
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ２番に
収集する。１２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ７番、１３ビュー目は部分的領域０３のト
ラジェクトリは１２番、１４ビュー目は部分的領域０４
のトラジェクトリ１７番、１５ビュー目は部分的領域０
５のトラジェクトリ２２番にそれぞれ収集する。
【００６０】１６ビュー目のデータは第２のｋスペース
の部分的領域０１のトラジェクトリ２番に収集する。１
７ビュー目はトラジェクトリ７番、１８ビュー目はトラ
ジェクトリは１２番、１９ビュー目はトラジェクトリ１
７番、２０ビュー目はトラジェクトリ２２番にそれぞれ
収集する。
の部分的領域０１のトラジェクトリ２番に収集する。１
７ビュー目はトラジェクトリ７番、１８ビュー目はトラ
ジェクトリは１２番、１９ビュー目はトラジェクトリ１
７番、２０ビュー目はトラジェクトリ２２番にそれぞれ
収集する。
【００６１】心拍周期の３周期目では、心収縮期で２１
ビュー目から２５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で２６ビュー目から３０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
ビュー目から２５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で２６ビュー目から３０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
【００６２】すなわち、２１ビュー目のデータは、第１
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ３番に
収集する。２２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ８番、２３ビュー目は部分的領域０３のト
ラジェクトリは１３番、２４ビュー目は部分的領域０４
のトラジェクトリ１８番、２５ビュー目は部分的領域０
５のトラジェクトリ２３番にそれぞれ収集する。
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ３番に
収集する。２２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ８番、２３ビュー目は部分的領域０３のト
ラジェクトリは１３番、２４ビュー目は部分的領域０４
のトラジェクトリ１８番、２５ビュー目は部分的領域０
５のトラジェクトリ２３番にそれぞれ収集する。
【００６３】２６ビュー目のデータは第２のｋスペース
の部分的領域０１のトラジェクトリ３番に収集する。２
７ビュー目はトラジェクトリ８番、２８ビュー目はトラ
ジェクトリは１３番、２９ビュー目はトラジェクトリ１
８番、３０ビュー目はトラジェクトリ２３番にそれぞれ
収集する。
の部分的領域０１のトラジェクトリ３番に収集する。２
７ビュー目はトラジェクトリ８番、２８ビュー目はトラ
ジェクトリは１３番、２９ビュー目はトラジェクトリ１
８番、３０ビュー目はトラジェクトリ２３番にそれぞれ
収集する。
【００６４】心拍周期の４周期目では、心収縮期で３１
ビュー目から３５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で３６ビュー目から４０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
ビュー目から３５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で３６ビュー目から４０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
【００６５】すなわち、３１ビュー目のデータは、第１
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ４番に
収集する。３２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ９番、３３ビュー目は部分的領域０３のト
ラジェクトリは１４番、３４ビュー目は部分的領域０４
のトラジェクトリ１９番、３５ビュー目は部分的領域０
５のトラジェクトリ２４番にそれぞれ収集する。
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ４番に
収集する。３２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ９番、３３ビュー目は部分的領域０３のト
ラジェクトリは１４番、３４ビュー目は部分的領域０４
のトラジェクトリ１９番、３５ビュー目は部分的領域０
５のトラジェクトリ２４番にそれぞれ収集する。
【００６６】３６ビュー目のデータは第２のｋスペース
の部分的領域０１のトラジェクトリ４番に収集する。３
７ビュー目はトラジェクトリ９番、３８ビュー目はトラ
ジェクトリは１４番、３９ビュー目はトラジェクトリ１
９番、４０ビュー目はトラジェクトリ２４番にそれぞれ
収集する。
の部分的領域０１のトラジェクトリ４番に収集する。３
７ビュー目はトラジェクトリ９番、３８ビュー目はトラ
ジェクトリは１４番、３９ビュー目はトラジェクトリ１
９番、４０ビュー目はトラジェクトリ２４番にそれぞれ
収集する。
【００６７】心拍周期の５周期目では、心収縮期で４１
ビュー目から４５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で４６ビュー目から５０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
ビュー目から４５ビュー目までのデータを収集し、心拡
張期で４６ビュー目から５０ビュー目までのデータを収
集する。ディレイタイムは同一である。
【００６８】すなわち、４１ビュー目のデータは、第１
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ５番に
収集する。４２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ１０番、４３ビュー目は部分的領域０３の
トラジェクトリは１５番、４４ビュー目は部分的領域０
