JP2002200054A - Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法 - Google Patents
Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】造影剤を投与することなく、下肢の血流など、
低流速の流れを確実に描出する。 【解決手段】ＭＲＩ装置は、被検体のＥＣＧ信号により
収縮期及び拡張期の所望時相を設定する手段と、例えば
下肢の血流の流れ方向に読出し傾斜磁場パルスＧ Ｒの印
加方向をほぼ合わせた状態で、設定した心時相に応じて
スキャンを実行してエコー信号を手段と、エコー信号か
ら血流の例えば動静脈分離画像を生成する手段とを備え
る。読出し傾斜磁場パルスＧＲには、その時間的前後に
夫々、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅを付加す
る。読出し傾斜磁場パルスＧＲの印加方向を血流の流れ
方向に合わせたこと及びディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅの印加により、血液の流速に応じてフロ
ーボイド効果の差異を生じさせる。この差異に因る信号
値の相対的な差に基づき動静脈分離画像を生成する。
低流速の流れを確実に描出する。 【解決手段】ＭＲＩ装置は、被検体のＥＣＧ信号により
収縮期及び拡張期の所望時相を設定する手段と、例えば
下肢の血流の流れ方向に読出し傾斜磁場パルスＧ Ｒの印
加方向をほぼ合わせた状態で、設定した心時相に応じて
スキャンを実行してエコー信号を手段と、エコー信号か
ら血流の例えば動静脈分離画像を生成する手段とを備え
る。読出し傾斜磁場パルスＧＲには、その時間的前後に
夫々、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅを付加す
る。読出し傾斜磁場パルスＧＲの印加方向を血流の流れ
方向に合わせたこと及びディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅの印加により、血液の流速に応じてフロ
ーボイド効果の差異を生じさせる。この差異に因る信号
値の相対的な差に基づき動静脈分離画像を生成する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内のスピン
（原子核スピン）の磁気共鳴現象に基づいてその内部を
画像化する磁気共鳴イメージングに係り、造影剤を用い
ることなく、動静脈相画像を得るＭＲＩ（磁気共鳴イメ
ージング）装置及びＭＲ（磁気共鳴）イメージング方法
に関する。
（原子核スピン）の磁気共鳴現象に基づいてその内部を
画像化する磁気共鳴イメージングに係り、造影剤を用い
ることなく、動静脈相画像を得るＭＲＩ（磁気共鳴イメ
ージング）装置及びＭＲ（磁気共鳴）イメージング方法
に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置
かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高
周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する
ＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高
周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する
ＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】この磁気共鳴イメージングの分野におい
て、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検
体に造影剤を投与して血管造影を行うＭＲアンギオグラ
フィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギ
オグラフィ法は、造影剤の投与が伴うことから、侵襲的
な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的且つ体力
的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、
患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合も
ある。
て、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検
体に造影剤を投与して血管造影を行うＭＲアンギオグラ
フィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギ
オグラフィ法は、造影剤の投与が伴うことから、侵襲的
な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的且つ体力
的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、
患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合も
ある。
【０００４】一方、造影ＭＲアンギオグラフィ法に代わ
る手法として、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏ
ｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法、位相コントラスト（ｐ
ｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法などが知られて
いる。
る手法として、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏ
ｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法、位相コントラスト（ｐ
ｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法などが知られて
いる。
【０００５】この内、タイム・オブ・フライト法及び位
相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する
手法である。流れの効果は、移動するスピンが有する２
つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが
単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の
中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相
シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法が
ＴＯＦ法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相
コントラスト法である。
相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する
手法である。流れの効果は、移動するスピンが有する２
つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが
単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の
中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相
シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法が
ＴＯＦ法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相
コントラスト法である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たＴＯＦ法や位相コントラスト法は、何れも血液などの
流体の流れの効果を利用する手法であることから、ＭＲ
Ｉ装置の性能にも依存するが、一般的には、速度が２〜
３ｃｍ／ｓ以上の血流のみを描出可能であって、これよ
りも低い速度の流れは殆ど検出できなかった。例えば、
患者（人）の抹消静脈、リンパ管、ＣＳＦ（脊髄液）、
膵管などの流れは遅く、１ｃｍ／ｓ以下の速度が殆どで
ある。しかも、拍動などに因る位置ずれの影響もあるの
で、これら低速度の流体の流れは従来、検出不可能であ
った。
たＴＯＦ法や位相コントラスト法は、何れも血液などの
流体の流れの効果を利用する手法であることから、ＭＲ
Ｉ装置の性能にも依存するが、一般的には、速度が２〜
３ｃｍ／ｓ以上の血流のみを描出可能であって、これよ
りも低い速度の流れは殆ど検出できなかった。例えば、
患者（人）の抹消静脈、リンパ管、ＣＳＦ（脊髄液）、
膵管などの流れは遅く、１ｃｍ／ｓ以下の速度が殆どで
ある。しかも、拍動などに因る位置ずれの影響もあるの
で、これら低速度の流体の流れは従来、検出不可能であ
った。
【０００７】また、上述したＴＯＦ法や位相コントラス
ト法にしても、血流方向と垂直なスライスを撮像する必
要がある。つまり、スライス方向をその上下方向に合わ
せてアキシャル像を撮影する必要がある。このため、２
次元スライス像の場合、血流の流れに沿った画像にはな
らない。このため、３次元画像を得ようとすると、スラ
イス枚数が多くなって、撮像全体の時間が長くなるとい
う問題もあった。
ト法にしても、血流方向と垂直なスライスを撮像する必
要がある。つまり、スライス方向をその上下方向に合わ
せてアキシャル像を撮影する必要がある。このため、２
次元スライス像の場合、血流の流れに沿った画像にはな
らない。このため、３次元画像を得ようとすると、スラ
イス枚数が多くなって、撮像全体の時間が長くなるとい
う問題もあった。
【０００８】本発明は、このような従来技術の現状を打
破するためになされたもので、造影剤を投与することな
く、下肢の血流などに見られる低流速の流れを確実に描
出することを、その第１の目的とする。
破するためになされたもので、造影剤を投与することな
く、下肢の血流などに見られる低流速の流れを確実に描
出することを、その第１の目的とする。
【０００９】また本発明は、造影剤を投与することな
く、短時間の撮像で、下肢の血流などに見られる低流速
の流れを高画質で確実に描出することを、その第２の目
的とする。
く、短時間の撮像で、下肢の血流などに見られる低流速
の流れを高画質で確実に描出することを、その第２の目
的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上述した第１及び第２の
目的を達成するため、本発明では、静磁場中に置かれた
被検体に読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンス
に拠るスキャンを実行するようにしたＭＲＩ装置におい
て、前記被検体内の動きのある流体の動き方向に前記読
出し傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わせた状態
で、前記スキャンを実行してエコー信号を収集する信号
収集手段と、前記エコー信号から前記流体の画像又は当
該流体の影響を受ける画像を生成する画像生成手段とを
備えたことを特徴とする。
目的を達成するため、本発明では、静磁場中に置かれた
被検体に読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンス
に拠るスキャンを実行するようにしたＭＲＩ装置におい
て、前記被検体内の動きのある流体の動き方向に前記読
出し傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わせた状態
で、前記スキャンを実行してエコー信号を収集する信号
収集手段と、前記エコー信号から前記流体の画像又は当
該流体の影響を受ける画像を生成する画像生成手段とを
備えたことを特徴とする。
【００１１】また、本発明の別の態様によれば、静磁場
中に置かれた被検体に読出し傾斜磁場パルスを含むパル
スシーケンスに拠るスキャンを実行するようにしたＭＲ
Ｉ装置において、前記被検体の心時相を設定する心時相
設定手段と、前記被検体内の動きのある流体の動き方向
に前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わ
せた状態で、前記心時相に応じて前記スキャンを実行し
てエコー信号を収集する信号収集手段と、前記エコー信
号から前記流体の画像又は当該流体の影響を受ける画像
を生成する画像生成手段とを備えたことを特徴とする。
中に置かれた被検体に読出し傾斜磁場パルスを含むパル
スシーケンスに拠るスキャンを実行するようにしたＭＲ
Ｉ装置において、前記被検体の心時相を設定する心時相
設定手段と、前記被検体内の動きのある流体の動き方向
に前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わ
せた状態で、前記心時相に応じて前記スキャンを実行し
てエコー信号を収集する信号収集手段と、前記エコー信
号から前記流体の画像又は当該流体の影響を受ける画像
を生成する画像生成手段とを備えたことを特徴とする。
【００１２】例えば、前記読出し傾斜磁場パルスは、前
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相挙動
を制御する制御パルスとを有する。また例えば、前記制
御パルスは、前記磁化スピンのディフェーズ及びリフェ
ーズのうちの少なくとも一方を担うパルスである。好適
には、前記心時相設定手段は前記被検体の２つの心時相
を設定する手段であり、前記信号収集手段は、前記２つ
の心時相にて前記被検体を第１及び第２のスキャンに夫
々付して２組のエコー信号から成るデータを収集する手
段であり、前記画像生成手段は、前記データから前記流
体の画像を生成する手段である。さらに、前記信号収集
手段は、前記第１及び第２のスキャンを２回の撮像で夫
々に実行する手段であることが好ましい。
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相挙動
を制御する制御パルスとを有する。また例えば、前記制
御パルスは、前記磁化スピンのディフェーズ及びリフェ
ーズのうちの少なくとも一方を担うパルスである。好適
には、前記心時相設定手段は前記被検体の２つの心時相
を設定する手段であり、前記信号収集手段は、前記２つ
の心時相にて前記被検体を第１及び第２のスキャンに夫
々付して２組のエコー信号から成るデータを収集する手
段であり、前記画像生成手段は、前記データから前記流
体の画像を生成する手段である。さらに、前記信号収集
手段は、前記第１及び第２のスキャンを２回の撮像で夫
々に実行する手段であることが好ましい。
【００１３】さらに、前記読出し傾斜磁場パルスは、前
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相挙動
を制御する制御パルスとを有していてもよい。この場
合、前記制御パルスは、前記磁化スピンのディフェーズ
及びリフェーズのうちの少なくとも一方を担うパルスで
あってもよい。また、前記２つの心時相で前記第１及び
第２のスキャンに用いるパルスシーケンスの読出し傾斜
磁場パルスの制御パルスを共に前記ディフェーズ又はリ
フェーズを担うパルスで形成していてもよい。
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相挙動
を制御する制御パルスとを有していてもよい。この場
合、前記制御パルスは、前記磁化スピンのディフェーズ
及びリフェーズのうちの少なくとも一方を担うパルスで
あってもよい。また、前記２つの心時相で前記第１及び
第２のスキャンに用いるパルスシーケンスの読出し傾斜
磁場パルスの制御パルスを共に前記ディフェーズ又はリ
フェーズを担うパルスで形成していてもよい。
【００１４】また好適には、前記２つの心時相のうち、
一方の心時相における前記第１のスキャンに用いるパル
スシーケンスの読出し傾斜磁場パルスの制御パルスを前
記ディフェーズを担うパルスで形成し、もう一方の心時
相における前記第２のスキャンに用いるパルスシーケン
スの読出し傾斜磁場パルスの制御パルスを前記リフェー