４のトラジェクトリ２０番、４５ビュー目は部分的領域
０５のトラジェクトリ２５番にそれぞれ収集する。
のｋスペースの部分的領域０１のトラジェクトリ５番に
収集する。４２ビュー目のデータは部分的領域０２のト
ラジェクトリ１０番、４３ビュー目は部分的領域０３の
トラジェクトリは１５番、４４ビュー目は部分的領域０
４のトラジェクトリ２０番、４５ビュー目は部分的領域
０５のトラジェクトリ２５番にそれぞれ収集する。
【００６９】４６ビュー目のデータは第２のｋスペース
の部分的領域０１のトラジェクトリ５番に収集する。４
７ビュー目はトラジェクトリ１０番、４８ビュー目はト
ラジェクトリは１５番、４９ビュー目はトラジェクトリ
２０番、５０ビュー目はトラジェクトリ２５番にそれぞ
れ収集する。
の部分的領域０１のトラジェクトリ５番に収集する。４
７ビュー目はトラジェクトリ１０番、４８ビュー目はト
ラジェクトリは１５番、４９ビュー目はトラジェクトリ
２０番、５０ビュー目はトラジェクトリ２５番にそれぞ
れ収集する。
【００７０】このようにして、心拍の５周期で、２つの
ｋスペースを埋めるデータセットそれぞれ得られる。第
１のｋスペースのデータセットは心収縮期の断層像を再
構成するに足るデータであり、第２のｋスペースのデー
タセットは心拡張期の断層像を再構成するに足るデータ
である。なお、ビューオーダリングは、上記とは逆にビ
ュー番号の降順に行うようにしても良い。
ｋスペースを埋めるデータセットそれぞれ得られる。第
１のｋスペースのデータセットは心収縮期の断層像を再
構成するに足るデータであり、第２のｋスペースのデー
タセットは心拡張期の断層像を再構成するに足るデータ
である。なお、ビューオーダリングは、上記とは逆にビ
ュー番号の降順に行うようにしても良い。
【００７１】データ処理部１７０は、このような２つｋ
スペースのデータに基づいて血流像を生成する。図８
に、血流像を生成する観点での、データ処理部１７０の
ブロック図を示す。
スペースのデータに基づいて血流像を生成する。図８
に、血流像を生成する観点での、データ処理部１７０の
ブロック図を示す。
【００７２】同図に示すように、データ処理部１７０は
減算ユニット２０２を有する。減算ユニット２０２は、
本発明における差計算手段の実施の形態の一例である。
減算ユニット２０２は、メモリ２０４に記憶された第１
のｋスペースのデータと、メモリ２０６に記憶された第
２のｋスペースのデータにつき、トラジェクトリが同一
なもの同士で減算を行う。
減算ユニット２０２を有する。減算ユニット２０２は、
本発明における差計算手段の実施の形態の一例である。
減算ユニット２０２は、メモリ２０４に記憶された第１
のｋスペースのデータと、メモリ２０６に記憶された第
２のｋスペースのデータにつき、トラジェクトリが同一
なもの同士で減算を行う。
【００７３】この減算により、心収縮期の信号と心拡張
期の信号に共通に含まれている信号成分が相殺されて消
滅する。共通に含まれる信号は体内組織から生じた信号
であり、これが減算によって除去される。その結果、心
収縮期と心拡張期で相違する信号成分すなわち動脈性の
血流信号が残る。
期の信号に共通に含まれている信号成分が相殺されて消
滅する。共通に含まれる信号は体内組織から生じた信号
であり、これが減算によって除去される。その結果、心
収縮期と心拡張期で相違する信号成分すなわち動脈性の
血流信号が残る。
【００７４】減算結果の信号はトラジェクトリごとに画
像再構成ユニット２０８に入力される。画像再構成ユニ
ット２０８は入力された全トラジェクトリの差分データ
に基づいて画像を再構成する。これによって動脈性の血
流像が得られる。血流像は表示部１８０で表示され、ま
た、メモリに記憶される。画像再構成ユニット２０８お
よび表示部１８０からなる部分は、本発明における画像
生成手段の実施の形態の一例である。
像再構成ユニット２０８に入力される。画像再構成ユニ
ット２０８は入力された全トラジェクトリの差分データ
に基づいて画像を再構成する。これによって動脈性の血
流像が得られる。血流像は表示部１８０で表示され、ま
た、メモリに記憶される。画像再構成ユニット２０８お
よび表示部１８０からなる部分は、本発明における画像
生成手段の実施の形態の一例である。
【００７５】共通部分の相殺は、上記のようにｋスペー
スのデータについて行う代わりに、再構成した画像につ
いて行うようにしても良い。そのブロック図を図９に示
す。同図に示すように、メモリ２０４のデータについて
は画像再構成ユニット２１４で画像を再構成し、メモリ
２０６のデータについては画像再構成ユニット２１６で
画像を再構成する。両画像を減算ユニット２１２で減算
することにより、動脈性の血流像のみを含む画像を得
る。
スのデータについて行う代わりに、再構成した画像につ
いて行うようにしても良い。そのブロック図を図９に示
す。同図に示すように、メモリ２０４のデータについて
は画像再構成ユニット２１４で画像を再構成し、メモリ
２０６のデータについては画像再構成ユニット２１６で
画像を再構成する。両画像を減算ユニット２１２で減算
することにより、動脈性の血流像のみを含む画像を得
る。
【００７６】画像再構成ユニット２１４，２１６は、本
発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
減算ユニット２１２は、本発明における画像処理手段の
実施の形態の一例である。
発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
減算ユニット２１２は、本発明における画像処理手段の
実施の形態の一例である。
【００７７】図１０に、上記のような減算による血流像
生成の概念図を示す。同図に示すように、心収縮期の像
には動脈性の血流像３０２と定常状態信号に基づく組織
像３０４が含まれる。心拡張期では動脈性の血流がほぼ
停止することにより血流像は現れず組織像３０４だけが
現れる。両者の差分として血流像３０２だけが残る。こ
のような減算を、図８に示した構成ではｋスペースのデ
ータについて行い、図９に示した構成では画像データに
ついて行う。
生成の概念図を示す。同図に示すように、心収縮期の像
には動脈性の血流像３０２と定常状態信号に基づく組織
像３０４が含まれる。心拡張期では動脈性の血流がほぼ
停止することにより血流像は現れず組織像３０４だけが
現れる。両者の差分として血流像３０２だけが残る。こ
のような減算を、図８に示した構成ではｋスペースのデ
ータについて行い、図９に示した構成では画像データに
ついて行う。
【００７８】動脈性の血流の描出を確実にするために
は、静脈性の血流を描出しないようにする必要がある。
そこで、図１１に模式的に示すように、動脈性の血流方
向に関し撮影スライスの下流側のスライス（サチュレー
ションスライス：ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ｓｌｉｃｅ）
のスピンを飽和（サチュレーション）させる。
は、静脈性の血流を描出しないようにする必要がある。
そこで、図１１に模式的に示すように、動脈性の血流方
向に関し撮影スライスの下流側のスライス（サチュレー
ションスライス：ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ｓｌｉｃｅ）
のスピンを飽和（サチュレーション）させる。
【００７９】サチュレーションは、図１２に示すような
パルスシーケンスを用いて行う。同図に示すように、９
０゜パルスおよびスライス勾配Ｇｓによりサチュレーシ
ョンスライスを選択励起し、次いで、例えばリードアウ
ト勾配Ｇｒ等の勾配磁場を印加してスピンの位相を分散
させる。
パルスシーケンスを用いて行う。同図に示すように、９
０゜パルスおよびスライス勾配Ｇｓによりサチュレーシ
ョンスライスを選択励起し、次いで、例えばリードアウ
ト勾配Ｇｒ等の勾配磁場を印加してスピンの位相を分散
させる。
【００８０】マグネットシステム１００（１００’）、
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０および制御部１６
０からなる部分は、本発明における下流飽和手段の実施
の形態の一例である。
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０および制御部１６
０からなる部分は、本発明における下流飽和手段の実施
の形態の一例である。
【００８１】これによって、サチュレーションスライス
から撮影スライスに流入した静脈性血流はグラディエン
トエコーを生じることが不可能になる。このようなサチ
ュレーションパルスシーケンスを図３に示したパルスシ
ーケンスの前に付加することにより静脈性血流の画像を
阻止することができる。
から撮影スライスに流入した静脈性血流はグラディエン
トエコーを生じることが不可能になる。このようなサチ
ュレーションパルスシーケンスを図３に示したパルスシ
ーケンスの前に付加することにより静脈性血流の画像を
阻止することができる。
【００８２】撮影スライスに流入する心拡張期の動脈性
血流が無視できないときは、減算により血流像の輝度が
低下するので、心拡張期には、図１３に示すように、上
流側でもサチュレーションを行うことが、動脈性血流を
より適切に画像化する点で好ましい。
血流が無視できないときは、減算により血流像の輝度が
低下するので、心拡張期には、図１３に示すように、上
流側でもサチュレーションを行うことが、動脈性血流を
より適切に画像化する点で好ましい。
【００８３】撮影スライスの両側におけるサチュレーシ
ョンは、９０゜パルスとしてアダマール（Ｈａｄａｍａ
ｒｄ）パルスを用いることにより、一挙に行えることが
知られている。なお、通常の９０゜パルスを用いてそれ
ぞれ行うようにしても良いのはいうまでもない。また、
必要に応じて上流側だけで行うようにしても良い。
ョンは、９０゜パルスとしてアダマール（Ｈａｄａｍａ
ｒｄ）パルスを用いることにより、一挙に行えることが
知られている。なお、通常の９０゜パルスを用いてそれ
ぞれ行うようにしても良いのはいうまでもない。また、
必要に応じて上流側だけで行うようにしても良い。
【００８４】マグネットシステム１００（１００’）、
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０および制御部１６
０からなる部分は、本発明における上流飽和手段の実施
の形態の一例である。
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０および制御部１６
０からなる部分は、本発明における上流飽和手段の実施
の形態の一例である。
【００８５】以上、ＴＯＦ法による血流撮影の例で説明
したが、血流撮影はＴＯＦ法に限るものではなく、例え
ばフェーズコントラスト（ＰＣ：Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔ
ｒａｓｔ）法等、適宜の技法を用いても良いのはもちろ
んである。
したが、血流撮影はＴＯＦ法に限るものではなく、例え
ばフェーズコントラスト（ＰＣ：Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔ
ｒａｓｔ）法等、適宜の技法を用いても良いのはもちろ
んである。
【００８６】以上のような本装置の機能をデータ処理部
１７０（コンピュータ）に実現させるためのプログラム
が、コンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され
る。コンピュータで読み取り記録媒体は、磁気的な記録
媒体、光学的な記録媒体、磁気的光学的な記録媒体およ
び半導体を用いた記憶媒体のいずれであっても良い。な
お、本書では記録媒体は記憶媒体と同義である。
１７０（コンピュータ）に実現させるためのプログラム
が、コンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され
る。コンピュータで読み取り記録媒体は、磁気的な記録
媒体、光学的な記録媒体、磁気的光学的な記録媒体およ
び半導体を用いた記憶媒体のいずれであっても良い。な
お、本書では記録媒体は記憶媒体と同義である。
【００８７】
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、血流像を適正に撮影する磁気共鳴撮影装置、およ
び、そのような磁気共鳴撮影機能をコンピュータに実現
させるプログラムを記録した記録媒体を実現することが
できる。
れば、血流像を適正に撮影する磁気共鳴撮影装置、およ
び、そのような磁気共鳴撮影機能をコンピュータに実現
させるプログラムを記録した記録媒体を実現することが
できる。
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。
である。