ズを担うパルスで形成される。さらに、前記心時相設定
手段は、前記一方の心時相として前記被検体の拡張期に
属する時相を設定するとともに、前記もう一方の心時相
として当該被検体の収縮期に属する時相を設定する手段
である。
一方の心時相における前記第１のスキャンに用いるパル
スシーケンスの読出し傾斜磁場パルスの制御パルスを前
記ディフェーズを担うパルスで形成し、もう一方の心時
相における前記第２のスキャンに用いるパルスシーケン
スの読出し傾斜磁場パルスの制御パルスを前記リフェー
ズを担うパルスで形成される。さらに、前記心時相設定
手段は、前記一方の心時相として前記被検体の拡張期に
属する時相を設定するとともに、前記もう一方の心時相
として当該被検体の収縮期に属する時相を設定する手段
である。
【００１５】さらに好適には、前記制御パルスの波形面
積を変更可能に設定したＭＲＩ装置。
積を変更可能に設定したＭＲＩ装置。
【００１６】例えば、前記信号収集手段は、前記第１及
び第２のスキャンを、同一のスライス又はスライスエン
コード量に設定される１回の撮像の中で順次実行する手
段である。この場合、前記読出し傾斜磁場パルスは、前
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相挙動
を制御する制御パルスとを有する。また、前記心時相設
定手段は、前記２つの時相として、前記被検体の心臓の
収縮期及び拡張期に属する心時相をそれぞれ設定する手
段である。さらに、前記制御パルスは、前記収縮期の心
時相にて前記磁化スピンのディフェーズを担うパルスで
あり、前記拡張期の心時相にて前記磁化スピンのリフェ
ーズを担うパルスであってもよい。例えば、前記制御パ
ルスの波形面積を変更可能に設定していてもよい。
び第２のスキャンを、同一のスライス又はスライスエン
コード量に設定される１回の撮像の中で順次実行する手
段である。この場合、前記読出し傾斜磁場パルスは、前
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相挙動
を制御する制御パルスとを有する。また、前記心時相設
定手段は、前記２つの時相として、前記被検体の心臓の
収縮期及び拡張期に属する心時相をそれぞれ設定する手
段である。さらに、前記制御パルスは、前記収縮期の心
時相にて前記磁化スピンのディフェーズを担うパルスで
あり、前記拡張期の心時相にて前記磁化スピンのリフェ
ーズを担うパルスであってもよい。例えば、前記制御パ
ルスの波形面積を変更可能に設定していてもよい。
【００１７】好適には、前記流体は、前記被検体内の血
流である。この場合、前記血流は、流速が遅い前記被検
体の下肢の動静脈であって、前記画像生成手段は前記動
静脈を分離した画像を生成する動静脈画像生成手段であ
る。
流である。この場合、前記血流は、流速が遅い前記被検
体の下肢の動静脈であって、前記画像生成手段は前記動
静脈を分離した画像を生成する動静脈画像生成手段であ
る。
【００１８】好適な一例として、前記第１及び第２のス
キャンはハーフフーリエ法に基づくスキャンである。例
えば、前記第１のスキャンは、第１のｋ空間の位相エン
コード方向における低周波領域を成す中心領域にエコー
データを配置するためのエコー信号を発生させるパルス
シーケンスに拠るスキャンであり、前記第２のスキャン
は、第２のｋ空間の位相エンコード方向における低周波
領域を成す中心領域と高周波領域を成す両端部の内の一
方とにエコーデータを配置するためのエコー信号を発生
させるパルスシーケンスに拠るスキャンである。
キャンはハーフフーリエ法に基づくスキャンである。例
えば、前記第１のスキャンは、第１のｋ空間の位相エン
コード方向における低周波領域を成す中心領域にエコー
データを配置するためのエコー信号を発生させるパルス
シーケンスに拠るスキャンであり、前記第２のスキャン
は、第２のｋ空間の位相エンコード方向における低周波
領域を成す中心領域と高周波領域を成す両端部の内の一
方とにエコーデータを配置するためのエコー信号を発生
させるパルスシーケンスに拠るスキャンである。
【００１９】この場合、前記画像生成手段は、前記第１
のスキャンによりエコーデータが収集される第１のｋ空
間及び前記第２のスキャンによりエコーデータが収集さ
れる第２のｋ空間それぞれにて前記ハーフフーリエ法に
応じてエコーデータを演算により生成し配置する演算手
段と、前記第１のｋ空間上で残っている未収集領域に前
記第２のｋ空間の対応する領域のエコーデータを複写す
る複写手段とを備えていてもよい。例えば、前記画像生
成手段は、前記第１のｋ空間のエコーデータ又はその画
像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画
像データとの間で演算を行って動脈相画像に関するエコ
ーデータ又はその画像データを得る動脈相画像生成手段
を備えることができる。また、前記動脈相画像生成手段
により実行される演算は、差分演算、重付け差分演算、
又は加算演算であってもよい。また例えば、前記画像生
成手段は、前記動脈相画像生成手段から得られた動脈相
画像に関するエコーデータ又はその画像データと前記第
２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で
差分演算を行って静脈相画像に関するエコーデータ又は
その画像データを得る静脈相画像生成手段を備えること
が好ましい。
のスキャンによりエコーデータが収集される第１のｋ空
間及び前記第２のスキャンによりエコーデータが収集さ
れる第２のｋ空間それぞれにて前記ハーフフーリエ法に
応じてエコーデータを演算により生成し配置する演算手
段と、前記第１のｋ空間上で残っている未収集領域に前
記第２のｋ空間の対応する領域のエコーデータを複写す
る複写手段とを備えていてもよい。例えば、前記画像生
成手段は、前記第１のｋ空間のエコーデータ又はその画
像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画
像データとの間で演算を行って動脈相画像に関するエコ
ーデータ又はその画像データを得る動脈相画像生成手段
を備えることができる。また、前記動脈相画像生成手段
により実行される演算は、差分演算、重付け差分演算、
又は加算演算であってもよい。また例えば、前記画像生
成手段は、前記動脈相画像生成手段から得られた動脈相
画像に関するエコーデータ又はその画像データと前記第
２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で
差分演算を行って静脈相画像に関するエコーデータ又は
その画像データを得る静脈相画像生成手段を備えること
が好ましい。
【００２０】好適には請求項２０乃至２５の何れか一項
に記載のＭＲＩ装置において、前記第１及び第２のスキ
ャンは２次元スキャン又は３次元スキャンである。例え
ば、前記第１及び第２のスキャンに用いるパルスシーケ
ンスは、ＦＡＳＥ（ＦａｓｔＡｓｙｍｍｅｔｒｉｃ Ｓ
Ｅ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Ｆ
ＳＥ（高速ＳＥ）法、又はＳＥ法に拠るパルス列であ
る。
に記載のＭＲＩ装置において、前記第１及び第２のスキ
ャンは２次元スキャン又は３次元スキャンである。例え
ば、前記第１及び第２のスキャンに用いるパルスシーケ
ンスは、ＦＡＳＥ（ＦａｓｔＡｓｙｍｍｅｔｒｉｃ Ｓ
Ｅ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Ｆ
ＳＥ（高速ＳＥ）法、又はＳＥ法に拠るパルス列であ
る。
【００２１】好適な一例として、前記時相設定手段は、
前記被検体の心時相を表す信号を検出する検出手段と、
この検出手段により検出される信号中に現れる周期的な
心拍参照波からの異なる時刻にて前記被検体の撮像部位
に準備用ＭＲシーケンスを複数回実行して複数枚のＭＲ
画像を得る準備手段と、この準備手段により得られた複
数枚のＭＲ画像から前記２つの時相を決める手段とを備
える。例えば、前記心時相を表す信号は前記被検体のＥ
ＣＧ信号又はＰＰＧ信号であり、前記心拍参照波はその
ＥＣＧ信号又はＰＰＧ信号のＲ波である。
前記被検体の心時相を表す信号を検出する検出手段と、
この検出手段により検出される信号中に現れる周期的な
心拍参照波からの異なる時刻にて前記被検体の撮像部位
に準備用ＭＲシーケンスを複数回実行して複数枚のＭＲ
画像を得る準備手段と、この準備手段により得られた複
数枚のＭＲ画像から前記２つの時相を決める手段とを備
える。例えば、前記心時相を表す信号は前記被検体のＥ
ＣＧ信号又はＰＰＧ信号であり、前記心拍参照波はその
ＥＣＧ信号又はＰＰＧ信号のＲ波である。
【００２２】また好適には、前記制御パルスの強度を前
記流体の流れの速度に応じて制御する手段を備えること
ができる。
記流体の流れの速度に応じて制御する手段を備えること
ができる。
【００２３】前述した第１及び第２の目的を達成するた
め、本発明では、被検体の心時相を設定し、前記被検体
内の動きのある流体の動き方向に印加方向を実質的に合
わせた読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスを
用いて前記心時相に応じてスキャンを実行してエコー信
号を収集し、前記エコー信号から前記流体の画像又は当
該流体の影響を受ける画像を生成することを特徴とする
ＭＲイメージング方法が提供される。
め、本発明では、被検体の心時相を設定し、前記被検体
内の動きのある流体の動き方向に印加方向を実質的に合
わせた読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスを
用いて前記心時相に応じてスキャンを実行してエコー信
号を収集し、前記エコー信号から前記流体の画像又は当
該流体の影響を受ける画像を生成することを特徴とする
ＭＲイメージング方法が提供される。
【００２４】例えば、前記読出し傾斜磁場パルスは、前
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相をデ
ィフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス及
びリフェーズパルスのうちの少なくとも一方とを有す
る。
記エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパル
ス本体に付加され且つ前記流体の磁化スピンの位相をデ
ィフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス及
びリフェーズパルスのうちの少なくとも一方とを有す
る。
【００２５】
【発明の実施の形態】以下、本発明に係る実施の形態を
説明する。
説明する。
【００２６】（第１の実施の形態）第１の実施の形態
を、図１〜図１３を参照して説明する。
を、図１〜図１３を参照して説明する。
【００２７】この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イ
メージング）装置の概略構成を図１に示す。
メージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２８】（１．１）装置の構成 このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場
を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加
するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する
送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構
成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号
としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えてい
る。
を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加
するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する
送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構
成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号
としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えてい
る。
【００２９】静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられてい
る。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられてい
る。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００３０】傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向及
びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）
のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部は
また、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾
斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述す
るシーケンサ５の制御のもとで、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ
〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給
する。
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向及
びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）
のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部は
また、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾
斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述す
るシーケンサ５の制御のもとで、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ
〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給
する。
【００３１】傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場
を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場
ＧＳ、位相エンコード方向傾斜磁場ＧＥ、および読出し
方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧＲから成る論
理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライ
ス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾
斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場
を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場
ＧＳ、位相エンコード方向傾斜磁場ＧＥ、および読出し
方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧＲから成る論
理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライ
ス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾
斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００３２】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは後述するシーケンサ５の
制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パ
ルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコ
イル７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信
号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相
検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処
理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデー
タ（原データ）を生成する。
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは後述するシーケンサ５の
制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パ
ルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコ
イル７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信
号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相
検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処
理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデー
タ（原データ）を生成する。
【００３３】さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シ
ーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機
６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１
２、入力器１３、及び音声発生器１６を備える。この
内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図
示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報
を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を
有する。
ーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機
６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１
２、入力器１３、及び音声発生器１６を備える。この
内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図
示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報
を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を
有する。
【００３４】なお、このＭＲＩ装置は、予め選択した値
の同期タイミング（心時相）に基づく心電同期法に拠る
ＭＲスキャンを行うことを特徴の１つとしている。ホス
ト計算機６は、図２に示すように、予め同期タイミング
を決めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備
用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとい
う）、及び、その同期タイミングに拠る心電同期でイメ
ージング用パルスシーケンスを実行する２回のイメージ
ング用スキャン（以下、イメージングスキャンという）
を、図示しないメインプログラムを実行する中で行う。
ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行ルーチンの一例を図３
に、心電同期に基づく第１回目及び第２回目におけるイ
メージングスキャンの実行ルーチンの一例を図６、７に
示す。
の同期タイミング（心時相）に基づく心電同期法に拠る
ＭＲスキャンを行うことを特徴の１つとしている。ホス
ト計算機６は、図２に示すように、予め同期タイミング
を決めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備
用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとい
う）、及び、その同期タイミングに拠る心電同期でイメ
ージング用パルスシーケンスを実行する２回のイメージ
ング用スキャン（以下、イメージングスキャンという）
を、図示しないメインプログラムを実行する中で行う。
ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行ルーチンの一例を図３
に、心電同期に基づく第１回目及び第２回目におけるイ
メージングスキャンの実行ルーチンの一例を図６、７に
示す。
【００３５】シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備
えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するととも
に、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを
一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように
構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、
一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、
送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な
全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ
に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミン
グなどに関する情報を含む。
えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するととも
に、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを
一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように
構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、
一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、
送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な
全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ
に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミン
グなどに関する情報を含む。
【００３６】このパルスシーケンスとしては、フーリエ
変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャ
ン又は３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよい。
また、そのパルス列の形態としては、ＳＥ法、高速ＳＥ
法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎ
ｇ；エコープラナーイメージング）法、ＦＡＳＥ（Ｆａ
ｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高
速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージン
グ法）など、ＳＥ系のパルス列が好適である。
変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャ
ン又は３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよい。
また、そのパルス列の形態としては、ＳＥ法、高速ＳＥ
法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎ
ｇ；エコープラナーイメージング）法、ＦＡＳＥ（Ｆａ
ｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高
速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージン
グ法）など、ＳＥ系のパルス列が好適である。
【００３７】また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが
出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼
ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メ
モリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも
呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータ
を１組毎に２次元又は３次元のフーリエ変換に付して実
空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、
必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演
算処理（重付け差分処理も含む）も実行可能になってい
る。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値
投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処
理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸
の整合をとって原データのまま１フレームの原データに
合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純
加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含ま
れる。
出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼
ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メ
モリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも
呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータ
を１組毎に２次元又は３次元のフーリエ変換に付して実
空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、
必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演
算処理（重付け差分処理も含む）も実行可能になってい
る。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値
投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処
理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸
の整合をとって原データのまま１フレームの原データに
合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純
加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含ま
れる。
【００３８】記憶ユニット１１は、再構成された画像デ
ータのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された
画像データを保管することができる。表示器１２は画像
を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する
同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条
件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する
情報をホスト計算機６に入力できる。
ータのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された
画像データを保管することができる。表示器１２は画像
を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する
同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条
件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する
情報をホスト計算機６に入力できる。
【００３９】音声発生器１６は、ホスト計算機６から指
令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッ
セージを音声として発することができる。
令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッ
セージを音声として発することができる。
【００４０】さらに、心電計測部は、被検体の体表に付
着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセ
ンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各
種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に
出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測
部による計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電
同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行すると
きにシーケンサ５に必要に応じて用いることができる。
これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定
でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージ
ングスキャンを行ってデータ収集できるようになってい
る。
着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセ
ンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各
種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に
出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測
部による計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電
同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行すると