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。
である。
【図３】図１または図２に示した装置が実行するパルス
シーケンスの一例を示す図である。
シーケンスの一例を示す図である。
【図４】ｋスペースおよびトラジェクトリの概念図であ
る。
る。
【図５】図１または図２に示した装置によるデータ収集
を説明する図である。
を説明する図である。
【図６】図１または図２に示した装置によるデータ収集
を説明する図である。
を説明する図である。
【図７】図１または図２に示した装置によるデータ収集
を説明する図である。
を説明する図である。
【図８】血流像生成の観点でのデータ処理部のブロック
図である。
図である。
【図９】血流像生成の観点でのデータ処理部のブロック
図である。
図である。
【図１０】減算による血流像生成の概念図である。
【図１１】撮影スライスとサチュレーションスライスの
関係を示す図である。
関係を示す図である。
【図１２】サチュレーション用のパルスシーケンスを示
す図である。
す図である。
【図１３】撮影スライスとサチュレーションスライスの
関係を示す図である。
関係を示す図である。
１００，１００’ マグネットシステム １０２ 主磁場コイル部 １０２’ 主磁場マグネット部 １０６，１０６’ 勾配コイル部 １０８，１０８’ ＲＦコイル部 １１０ 心拍センサ １２０ 心拍検出部 １３０ 勾配駆動部 １４０ ＲＦ駆動部 １５０ データ収集部 １６０ 制御部 １７０ データ処理部 １８０ 表示部 １９０ 操作部 ３００ 撮影対象 ５００ クレードル
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AB07 AB13 AB44 AC04 AC10 AD06 AD12 AD13 AD14 AD24 AD27 AD30 BA02 BA06 BA10 BA20 BA37 BA38 DA18 DA20 DA30 DB02 DB09 DC05 DC33
Claims (10)
- 【請求項１】 撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集手段と、 前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気
共鳴信号との差を求める差計算手段と、 前記求めた差に基づいて画像を生成する画像生成手段
と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項２】 撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集手段と、 前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号および心拡張期の
磁気共鳴信号に基づいてそれぞれ画像を生成する画像生
成手段と、 前記生成した２つの画像の差を求める画像処理手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項３】 前記スライスに関し動脈性血流の下流側
のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和
手段、を具備することを特徴とする請求項１または請求
項２に記載の磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項４】 前記心拡張期の信号収集にあたり前記ス
ライスに関し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁
気共鳴信号を飽和させる上流飽和手段、を具備すること
を特徴とする請求項１ないし請求項３のうちのいずれか
１つに記載の磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項５】 前記信号収集手段はタイム・オブ・フラ
イト法により信号を収集する、ことを特徴とする請求項
１ないし請求項４のうちのいずれか１つに記載の磁気共
鳴撮影装置。 - 【請求項６】 撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集機能と、 前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気
共鳴信号との差を求める差計算機能と、 前記求めた差に基づいて画像を生成する画像生成機能
と、をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュ
ータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする
記録媒体。 - 【請求項７】 撮影対象における予め定めたスライスに
ついて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号を
それぞれ収集する信号収集機能と、 前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号および心拡張期の
磁気共鳴信号に基づいてそれぞれ画像を生成する画像生
成機能と、 前記生成した２つの画像の差を求める画像処理機能と、
をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュータ
で読み取り可能なように記録したことを特徴とする記録
媒体。 - 【請求項８】 前記スライスに関し動脈性血流の下流側
のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和
機能、をコンピュータに実現させるプログラムをコンピ
ュータで読み取り可能なように記録したことを特徴とす
る請求項６または請求項７に記載の記録媒体。 - 【請求項９】 前記心拡張期の信号収集にあたり前記ス
ライスに関し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁
気共鳴信号を飽和させる上流飽和機能、をコンピュータ
に実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能
なように記録したことを特徴とする請求項６ないし請求
項８のうちのいずれか１つに記載の記録媒体。 - 【請求項１０】 前記信号収集機能はタイム・オブ・フ
ライト法により信号を収集する、ことを特徴とする請求