きにシーケンサ５に必要に応じて用いることができる。
これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定
でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージ
ングスキャンを行ってデータ収集できるようになってい
る。
【００４１】（１．２）ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン 次に、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによる最適な同期タイ
ミングの決定処理を図３〜５に基づき説明する。
ミングの決定処理を図３〜５に基づき説明する。
【００４２】ホスト計算機６は、図示しない所定のメイ
ンプログラムを実行している中で、入力器１３からの指
令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを
開始する。
ンプログラムを実行している中で、入力器１３からの指
令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを
開始する。
【００４３】最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ
情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ１）。
スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケン
ス、読出し傾斜磁場パルスの印加方向などが含まれる。
パラメータ情報には、心電同期の同期タイミング（時
相）を決めるための初期時間Ｔ０（ここでは、ＥＣＧ信
号中のＲ波のピーク値からの経過時間）、時間増分に刻
み幅Δｔ、回数カウンタＣＮＴの上限値などが含まれ、
これらのパラメータは操作者に任意に設定できる。
ｅｐスキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ
情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ１）。
スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケン
ス、読出し傾斜磁場パルスの印加方向などが含まれる。
パラメータ情報には、心電同期の同期タイミング（時
相）を決めるための初期時間Ｔ０（ここでは、ＥＣＧ信
号中のＲ波のピーク値からの経過時間）、時間増分に刻
み幅Δｔ、回数カウンタＣＮＴの上限値などが含まれ、
これらのパラメータは操作者に任意に設定できる。
【００４４】次いで、ホスト計算機６は、シーケンスの
実行回数をカウントする回数カウンタＣＮＴおよび同期
タイミングを決めるための時間の増分パラメータＴ
ｉｎｃをクリヤする（ＣＮＴ＝０，Ｔｉｎｃ＝０：ステ
ップＳ２）。この後、ホスト計算機６は音声発生器１６
にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下
さい」といった息止め指令を被検体（患者）に対して行
わせる（ステップＳ３）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施
する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施し
ない状態でＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するように
してもよい。
実行回数をカウントする回数カウンタＣＮＴおよび同期
タイミングを決めるための時間の増分パラメータＴ
ｉｎｃをクリヤする（ＣＮＴ＝０，Ｔｉｎｃ＝０：ステ
ップＳ２）。この後、ホスト計算機６は音声発生器１６
にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下
さい」といった息止め指令を被検体（患者）に対して行
わせる（ステップＳ３）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施
する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施し
ない状態でＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するように
してもよい。
【００４５】このように準備が整うと、ホスト計算機６
はステップＳ４以降の処理を順次実行する。これによ
り、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャ
ン実行に移行する。
はステップＳ４以降の処理を順次実行する。これによ
り、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャ
ン実行に移行する。
【００４６】具体的には、Ｒ波のピーク到達時間からの
遅延時間ＴＤＬが、ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃにより演算
される（ステップＳ４）。次いで、ＥＣＧユニット１８
で信号処理されたＥＣＧ信号が読み込まれ、その信号中
のＲ波のピーク値が出現したか否かが判断される（ステ
ップＳ５）。この判断処理はＲ波出現まで繰り返され
る。Ｒ波が出現すると（ステップＳ５，ＹＥＳ）、ステ
ップＳ４で演算したその時点の遅延時間ＴＤＬがＲ波ピ
ーク時間から経過したかどうかが続いて判断される（ス
テップＳ６）。この判断処理も遅延時間ＴＤＬが経過す
るまで続けられる。
遅延時間ＴＤＬが、ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃにより演算
される（ステップＳ４）。次いで、ＥＣＧユニット１８
で信号処理されたＥＣＧ信号が読み込まれ、その信号中
のＲ波のピーク値が出現したか否かが判断される（ステ
ップＳ５）。この判断処理はＲ波出現まで繰り返され
る。Ｒ波が出現すると（ステップＳ５，ＹＥＳ）、ステ
ップＳ４で演算したその時点の遅延時間ＴＤＬがＲ波ピ
ーク時間から経過したかどうかが続いて判断される（ス
テップＳ６）。この判断処理も遅延時間ＴＤＬが経過す
るまで続けられる。
【００４７】Ｒ波のピーク時刻から遅延時間ＴＤＬが経
過すると（ステップＳ６，ＹＥＳ）、各回のパルスシー
ケンスの開始をシーケンサ５に指令する（ステップＳ
７：図４参照）。このパルスシーケンスは、好ましく
は、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一タ
イプに設定され、例えば、高速ＳＥ法にハーフフーリエ
法を組み合わせた２Ｄ−ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍ
ｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法である。勿論、このシーケンス
には高速ＳＥ法、ＥＰＩ法など、各種のものを採用でき
る。この指令に応答し、シーケンサ５は操作者から指令
された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、
被検体の所望部位の領域がスキャンされる。このＥＣＧ
−ｐｒｅｐスキャンは、例えば、画像データ収集用のイ
メージングスキャン（本スキャン）が３次元（３Ｄ）法
の場合、２次元（２Ｄ）スキャンで行ってもよいし、イ
メージングスキャンの領域に合わせた３次元スキャンで
行ってもよい。本実施形態では、イメージングスキャン
は３次元スキャンとして実行するが、ＥＣＧ−ｐｒｅｐ
スキャンはスキャン時間短縮の観点から２次元スキャン
として実行する。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの使命に鑑
みると、２次元スキャンでも十分である。
過すると（ステップＳ６，ＹＥＳ）、各回のパルスシー
ケンスの開始をシーケンサ５に指令する（ステップＳ
７：図４参照）。このパルスシーケンスは、好ましく
は、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一タ
イプに設定され、例えば、高速ＳＥ法にハーフフーリエ
法を組み合わせた２Ｄ−ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍ
ｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法である。勿論、このシーケンス
には高速ＳＥ法、ＥＰＩ法など、各種のものを採用でき
る。この指令に応答し、シーケンサ５は操作者から指令
された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、
被検体の所望部位の領域がスキャンされる。このＥＣＧ
−ｐｒｅｐスキャンは、例えば、画像データ収集用のイ
メージングスキャン（本スキャン）が３次元（３Ｄ）法
の場合、２次元（２Ｄ）スキャンで行ってもよいし、イ
メージングスキャンの領域に合わせた３次元スキャンで
行ってもよい。本実施形態では、イメージングスキャン
は３次元スキャンとして実行するが、ＥＣＧ−ｐｒｅｐ
スキャンはスキャン時間短縮の観点から２次元スキャン
として実行する。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの使命に鑑
みると、２次元スキャンでも十分である。
【００４８】上記シーケンス実行開始の指令後、回数カ
ウンタＣＮＴ＝ＣＮＴ＋１の演算が行われ（ステップＳ
８）、さらに、時間の増分パラメータＴｉｎｃ＝ΔＴ・
ＣＮＴの演算が行われる（ステップＳ９）。これによ
り、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カ
ウンタＣＮＴのカウント値が１ずつ増加し、また同期タ
イミングを調整する増分パラメータＴｉｎｃがそのカウ
ント値に比例して増加する。
ウンタＣＮＴ＝ＣＮＴ＋１の演算が行われ（ステップＳ
８）、さらに、時間の増分パラメータＴｉｎｃ＝ΔＴ・
ＣＮＴの演算が行われる（ステップＳ９）。これによ
り、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カ
ウンタＣＮＴのカウント値が１ずつ増加し、また同期タ
イミングを調整する増分パラメータＴｉｎｃがそのカウ
ント値に比例して増加する。
【００４９】次いで、各回のパルスシーケンスの実行に
必要な予め定めた所定期間（例えば５００〜１０００ｍ
ｓｅｃ程度）が経過するまでそのまま待機する（ステッ
プＳ１０）。さらに、回数カウンタＣＮＴが予め定めた
上限値になったか否かを判断する（ステップＳ１１）。
同期タイミングを最適化させるために、遅延時間ＴＤ Ｌ
を各種の時間値に変更しながら、例えば５枚の２次元像
を撮影する場合、回数カウンタＣＮＴ＝５に設定され
る。回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達していない場合
（ステップＳ１１，ＮＯ）、ステップＳ５の処理に戻っ
て上述した処理が繰り返される。反対に、回数カウンタ
ＣＮＴ＝上限値に到達した場合（ステップＳ１１，ＹＥ
Ｓ）、息止め解除の指令が音声発生器１６に出され（ス
テップＳ１２）、その後の処理はメインプログラムに戻
される。息止めの音声メッセージは例えば「息をして結
構です」である。
必要な予め定めた所定期間（例えば５００〜１０００ｍ
ｓｅｃ程度）が経過するまでそのまま待機する（ステッ
プＳ１０）。さらに、回数カウンタＣＮＴが予め定めた
上限値になったか否かを判断する（ステップＳ１１）。
同期タイミングを最適化させるために、遅延時間ＴＤ Ｌ
を各種の時間値に変更しながら、例えば５枚の２次元像
を撮影する場合、回数カウンタＣＮＴ＝５に設定され
る。回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達していない場合
（ステップＳ１１，ＮＯ）、ステップＳ５の処理に戻っ
て上述した処理が繰り返される。反対に、回数カウンタ
ＣＮＴ＝上限値に到達した場合（ステップＳ１１，ＹＥ
Ｓ）、息止め解除の指令が音声発生器１６に出され（ス
テップＳ１２）、その後の処理はメインプログラムに戻
される。息止めの音声メッセージは例えば「息をして結
構です」である。
【００５０】上述の処理を順次実行すると、一例とし
て、図４に示すタイミングで準備用のパルスシーケンス
が実行されたことになる。例えば、初期時間Ｔ０＝３０
０ｍｓｅｃ，時間刻みΔＴ＝１００ｍｓｅｃを指令して
いたとすると、第１回目のシーケンスに対する遅延時間
ＴＤＬ＝３００ｍｓｅｃ、第２回目のそれに対する遅延
時間ＴＤＬ＝４００ｍｓｅｃ、第３回目のそれに対する
遅延時間ＴＤＬ＝５００ｍｓｅｃ、…といった具合に同
期タイミングを決する遅延時間ＴＤＬが調整される。
て、図４に示すタイミングで準備用のパルスシーケンス
が実行されたことになる。例えば、初期時間Ｔ０＝３０
０ｍｓｅｃ，時間刻みΔＴ＝１００ｍｓｅｃを指令して
いたとすると、第１回目のシーケンスに対する遅延時間
ＴＤＬ＝３００ｍｓｅｃ、第２回目のそれに対する遅延
時間ＴＤＬ＝４００ｍｓｅｃ、第３回目のそれに対する
遅延時間ＴＤＬ＝５００ｍｓｅｃ、…といった具合に同
期タイミングを決する遅延時間ＴＤＬが調整される。
【００５１】このため、息止め指令後の最初のＲ波がピ
ーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間Ｔ
ＤＬ（＝Ｔ０）後に、例えば２次元ＦＡＳＥ法に基づく
第１回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ１が所定時間（５０
０〜１０００ｍｓｅｃ）継続し、エコー信号が収集され
る。このシーケンス継続中に次のＲ波が出現した場合で
も、図３のステップＳ１０の待機処理があるので、この
Ｒ波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられ
る。つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンス
の実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信
号が収集される。
ーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間Ｔ
ＤＬ（＝Ｔ０）後に、例えば２次元ＦＡＳＥ法に基づく
第１回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ１が所定時間（５０
０〜１０００ｍｓｅｃ）継続し、エコー信号が収集され
る。このシーケンス継続中に次のＲ波が出現した場合で
も、図３のステップＳ１０の待機処理があるので、この
Ｒ波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられ
る。つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンス
の実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信
号が収集される。
【００５２】そして、回数カウンタＣＮＴが所定値に到
達していない場合、ステップＳ５〜Ｓ１１の処理が再び
実行される。このため、図４の例では、３番目のＲ波が
出現してピーク値に達すると、この到達時点から遅延時
間ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃ＝４００ｍｓｅｃが経過した
時点で、第２回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ２が所定時
間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャ
ンが終わって次のＲ波が出現し、遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０
＋２・Ｔｉｎｃ＝５００ｍｓｅｃが経過すると、第３回
目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ３が所定時間継続し、同様
にエコー信号が収集される。さらに、このスキャンが終
わって次のＲ波が出現し、遅延時間ＴＤ Ｌ＝Ｔ０＋３・
Ｔｉｎｃ＝６００ｍｓｅｃが経過すると、第４回目のス
キャンＩＭＧｐｒｅｐ４が所定時間継続し、同様にエコ
ー信号が収集される。このスキャンが所望回数、例えば
５回続き、合計５フレーム（枚）の同一断面のエコーデ
ータが収集される。
達していない場合、ステップＳ５〜Ｓ１１の処理が再び
実行される。このため、図４の例では、３番目のＲ波が
出現してピーク値に達すると、この到達時点から遅延時
間ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃ＝４００ｍｓｅｃが経過した
時点で、第２回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ２が所定時
間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャ
ンが終わって次のＲ波が出現し、遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０
＋２・Ｔｉｎｃ＝５００ｍｓｅｃが経過すると、第３回
目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ３が所定時間継続し、同様
にエコー信号が収集される。さらに、このスキャンが終
わって次のＲ波が出現し、遅延時間ＴＤ Ｌ＝Ｔ０＋３・
Ｔｉｎｃ＝６００ｍｓｅｃが経過すると、第４回目のス
キャンＩＭＧｐｒｅｐ４が所定時間継続し、同様にエコ
ー信号が収集される。このスキャンが所望回数、例えば
５回続き、合計５フレーム（枚）の同一断面のエコーデ
ータが収集される。
【００５３】エコーデータは順次、受信器８Ｒおよびシ
ーケンサ５を経由して演算ユニット１０に送られる。演
算ユニット１０はｋ空間（周波数空間）のエコーデータ
を２次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再
構成する。この画像データは血流像データとして記憶ユ
ニット１１に記憶される。ホスト計算機６は、例えば入
力器１３からの操作信号に応答して、この血流像を順
次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。
ーケンサ５を経由して演算ユニット１０に送られる。演
算ユニット１０はｋ空間（周波数空間）のエコーデータ
を２次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再
構成する。この画像データは血流像データとして記憶ユ
ニット１１に記憶される。ホスト計算機６は、例えば入
力器１３からの操作信号に応答して、この血流像を順
次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。
【００５４】つまり、図５に模式的に示す如く、例えば
下肢の時相が相互に異なるｎ枚の２次元コロナル像が表
示される。このコロナル像には、下肢をほぼ上下方向に
流れる動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが位置する。但し、撮像し
たタイミング、すなわちＲ波からの「遅延時間ＴＤＬ＝
初期時間Ｔ０＋Ｔｉｎｃ・Δｔ」が画像毎に異なる。術
者はこれらの画像を目視観察して、動脈ＡＲ及び静脈Ｖ
Ｅが最も高信号に現れている画像及び静脈のみが最も高
信号に現れている画像を選択する。この内、静脈ＶＥの
みが相対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時
間ＴＤＬ１により、収縮期の同期タイミングＴＤＬ＝Ｔ
ＤＬ１が決められる。また、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが相
対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間Ｔ
ＤＬ２により、拡張期の同期タイミングＴＤＬ＝Ｔ
ＤＬ２が決められる。
下肢の時相が相互に異なるｎ枚の２次元コロナル像が表
示される。このコロナル像には、下肢をほぼ上下方向に
流れる動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが位置する。但し、撮像し
たタイミング、すなわちＲ波からの「遅延時間ＴＤＬ＝
初期時間Ｔ０＋Ｔｉｎｃ・Δｔ」が画像毎に異なる。術
者はこれらの画像を目視観察して、動脈ＡＲ及び静脈Ｖ
Ｅが最も高信号に現れている画像及び静脈のみが最も高
信号に現れている画像を選択する。この内、静脈ＶＥの
みが相対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時
間ＴＤＬ１により、収縮期の同期タイミングＴＤＬ＝Ｔ
ＤＬ１が決められる。また、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが相
対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間Ｔ
ＤＬ２により、拡張期の同期タイミングＴＤＬ＝Ｔ
ＤＬ２が決められる。
【００５５】したがって、術者は、このように遅延時間
ＴＤＬをダイナミックに変えて撮像した複数枚の血流像
を目視観察し、２つの心時相として、収縮期及び拡張期
夫々における最適な遅延時間ＴＤＬ＝ＴＤＬ１、Ｔ
ＤＬ２（同期タイミング）を決め、この遅延時間ＴＤＬ
を引き続き行うイメージングスキャンに反映させる処理
を例えば手動で行う。
ＴＤＬをダイナミックに変えて撮像した複数枚の血流像
を目視観察し、２つの心時相として、収縮期及び拡張期
夫々における最適な遅延時間ＴＤＬ＝ＴＤＬ１、Ｔ
ＤＬ２（同期タイミング）を決め、この遅延時間ＴＤＬ
を引き続き行うイメージングスキャンに反映させる処理
を例えば手動で行う。
【００５６】なお、目視観察で決めた画像を指定する
と、その指定画像に与えられている遅延時間ＴＤＬを最
適同期タイミングとして自動的に記憶し、このタイミン
グＴＤ Ｌをイメージングスキャン時に自動的に読み出す
ようにソフトウエアを構築し、インストールしてもよ
い。これにより、ＥＣＧ同期タイミングの自動指定処理
が可能になる。
と、その指定画像に与えられている遅延時間ＴＤＬを最
適同期タイミングとして自動的に記憶し、このタイミン
グＴＤ Ｌをイメージングスキャン時に自動的に読み出す
ようにソフトウエアを構築し、インストールしてもよ
い。これにより、ＥＣＧ同期タイミングの自動指定処理
が可能になる。
【００５７】（１．３）イメージングスキャン 次に、この実施形態における２回のイメージングスキャ
ン（つまり、２回の撮像）の動作を図６〜１０を参照し
て説明する。
ン（つまり、２回の撮像）の動作を図６〜１０を参照し
て説明する。
【００５８】ホスト計算機６は、図示しない所定のメイ
ンプログラムを実行し、その一環として、入力器１３か
らの操作情報に応答して図６に示す各回のイメージング
スキャンの処理を実行する。
ンプログラムを実行し、その一環として、入力器１３か
らの操作情報に応答して図６に示す各回のイメージング
スキャンの処理を実行する。
【００５９】いま、第１回目のイメージングスキャン
（撮像）が収縮期に割り当てられているとする。この場
合、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャンを通して操作者が決めた収縮期用の最適な
遅延時間ＴＤＬ（＝ＴＤＬ１又はＴＤＬ２＞ＴＤＬ１）
を例えば入力器１３を介して入力する（ステップＳ２
０）。
（撮像）が収縮期に割り当てられているとする。この場
合、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャンを通して操作者が決めた収縮期用の最適な
遅延時間ＴＤＬ（＝ＴＤＬ１又はＴＤＬ２＞ＴＤＬ１）
を例えば入力器１３を介して入力する（ステップＳ２
０）。
【００６０】次いで、ホスト計算機６は操作者が入力器
１３から指定したスキャン条件（読出し傾斜磁場パルス
の印加方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の
待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスな
ど）及び画像処理法の情報（ＭＩＰ処理、差分処理な
ど。差分処理の場合には、単純差分、重み付け差分処
理、加算処理のいずれかなど。）を入力し、遅延時間Ｔ
ＤＬを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制
御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に出力
する（ステップＳ２１）。
１３から指定したスキャン条件（読出し傾斜磁場パルス
の印加方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の
待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスな
ど）及び画像処理法の情報（ＭＩＰ処理、差分処理な
ど。差分処理の場合には、単純差分、重み付け差分処
理、加算処理のいずれかなど。）を入力し、遅延時間Ｔ
ＤＬを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制
御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に出力
する（ステップＳ２１）。
【００６１】次いで、スキャン前の準備完了の通知があ
ったと判断できると（ステップＳ２２）、ステップＳ２
３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ス
テップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は、ＥＣ
Ｇ−ｐｒｅｐスキャン時と同様に「息を止めて下さい」
といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞
いた患者は息を止めることになる（図９参照）。
ったと判断できると（ステップＳ２２）、ステップＳ２
３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ス
テップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は、ＥＣ
Ｇ−ｐｒｅｐスキャン時と同様に「息を止めて下さい」
といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞
いた患者は息を止めることになる（図９参照）。
【００６２】この後、ホスト計算機６はシーケンサ５に
第１回目（又は第２回目）のイメージングスキャン開始
を指令する（ステップＳ２４）。
第１回目（又は第２回目）のイメージングスキャン開始
を指令する（ステップＳ２４）。
【００６３】シーケンサ５は、このイメージングスキャ
ン開始の指令を受けると（図７、ステップＳ２４−
１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ２４
−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク
値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥ
ＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ２４−３）。
ここで、Ｒ波の出現をｎ回（例えば２回）待つのは、確
実に息止めに移行した時期を見計らうためである。所定
ｎ回目のＲ波が出現すると、設定した遅延時間ＴＤ Ｌ１
だけ待機する処理を行う（ステップＳ２４−４）。
ン開始の指令を受けると（図７、ステップＳ２４−
１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ２４
−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク
値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥ
ＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ２４−３）。
ここで、Ｒ波の出現をｎ回（例えば２回）待つのは、確
実に息止めに移行した時期を見計らうためである。所定
ｎ回目のＲ波が出現すると、設定した遅延時間ＴＤ Ｌ１
だけ待機する処理を行う（ステップＳ２４−４）。
【００６４】この最適な遅延時間ＴＤＬ１（又はＴ
ＤＬ２）が経過した時点が最適な心電同期タイミングで
あるとして、シーケンサ５は第１回目のイメージングス
キャンを実行する（ステップＳ２４−５）。具体的に
は、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送
信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元
ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく第１回目のイメ
ージングスキャン（撮像）が図８（ａ），（ｃ）に示す
如く心電同期で実行される（同図（ｃ）において位相エ
ンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている）。
ＤＬ２）が経過した時点が最適な心電同期タイミングで
あるとして、シーケンサ５は第１回目のイメージングス
キャンを実行する（ステップＳ２４−５）。具体的に
は、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送
信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元
ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく第１回目のイメ
ージングスキャン（撮像）が図８（ａ），（ｃ）に示す
如く心電同期で実行される（同図（ｃ）において位相エ
ンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている）。
【００６５】このパルスシーケンスによれば、読出し傾
斜磁場パルスＧＲの印加方向ＲＯは、例えば図１０に示
すように、撮像目的の血流（動脈ＡＲ，静脈ＶＥ）の流
れる方向にほぼ一致するように設定されている。
斜磁場パルスＧＲの印加方向ＲＯは、例えば図１０に示
すように、撮像目的の血流（動脈ＡＲ，静脈ＶＥ）の流
れる方向にほぼ一致するように設定されている。
【００６６】また、このパルスシーケンスに含まれる読
出し傾斜磁場パルスＧＲは図８（ｃ）及び図９（ａ）〜
（ｃ）に示す如く、エコー信号を収集する周波数エンコ
ード用のパルス本体Ｐｂｏｄｙと、このパルス本体Ｐ
ｂｏｄｙの時間的前後に連続的に付加された制御パルス
としての２つのディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅと
から成る。このディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅは、周波数エンコード用のパルス本体Ｐ
ｂｏｄｙと同極性になっており、これにより、移動して
いる磁化スピンに対してそのディフェージングを促進す
る機能を有する。
出し傾斜磁場パルスＧＲは図８（ｃ）及び図９（ａ）〜
（ｃ）に示す如く、エコー信号を収集する周波数エンコ
ード用のパルス本体Ｐｂｏｄｙと、このパルス本体Ｐ
ｂｏｄｙの時間的前後に連続的に付加された制御パルス
としての２つのディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅと
から成る。このディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅは、周波数エンコード用のパルス本体Ｐ
ｂｏｄｙと同極性になっており、これにより、移動して
いる磁化スピンに対してそのディフェージングを促進す
る機能を有する。
【００６７】なお、ディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅは、殆ど移動していない磁化スピンには