項６ないし請求項９のうちのいずれか１つに記載の記録
媒体。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP36712699A JP4451528B2 (ja) | 1999-12-24 | 1999-12-24 | 磁気共鳴撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP36712699A JP4451528B2 (ja) | 1999-12-24 | 1999-12-24 | 磁気共鳴撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001178699A true JP2001178699A (ja) | 2001-07-03 |
| JP4451528B2 JP4451528B2 (ja) | 2010-04-14 |
Family
ID=18488529
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP36712699A Expired - Fee Related JP4451528B2 (ja) | 1999-12-24 | 1999-12-24 | 磁気共鳴撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4451528B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008125986A (ja) * | 2006-11-24 | 2008-06-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009072249A (ja) * | 2007-09-19 | 2009-04-09 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法 |
| JP2011010901A (ja) * | 2009-07-02 | 2011-01-20 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0191842A (ja) * | 1987-10-02 | 1989-04-11 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH01166750A (ja) * | 1987-12-23 | 1989-06-30 | Hitachi Ltd | 血管描画用核磁気共鳴画像診断装置 |
| JPH06181914A (ja) * | 1992-08-06 | 1994-07-05 | Wisconsin Alumni Res Found | Ｎｍｒ血管図作成方法 |
| JPH07327956A (ja) * | 1994-06-14 | 1995-12-19 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置における血流描画方法及び装置 |
| US5830143A (en) * | 1997-01-21 | 1998-11-03 | Wisconsin Alumnin Research Foundation | Gated time-resolved contrast-enhanced 3D MR angiography |
| JPH10323336A (ja) * | 1997-03-28 | 1998-12-08 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
-
1999
- 1999-12-24 JP JP36712699A patent/JP4451528B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0191842A (ja) * | 1987-10-02 | 1989-04-11 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| JPH06181914A (ja) * | 1992-08-06 | 1994-07-05 | Wisconsin Alumni Res Found | Ｎｍｒ血管図作成方法 |
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| JPH10323336A (ja) * | 1997-03-28 | 1998-12-08 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| DENNIS J. ATKINSON ET AL: "Cineangiography of the Heart in a Single Breath Hold with a Segmented TurboFLASH Sequence", RADIOLOGY, vol. 178, no. 2, JPN6009010396, February 1991 (1991-02-01), pages 357 - 360, XP009020253, ISSN: 0001266940 * |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008125986A (ja) * | 2006-11-24 | 2008-06-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009072249A (ja) * | 2007-09-19 | 2009-04-09 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法 |
| JP2011010901A (ja) * | 2009-07-02 | 2011-01-20 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| Publication number | Publication date |
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| JP4451528B2 (ja) | 2010-04-14 |
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