殆どディフェーズ機能を発揮しない。このため、読出し
傾斜磁場パルスＧ Ｒは、撮像目的の流体（血液やリンパ
液）の動きの方向にほぼ一致して印加されることが重要
である。
ｄｅｐｈａｓｅは、殆ど移動していない磁化スピンには
殆どディフェーズ機能を発揮しない。このため、読出し
傾斜磁場パルスＧ Ｒは、撮像目的の流体（血液やリンパ
液）の動きの方向にほぼ一致して印加されることが重要
である。
【００６８】好適には、ディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅは、撮像対象である流体としてのリンパ
液や血流の速度に応じて強度が変更又は制御可能になっ
ている。図９（ａ）〜（ｃ）には、この順に、ディフェ
ーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅの強度を下げる例を例示し
ている。一般に、血流速度が大きくなるに従って、ディ
フェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅの強度を下げるように
変更又は制御される。
ｄｅｐｈａｓｅは、撮像対象である流体としてのリンパ
液や血流の速度に応じて強度が変更又は制御可能になっ
ている。図９（ａ）〜（ｃ）には、この順に、ディフェ
ーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅの強度を下げる例を例示し
ている。一般に、血流速度が大きくなるに従って、ディ
フェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅの強度を下げるように
変更又は制御される。
【００６９】なお、撮像対象とする流体（血流など）の
速度が比較的高いときには、図９（ｄ）に示す如く、パ
ルス本体Ｐｂｏｄｙの時間的前後に連続的に制御パルス
としての、合計２つのリフェーズパルスＰ
ｒｅｐｈａｓｅが付加される。このリフェーズパルスＰ
ｒｅｐｈａｓｅは、周波数エンコード用のパルス本体Ｐ
ｂｏｄｙに対して極性が反対になっており、ディフェー
ズ過多を抑えるべく、磁化スピンをリフェーズさせてア
ーチファクトを抑制する機能を有する。このリフェーズ
パルスＰｒｅｐｈａｓｅの強度も流速に応じて変更され
ることが好ましい。
速度が比較的高いときには、図９（ｄ）に示す如く、パ
ルス本体Ｐｂｏｄｙの時間的前後に連続的に制御パルス
としての、合計２つのリフェーズパルスＰ
ｒｅｐｈａｓｅが付加される。このリフェーズパルスＰ
ｒｅｐｈａｓｅは、周波数エンコード用のパルス本体Ｐ
ｂｏｄｙに対して極性が反対になっており、ディフェー
ズ過多を抑えるべく、磁化スピンをリフェーズさせてア
ーチファクトを抑制する機能を有する。このリフェーズ
パルスＰｒｅｐｈａｓｅの強度も流速に応じて変更され
ることが好ましい。
【００７０】この第１の実施形態では、従って、第１回
目及び第２回目（後述する）のイメージングスキャンの
両方において、読出し傾斜磁場パルスＧＲにはディフェ
ーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズＰ
ｒｅｐｈａｓｅが付加される。
目及び第２回目（後述する）のイメージングスキャンの
両方において、読出し傾斜磁場パルスＧＲにはディフェ
ーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズＰ
ｒｅｐｈａｓｅが付加される。
【００７１】このため、上述した３次元ＦＡＳＥ法のパ
ルスシーケンスが実行されることで、励起９０°ＲＦパ
ルス及びリフォーカス１８０°ＲＦパルスに付勢された
エコー信号が各スライスエンコード及び各位相エンコー
ド毎に収集される。このエコー信号には、ディフェーズ
パルスＰｄｅｐｈａｓｅに因る磁化スピンの位相のディ
フェーズ作用又はリフェーズＰｒｅｐｈａｓｅに因る磁
化スピンの位相のリフェーズ作用が反映される。
ルスシーケンスが実行されることで、励起９０°ＲＦパ
ルス及びリフォーカス１８０°ＲＦパルスに付勢された
エコー信号が各スライスエンコード及び各位相エンコー
ド毎に収集される。このエコー信号には、ディフェーズ
パルスＰｄｅｐｈａｓｅに因る磁化スピンの位相のディ
フェーズ作用又はリフェーズＰｒｅｐｈａｓｅに因る磁
化スピンの位相のリフェーズ作用が反映される。
【００７２】このことは後述する表示動作と共に詳述す
るが、その概要を述べると以下のようである。
るが、その概要を述べると以下のようである。
【００７３】つまり、読出し傾斜磁場パルスの印加方向
に沿って流れている流体にとって、ディフェーズパルス
Ｐｄｅｐｈａｓｅに因るディフェーズ効果はフローボイ
ド（ｆｌｏｗ ｖｏｉｄ）効果の促進につながる。この
ため、エコー信号の強度はディフェーズパルスによって
低下する。反対に、その方向に殆ど流れていない流体の
場合、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅに因るフロ
ーボイド効果の促進具合は低く、エコー信号の強度はそ
れほど低下しない。
に沿って流れている流体にとって、ディフェーズパルス
Ｐｄｅｐｈａｓｅに因るディフェーズ効果はフローボイ
ド（ｆｌｏｗ ｖｏｉｄ）効果の促進につながる。この
ため、エコー信号の強度はディフェーズパルスによって
低下する。反対に、その方向に殆ど流れていない流体の
場合、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅに因るフロ
ーボイド効果の促進具合は低く、エコー信号の強度はそ
れほど低下しない。
【００７４】リフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅの場
合、そのリフェーズ作用により、流体の流れに応じてデ
ィフェージングの効きが抑制される。
合、そのリフェーズ作用により、流体の流れに応じてデ
ィフェージングの効きが抑制される。
【００７５】上述したパルスシーケンスにおけるエコー
間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。これにより、最初
のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ
程度のスキャン時間で、例えば図１０に示す如く下肢に
設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集
される。
間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。これにより、最初
のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ
程度のスキャン時間で、例えば図１０に示す如く下肢に
設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集
される。
【００７６】この１つ目のスライスエンコードに拠るス
キャンが終了すると、シーケンサ５は、最終スライスエ
ンコードのスキャンが完了したかどうかを判断し（ステ
ップＳ２４−６）、この判断がＮＯ（最終スライスエン
コードに拠るスキャンが済んでいない）の場合、ＥＣＧ
信号を監視しながら、例えば前回のイメージングスキャ
ンに使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短
めに設定した期間が経過するまで待機する（ステップＳ
２４−７）。なお、繰返し時間ＴＲは４心拍（４Ｒ−
Ｒ）以下に設定される。
キャンが終了すると、シーケンサ５は、最終スライスエ
ンコードのスキャンが完了したかどうかを判断し（ステ
ップＳ２４−６）、この判断がＮＯ（最終スライスエン
コードに拠るスキャンが済んでいない）の場合、ＥＣＧ
信号を監視しながら、例えば前回のイメージングスキャ
ンに使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短
めに設定した期間が経過するまで待機する（ステップＳ
２４−７）。なお、繰返し時間ＴＲは４心拍（４Ｒ−
Ｒ）以下に設定される。
【００７７】このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期
間待って、例えば３個目のＲ波が出現すると（ステップ
Ｓ２４−７，ＹＥＳ）、シーケンサ５は前述したステッ
プＳ２４−４にその処理を戻す。これにより、その３個
目のＲ波ピーク値に同期したＥＣＧトリガ信号から指定
遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点で次のスライスエンコ
ード量ＳＥ２に基づくスキャンが前述と同様に実行さ
れ、３次元撮像領域Ｒｉ ｍａからエコー信号が収集され
る（ステップＳ２４−４，５）。以下同様に、最終のス
ライスエンコード量ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー
信号が収集される。
間待って、例えば３個目のＲ波が出現すると（ステップ
Ｓ２４−７，ＹＥＳ）、シーケンサ５は前述したステッ
プＳ２４−４にその処理を戻す。これにより、その３個
目のＲ波ピーク値に同期したＥＣＧトリガ信号から指定
遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点で次のスライスエンコ
ード量ＳＥ２に基づくスキャンが前述と同様に実行さ
れ、３次元撮像領域Ｒｉ ｍａからエコー信号が収集され
る（ステップＳ２４−４，５）。以下同様に、最終のス
ライスエンコード量ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー
信号が収集される。
【００７８】スライスエンコード量ＳＥｎに拠る最終回
のスキャンが終わると、ステップＳ２４−６における判
断がＹＥＳとなり、シーケンサ５からホスト計算機６に
１回目（又は２回目の）イメージングスキャンの完了通
知が出力される（ステップＳ２４−８）。これにより、
処理がホスト計算機６に戻される。
のスキャンが終わると、ステップＳ２４−６における判
断がＹＥＳとなり、シーケンサ５からホスト計算機６に
１回目（又は２回目の）イメージングスキャンの完了通
知が出力される（ステップＳ２４−８）。これにより、
処理がホスト計算機６に戻される。
【００７９】ホスト計算機６は、シーケンサ５からのス
キャン完了通知を受けると（ステップＳ２５）、息止め
解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２
６）。そこで、音声発生器１６は、例えば「息をして結
構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、
息止め期間が終わる（図８参照）。
キャン完了通知を受けると（ステップＳ２５）、息止め
解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２
６）。そこで、音声発生器１６は、例えば「息をして結
構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、
息止め期間が終わる（図８参照）。
【００８０】これにより、２Ｒ−Ｒ毎に心電同期による
第１回目（又は第２回目）のイメージングスキャン（撮
像）が例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法に基づき実行される。
第１回目（又は第２回目）のイメージングスキャン（撮
像）が例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法に基づき実行される。
【００８１】患者Ｐから発生するエコー信号は、スライ
ス傾斜磁場パルスＧｓが供するスライスエンコード毎
に、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。
受信器８Ｒはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタ
ル量に変換する。このデジタル量のエコーデータはシー
ケンサ５を通して演算ユニット１０に送られ、メモリで
形成される３次元ｋ空間のエンコード量に応じた位置に
配置される。
ス傾斜磁場パルスＧｓが供するスライスエンコード毎
に、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。
受信器８Ｒはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタ
ル量に変換する。このデジタル量のエコーデータはシー
ケンサ５を通して演算ユニット１０に送られ、メモリで
形成される３次元ｋ空間のエンコード量に応じた位置に
配置される。
【００８２】次いで、図２に示す如く、適宜な時間を空
けて、拡張期に対する第２回目のイメージングスキャン
（撮像）が１回目と同様に行われる。但し、第２回目の
場合、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して予め
設定されていた拡張期の所定時相を決める最適遅延時間
ＴＤＬ２が読み込まれ（図６、ステップＳ２０、Ｓ２
１）、この遅延時間ＴＤＬ２に基づく心電同期がとられ
る（図７、ステップＳ２４−４）。
けて、拡張期に対する第２回目のイメージングスキャン
（撮像）が１回目と同様に行われる。但し、第２回目の
場合、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して予め
設定されていた拡張期の所定時相を決める最適遅延時間
ＴＤＬ２が読み込まれ（図６、ステップＳ２０、Ｓ２
１）、この遅延時間ＴＤＬ２に基づく心電同期がとられ
る（図７、ステップＳ２４−４）。
【００８３】このため、第２回目のイメージングスキャ
ンの場合、図８（ｂ），（ｃ）に示す如く、Ｒ波ピーク
から遅延時間ＴＤＬ２だけ遅延させた拡張期の同期タイ
ミングで各位相エンコード量ＳＥに拠る３次元ＦＡＳＥ
法のスキャンが実行される。この場合も、読出し傾斜磁
場パルスＧＲの印加方向は、血流などの撮像流体の動き
の方向に殆ど一致させる。また、読出し傾斜磁場パルス
ＧＲには、磁化スピンの挙動（ディフェーズ又はリフェ
ーズ）を制御する制御パルス（ディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルス
Ｐｒｅｐｈａｓｅ）が付加されている。
ンの場合、図８（ｂ），（ｃ）に示す如く、Ｒ波ピーク
から遅延時間ＴＤＬ２だけ遅延させた拡張期の同期タイ
ミングで各位相エンコード量ＳＥに拠る３次元ＦＡＳＥ
法のスキャンが実行される。この場合も、読出し傾斜磁
場パルスＧＲの印加方向は、血流などの撮像流体の動き
の方向に殆ど一致させる。また、読出し傾斜磁場パルス
ＧＲには、磁化スピンの挙動（ディフェーズ又はリフェ
ーズ）を制御する制御パルス（ディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルス
Ｐｒｅｐｈａｓｅ）が付加されている。
【００８４】従って、第２回目のイメージングスキャン
によって、第１回目と同様に、読出し傾斜磁場パルスＧ
Ｒに付加したディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又は
リフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅのスピン制御機能を
反映させた拡張期の画像データが得られる。
によって、第１回目と同様に、読出し傾斜磁場パルスＧ
Ｒに付加したディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又は
リフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅのスピン制御機能を
反映させた拡張期の画像データが得られる。
【００８５】（１．４）データ処理及び画像表示 このようにエコーデータの収集が終わると、ホスト計算
機６は演算ユニット１０に、図１１に示す処理を実行さ
せる。
機６は演算ユニット１０に、図１１に示す処理を実行さ
せる。
【００８６】同図に示す如く、演算ユニット６はホスト
計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間及び拡
張期用ｋ空間の両方にハーフフーリエ法に基づくエコー
データの演算をさせる（ステップＳ３１）。つまり、エ
コーデータを収集していなかったｋ空間の残り領域のデ
ータを複素共役関係により演算し、これを配置する。こ
れにより、両方のｋ空間が全てエコーデータで埋まる。
計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間及び拡
張期用ｋ空間の両方にハーフフーリエ法に基づくエコー
データの演算をさせる（ステップＳ３１）。つまり、エ
コーデータを収集していなかったｋ空間の残り領域のデ
ータを複素共役関係により演算し、これを配置する。こ
れにより、両方のｋ空間が全てエコーデータで埋まる。
【００８７】この後、演算ユニット１０は、収縮期用ｋ
空間及び拡張期用ｋ空間のエコーデータを夫々、３次元
フーリエ変換して画像再構成を行う（ステップＳ３２，
Ｓ３３）。この結果、図１２（ａ），（ｂ）に示す如
く、収縮期における遅延時間Ｔ ＤＬ１の時相の画像（収
縮期画像）ＩＭｓｙｓ及び拡張期における遅延時間ＴＤ
Ｌ２の時相の画像（拡張期画像）ＩＭｄｉａの３次元デ
ータが得られる。
空間及び拡張期用ｋ空間のエコーデータを夫々、３次元
フーリエ変換して画像再構成を行う（ステップＳ３２，
Ｓ３３）。この結果、図１２（ａ），（ｂ）に示す如
く、収縮期における遅延時間Ｔ ＤＬ１の時相の画像（収
縮期画像）ＩＭｓｙｓ及び拡張期における遅延時間ＴＤ
Ｌ２の時相の画像（拡張期画像）ＩＭｄｉａの３次元デ
ータが得られる。
【００８８】この画像データによれば、収縮期画像ＩＭ
ｓｙｓには静脈ＶＥのみが映り込んでおり、動脈ＡＲは
殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像ＩＭ
ｄｉａには動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあれ、共
に映り込んでいる。
ｓｙｓには静脈ＶＥのみが映り込んでおり、動脈ＡＲは
殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像ＩＭ
ｄｉａには動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあれ、共
に映り込んでいる。
【００８９】ここで、このような収縮期画像ＩＭｓｙｓ
及び拡張期画像ＩＭｄｉａが得られる原理を、前述した
読出し傾斜磁場ＧＲの印加方向及びディフェーズパルス
Ｐｄ ｅｐｈａｓｅの機能から以下に詳述する。
及び拡張期画像ＩＭｄｉａが得られる原理を、前述した
読出し傾斜磁場ＧＲの印加方向及びディフェーズパルス
Ｐｄ ｅｐｈａｓｅの機能から以下に詳述する。
【００９０】読出し傾斜磁場パルスの印加方向に流れて
いる血流などの成分の磁化スピンの位相は、ディフェー
ズパルスに拠って更にばらけ易くなる。つまり、流れて
いる成分にとっては、流れていること自体に因るフロー
ボイド（ｆｌｏｗ ｖｏｉｄ）効果が促進されたことと
等価である。反対に、リフェーズパルスに拠って、かか
る血流などの磁化スピンの位相にはリフェーズ機能が作
用する。
いる血流などの成分の磁化スピンの位相は、ディフェー
ズパルスに拠って更にばらけ易くなる。つまり、流れて
いる成分にとっては、流れていること自体に因るフロー
ボイド（ｆｌｏｗ ｖｏｉｄ）効果が促進されたことと
等価である。反対に、リフェーズパルスに拠って、かか
る血流などの磁化スピンの位相にはリフェーズ機能が作
用する。
【００９１】例えば、被検体の下肢を例にとる。下肢の
場合、収縮期における動脈でも通常、１ｃｍ／ｓ以下の
低い流速であり、収縮期における静脈及び拡張期におけ
る動脈及び静脈にいたっては殆ど動いていないかと見な
せる程の低流速である。この下肢に対して、図８に示す
ように、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅを付加し
た読出し傾斜磁場パルスＧＲを用いて収縮期と拡張期の
所望時相夫々でイメージングスキャン（撮像）が行われ
る。
場合、収縮期における動脈でも通常、１ｃｍ／ｓ以下の
低い流速であり、収縮期における静脈及び拡張期におけ
る動脈及び静脈にいたっては殆ど動いていないかと見な
せる程の低流速である。この下肢に対して、図８に示す
ように、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅを付加し
た読出し傾斜磁場パルスＧＲを用いて収縮期と拡張期の
所望時相夫々でイメージングスキャン（撮像）が行われ
る。
【００９２】これらのイメージングスキャンによって動
静脈の磁化スピンが励起され、エコー信号が収集され
る。このとき、動脈及び静脈の流速が若干でも互いに異
なるので、この流速の相違がリフェーズパルスに拠るフ
ローボイド効果の促進具合に反映され、エコー信号の信
号値の相対的な変化として現れる。
静脈の磁化スピンが励起され、エコー信号が収集され
る。このとき、動脈及び静脈の流速が若干でも互いに異
なるので、この流速の相違がリフェーズパルスに拠るフ
ローボイド効果の促進具合に反映され、エコー信号の信
号値の相対的な変化として現れる。
【００９３】具体的には、収縮期は以下のようである。
静脈は極めてゆっくり流れるので、ディフェーズパルス
によって若干のエコー信号低下はあるものの、フローボ
イド効果は少なく、比較的高い信号値でブライトブラッ
ド（ｂｒｉｇｈｔ ｂｌｏｏｄ）に描出される。これに
対して、収縮期の動脈は静脈よりは大きい流速で流れる
ので、ディフェーズパルスに拠るフローボイド効果の促
進具合が静脈のそれよりも大きい。これにより、動脈の
信号値低下は大きく、ブラックブラッド（ｂｌａｃｋ
ｂｌｏｏｄ）に描出される。この状態は前述した図１２
（ａ）に模式的に表される。なお、同図ではハッチング
部分をブライトブラッドとし、点線部分をブラックブラ
ッドとしている。
静脈は極めてゆっくり流れるので、ディフェーズパルス
によって若干のエコー信号低下はあるものの、フローボ
イド効果は少なく、比較的高い信号値でブライトブラッ
ド（ｂｒｉｇｈｔ ｂｌｏｏｄ）に描出される。これに
対して、収縮期の動脈は静脈よりは大きい流速で流れる
ので、ディフェーズパルスに拠るフローボイド効果の促
進具合が静脈のそれよりも大きい。これにより、動脈の
信号値低下は大きく、ブラックブラッド（ｂｌａｃｋ
ｂｌｏｏｄ）に描出される。この状態は前述した図１２
（ａ）に模式的に表される。なお、同図ではハッチング
部分をブライトブラッドとし、点線部分をブラックブラ
ッドとしている。
【００９４】一方、拡張期の場合、動脈及び静脈共に極
めて低い流速でしか動いていないので、動脈及び静脈共
に、ディフェーズパルスに因る若干の信号値低下はある
ものの、ブライトブラッドに描出される。この状態は前
述した図１２（ｂ）に模式的に表される。
めて低い流速でしか動いていないので、動脈及び静脈共
に、ディフェーズパルスに因る若干の信号値低下はある
ものの、ブライトブラッドに描出される。この状態は前
述した図１２（ｂ）に模式的に表される。
【００９５】図１１の説明に戻ると、演算ユニット１０
は、動脈相画像ＩＭＡＲを得るため、収縮期画像ＩＭ
ｓｙｓ及び拡張期画像ＩＭｄｉａについて、差分演算
「ＩＭｄ ｉａ−β・ＩＭｓｙｓ」を画素毎に行う（ステ
ップＳ３４）。ここで、βは重付け係数である。これに
より、図１２に示す如く、重付け係数βを適宜に設定す
ることにより、静脈ＶＥの画像データが殆ど零になり、
動脈ＡＲのみが映った動脈相画像ＩＭＡＲの３次元画像
データが得られる。
は、動脈相画像ＩＭＡＲを得るため、収縮期画像ＩＭ
ｓｙｓ及び拡張期画像ＩＭｄｉａについて、差分演算
「ＩＭｄ ｉａ−β・ＩＭｓｙｓ」を画素毎に行う（ステ
ップＳ３４）。ここで、βは重付け係数である。これに
より、図１２に示す如く、重付け係数βを適宜に設定す
ることにより、静脈ＶＥの画像データが殆ど零になり、
動脈ＡＲのみが映った動脈相画像ＩＭＡＲの３次元画像
データが得られる。
【００９６】さらに、静脈相画像ＩＭＶＥを得るため、
差分演算「ＩＭｄｉａ−ＩＭＡＲ」を画素毎に行う（ス
テップＳ３５）。画像データＩＭＡＲは上述の重付け差
分により演算された画像データである。これにより、図
１３に示す如く、動脈ＡＲの画像データが殆ど零にな
り、静脈ＶＥのみが映った静脈相画像ＩＭＶＥの３次元
画像データが得られる。なお、この差分演算も重付け差
分によって行ってもよい。
差分演算「ＩＭｄｉａ−ＩＭＡＲ」を画素毎に行う（ス
テップＳ３５）。画像データＩＭＡＲは上述の重付け差
分により演算された画像データである。これにより、図
１３に示す如く、動脈ＡＲの画像データが殆ど零にな
り、静脈ＶＥのみが映った静脈相画像ＩＭＶＥの３次元
画像データが得られる。なお、この差分演算も重付け差
分によって行ってもよい。
【００９７】このように差分演算が終わると、演算ユニ
ット１０は、両方の動脈相画像ＩＭ ＡＲ及び静脈相画像
ＩＭＶＥ夫々について、ＭＩＰ（最大値投影）処理を行
って、所望方向からそれらの血管を観測したときの２次
元画像（例えばコロナル像）のデータを作成する（ステ
ップＳ３６）。
ット１０は、両方の動脈相画像ＩＭ ＡＲ及び静脈相画像
ＩＭＶＥ夫々について、ＭＩＰ（最大値投影）処理を行
って、所望方向からそれらの血管を観測したときの２次
元画像（例えばコロナル像）のデータを作成する（ステ
ップＳ３６）。
【００９８】この動脈相及び静脈相の２次元画像ＩＭ
ＡＲ及びＩＭＶＥは例えば図１４に示す如く、表示器１
２に表示されるとともに、それらの画像データは記憶ユ
ニット１１に格納される（ステップＳ３９）。
ＡＲ及びＩＭＶＥは例えば図１４に示す如く、表示器１
２に表示されるとともに、それらの画像データは記憶ユ
ニット１１に格納される（ステップＳ３９）。
【００９９】なお、この表示に際し、動脈相画像ＩＭ
ＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶＥに加えて、収縮期画像ＩＭ
ｓｙｓ及び拡張期画像ＩＭｄｉａを同一画面に又は別体
モニタの画面に表示するようにしてもよい。
ＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶＥに加えて、収縮期画像ＩＭ
ｓｙｓ及び拡張期画像ＩＭｄｉａを同一画面に又は別体
モニタの画面に表示するようにしてもよい。
【０１００】（１．５）効果 以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置では、イ
メージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスＧＲを
下肢血管などに見られる低流速の流体（血流など）の流
れ方向にほぼ合わせて印加している。しかも、同時に、
傾斜磁場パルスＧＲにディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルスＰｒｅｐｈａ ｓｅ
を付加している。
メージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスＧＲを
下肢血管などに見られる低流速の流体（血流など）の流
れ方向にほぼ合わせて印加している。しかも、同時に、
傾斜磁場パルスＧＲにディフェーズパルスＰ
ｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルスＰｒｅｐｈａ ｓｅ
を付加している。
【０１０１】これにより、流れている流体及びそれより
も低い速度でしか流れていない流体の間の相対的な信号
値差を、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフ
ェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅで増大させることができ
る。そこで、例えばディフェーズパルスを用いた場合、
流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であって
も、かかる相対的な信号値差から図１４に示す如く、動
静脈を明瞭に分離し且つ高い描出能で表示させることが
できる。
も低い速度でしか流れていない流体の間の相対的な信号
値差を、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフ
ェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅで増大させることができ
る。そこで、例えばディフェーズパルスを用いた場合、
流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であって
も、かかる相対的な信号値差から図１４に示す如く、動
静脈を明瞭に分離し且つ高い描出能で表示させることが
できる。
【０１０２】このように、動静脈間の信号値に相対的な
差を与えるために、読出し傾斜磁場パルスの印加方向を
流れの方向に合せて、且つ、磁化スピンのディフェーズ
やリフェーズを積極的に利用してフローボイド効果を制
御する手法は、本発明者によって初めて開発された新規
な手法である。
差を与えるために、読出し傾斜磁場パルスの印加方向を
流れの方向に合せて、且つ、磁化スピンのディフェーズ
やリフェーズを積極的に利用してフローボイド効果を制
御する手法は、本発明者によって初めて開発された新規
な手法である。
【０１０３】また、本実施形態では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐ
スキャンによって収縮期及び拡張期に対する最適なＥＣ
Ｇ同期タイミングを予め設定しているので、収縮期及び
拡張期の各時相において狙った血流を確実に捕捉するこ
とができる。さらに、心電同期タイミングの事前の最適
設定により、撮像のやり直しを行う必要も殆ど無くな
り、操作者の操作上の負担や患者の体力的、精神的負担
も軽減される。
スキャンによって収縮期及び拡張期に対する最適なＥＣ
Ｇ同期タイミングを予め設定しているので、収縮期及び
拡張期の各時相において狙った血流を確実に捕捉するこ
とができる。さらに、心電同期タイミングの事前の最適
設定により、撮像のやり直しを行う必要も殆ど無くな
り、操作者の操作上の負担や患者の体力的、精神的負担
も軽減される。
【０１０４】また、スライス方向又はスライスエンコー
ド方向を患者の上下方向以外の方向にとることができる
ので、ＴＯＦ法などのような血流と垂直な上下方向に撮
影する手法と比較して、全体のスキャン時間が短くて済
む。これにより、患者の負担も少なく、患者スループッ
トも上がる。
ド方向を患者の上下方向以外の方向にとることができる
ので、ＴＯＦ法などのような血流と垂直な上下方向に撮
影する手法と比較して、全体のスキャン時間が短くて済
む。これにより、患者の負担も少なく、患者スループッ
トも上がる。
【０１０５】さらに、造影剤を投与しなくても済むの
で、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体
力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイ
ミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさか
らも解放されるとともに、造影法と違って、必要に応じ
て繰返し撮像が可能になる。
で、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体
力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイ
ミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさか
らも解放されるとともに、造影法と違って、必要に応じ
て繰返し撮像が可能になる。
【０１０６】（第１の実施形態の変形例）上述した実施
形態にあっては、図８に示すように、第１回目及び第２
回目のイメージングスキャン共に、その読出し傾斜磁場
パルスＧＲにディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又は
リフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅを付加する態様で説
明した。
形態にあっては、図８に示すように、第１回目及び第２
回目のイメージングスキャン共に、その読出し傾斜磁場
パルスＧＲにディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又は
リフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅを付加する態様で説
明した。
【０１０７】この態様に対する変形例として、拡張期の
時相で行う第１回目のイメージングスキャンに図１５
（ａ）に示す如くディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ
を付加し、一方、収縮期の時相で行う第２回目のイメー
ジングスキャンに同図（ｂ）に示すリフェーズパルスＰ
ｒｅｐｈａｓｅを付加するようにしてもよい。
時相で行う第１回目のイメージングスキャンに図１５
（ａ）に示す如くディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ
を付加し、一方、収縮期の時相で行う第２回目のイメー
ジングスキャンに同図（ｂ）に示すリフェーズパルスＰ
ｒｅｐｈａｓｅを付加するようにしてもよい。
【０１０８】つまり、収縮期及び拡張期の別に応じて、
磁化スピンの挙動を付加的に制御する制御パルスの種類
を変えるのである。これにより、拡張期にリフェーズ
（フローコンペンセーション）の効果を反映させて信号
値を増大させ、Ｓ／Ｎを向上させることができる。
磁化スピンの挙動を付加的に制御する制御パルスの種類
を変えるのである。これにより、拡張期にリフェーズ
（フローコンペンセーション）の効果を反映させて信号
値を増大させ、Ｓ／Ｎを向上させることができる。
【０１０９】（第２の実施形態）次に、本発明に係る第
２の実施形態を図１６〜２１に基づいて説明する。な
お、この実施形態で使用するＭＲＩ装置のハードウエア
構成は、第１の実施形態のものと同一又は同等である。
２の実施形態を図１６〜２１に基づいて説明する。な
お、この実施形態で使用するＭＲＩ装置のハードウエア
構成は、第１の実施形態のものと同一又は同等である。
【０１１０】第２の実施形態では、第１の実施形態で実
行していた第１回目及び第２回目の２回のイメージング
スキャンを１回のイメージングスキャンで実行するとと
もに、心周期の収縮期及び拡張期に合せて前述したディ
フェーズパルス及びリフェーズパルスを使い分けした構
成に関する。
行していた第１回目及び第２回目の２回のイメージング
スキャンを１回のイメージングスキャンで実行するとと
もに、心周期の収縮期及び拡張期に合せて前述したディ
フェーズパルス及びリフェーズパルスを使い分けした構
成に関する。
【０１１１】いま、低速度の流体として、下肢の動静脈
の分離画像を得るものとする。図１６に示す如く、最初
にＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが行われ、次いで１回のイ
メージングスキャンが心電同期法の元で実行される。Ｅ
ＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは第１の実施形態で説明した手
法で行われ、これにより、収縮期及び拡張期で最も描出
能を提供する、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬ１及びＴ
ＤＬ２が夫々設定される。
の分離画像を得るものとする。図１６に示す如く、最初
にＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが行われ、次いで１回のイ
メージングスキャンが心電同期法の元で実行される。Ｅ
ＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは第１の実施形態で説明した手
法で行われ、これにより、収縮期及び拡張期で最も描出
能を提供する、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬ１及びＴ
ＤＬ２が夫々設定される。
【０１１２】次いで、この遅延時間ＴＤＬ１及びＴ
ＤＬ２に基づく心電同期法に拠るイメージングスキャン
が１回の撮像として実行される。このイメージングスキ
ャンの手順を図１７、１８に例示し、このスキャンに使
用するパルスシーケンスを１９に例示する。
ＤＬ２に基づく心電同期法に拠るイメージングスキャン
が１回の撮像として実行される。このイメージングスキ
ャンの手順を図１７、１８に例示し、このスキャンに使
用するパルスシーケンスを１９に例示する。
【０１１３】（２．１）イメージングスキャン ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラム
を実行している中で、その一環として、入力器１３から
の操作情報に応答して図１７及び１８に示す処理を実行
する。
を実行している中で、その一環として、入力器１３から
の操作情報に応答して図１７及び１８に示す処理を実行
する。
【０１１４】これを詳述すると、ホスト計算機６は、最
初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して操作
者が決めた最適な２つの遅延時間ＴＤＬ（つまり、収縮
期の最適遅延時間ＴＤＬ１及び拡張期の最適遅延時間Ｔ
ＤＬ２（＞ＴＤＬ１））を例えば入力器１３を介して入
力する（ステップＳ１２０）。この最適遅延時間ＴＤ
Ｌ１及びＴＤＬ２の情報は予め例えば記憶ユニット１１
内に記憶させておいてもよい。
初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して操作
者が決めた最適な２つの遅延時間ＴＤＬ（つまり、収縮
期の最適遅延時間ＴＤＬ１及び拡張期の最適遅延時間Ｔ
ＤＬ２（＞ＴＤＬ１））を例えば入力器１３を介して入
力する（ステップＳ１２０）。この最適遅延時間ＴＤ
Ｌ１及びＴＤＬ２の情報は予め例えば記憶ユニット１１
内に記憶させておいてもよい。
【０１１５】次いで、ホスト計算機６は、スキャン条件
及び画像処理法の情報を入力し、遅延時間ＴＤＬ１及び
ＴＤＬ２を含むそれらの情報を制御データに処理し、そ
の制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に
必要に応じて出力する（ステップＳ１２１）。
及び画像処理法の情報を入力し、遅延時間ＴＤＬ１及び
ＴＤＬ２を含むそれらの情報を制御データに処理し、そ
の制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に
必要に応じて出力する（ステップＳ１２１）。
【０１１６】次いで、ホスト計算機６により、第１の実
施形態と同様に、スキャン前の準備完了が判断される
と、息止め開始が指令され、イメージングスキャン開始
が指令される（ステップＳ１２３〜Ｓ１２４）。
施形態と同様に、スキャン前の準備完了が判断される
と、息止め開始が指令され、イメージングスキャン開始
が指令される（ステップＳ１２３〜Ｓ１２４）。
【０１１７】シーケンサ５は、イメージングスキャン開
始の指令を受けると（図１８：ステップＳ１２４−
１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ１２
４−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピー
ク値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させた
ＥＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ１２４−
３）。
始の指令を受けると（図１８：ステップＳ１２４−
１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ１２
４−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピー
ク値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させた
ＥＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ１２４−
３）。
【０１１８】所定ｎ回目のＲ波が出現すると、最初に、
収縮期の特定時相用に設定した遅延時間ＴＤＬ１だけ待
機する処理を行う（ステップＳ１２４−４）。
収縮期の特定時相用に設定した遅延時間ＴＤＬ１だけ待
機する処理を行う（ステップＳ１２４−４）。
【０１１９】この最適な遅延時間ＴＤＬ１が経過した時
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ５は収縮期に対するスキャンを実行する（ステップＳ
１２４−５）。
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ５は収縮期に対するスキャンを実行する（ステップＳ
１２４−５）。
【０１２０】具体的には、既に記憶していたパルスシー
ケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を
駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに
基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の元で第１
のスキャンＳＮｓｙｓ１が図１９に示す如く心電同期法
により実行される。
ケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を
駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに
基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の元で第１
のスキャンＳＮｓｙｓ１が図１９に示す如く心電同期法
により実行される。
【０１２１】この第１のスキャンＳＮｓｙｓ１では、読
出し傾斜磁場パルスＧＲは下肢の動静脈にほぼ沿った体
軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場パルス
ＧＲには、磁化スピンの位相を分散させるディフェーズ
パルスＰｄｅｐｈａｓｅが図示の如く、時間的に連続し
て前後に付加されている。また、このパルスシーケンス
におけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。
出し傾斜磁場パルスＧＲは下肢の動静脈にほぼ沿った体
軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場パルス
ＧＲには、磁化スピンの位相を分散させるディフェーズ
パルスＰｄｅｐｈａｓｅが図示の如く、時間的に連続し
て前後に付加されている。また、このパルスシーケンス
におけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。
【０１２２】なお、この収縮期に対する第１のスキャン
ＳＮｓｙｓｎに使用するパルスシーケンスは、図１９に
示す如く、エコー数が短く設定され、スキャン開始から
１心拍内の僅かな時間で終わるようになっている。エコ
ー数は、図２０に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エン
コードｋｅ方向の中心部（低周波領域）のみに配置する
エコーデータをスライスエンコード量毎に収集するに足
りるように設定されている。このため、拡張期に対する
第２のスキャンＳＮｄｉａｎは、図１９、２０に示す如
く、収縮期に対する第１のスキャンＳＮｓｙｓｎと同一
心拍内に開始できるようになっている。また、収縮期用
ｋ空間（第１のｋ空間）Ｋｓｙｓにおいて不足するエコ
ーデータは、後述する拡張用ｋ空間（第２のｋ空間）Ｋ
ｄｉａからのコピー及びハーフフーリエ法に拠る演算に
よって求められる（図２０参照）。
ＳＮｓｙｓｎに使用するパルスシーケンスは、図１９に
示す如く、エコー数が短く設定され、スキャン開始から
１心拍内の僅かな時間で終わるようになっている。エコ
ー数は、図２０に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エン
コードｋｅ方向の中心部（低周波領域）のみに配置する
エコーデータをスライスエンコード量毎に収集するに足
りるように設定されている。このため、拡張期に対する
第２のスキャンＳＮｄｉａｎは、図１９、２０に示す如
く、収縮期に対する第１のスキャンＳＮｓｙｓｎと同一
心拍内に開始できるようになっている。また、収縮期用
ｋ空間（第１のｋ空間）Ｋｓｙｓにおいて不足するエコ
ーデータは、後述する拡張用ｋ空間（第２のｋ空間）Ｋ
ｄｉａからのコピー及びハーフフーリエ法に拠る演算に
よって求められる（図２０参照）。
【０１２３】これにより、最初のスライスエンコード量
ＳＥ１の元、約数百ｍｓｅｃ程度の短いスキャン時間
で、下肢に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａ（図１０参
照）からエコー信号が収集される。
ＳＥ１の元、約数百ｍｓｅｃ程度の短いスキャン時間
で、下肢に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａ（図１０参
照）からエコー信号が収集される。
【０１２４】次いで、シーケンサ５は、拡張期における
スキャン制御に移行する。具体的には、拡張期の特定時
相用に設定した遅延時間ＴＤＬ２だけ待機する処理を行
う（ステップＳ１２４−６）。
スキャン制御に移行する。具体的には、拡張期の特定時
相用に設定した遅延時間ＴＤＬ２だけ待機する処理を行
う（ステップＳ１２４−６）。
【０１２５】この最適な遅延時間ＴＤＬ２が経過した時
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ５は拡張期に対する第２のスキャンを実行する（ステ
ップＳ１２４−７）。具体的には、既に記憶していたパ
ルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場
電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシー
ケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の
元で第２のスキャンＳＮｄｉａ１が図１９に示す如く心
電同期法により実行される。
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ５は拡張期に対する第２のスキャンを実行する（ステ
ップＳ１２４−７）。具体的には、既に記憶していたパ
ルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場
電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシー
ケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の
元で第２のスキャンＳＮｄｉａ１が図１９に示す如く心
電同期法により実行される。
【０１２６】この第２のスキャンＳＮｄｉａ１において
も、読出し傾斜磁場パルスＧＲは下肢の動静脈にほぼ沿
った体軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場
パルスＧＲには、磁化スピンをリフェーズさせるリフェ
ーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅが図示の如く、時間的に連
続して前後に付加されている。また、このパルスシーケ
ンスにおけるエコー間隔も５ｍｓｅｃ程度に短縮され
る。
も、読出し傾斜磁場パルスＧＲは下肢の動静脈にほぼ沿
った体軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場
パルスＧＲには、磁化スピンをリフェーズさせるリフェ
ーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅが図示の如く、時間的に連
続して前後に付加されている。また、このパルスシーケ
ンスにおけるエコー間隔も５ｍｓｅｃ程度に短縮され
る。
【０１２７】なお、この拡張期における第２のスキャン
ＳＮｄｉａｎに使用するパルスシーケンスは、図１９に
示す如く、収縮期よりは多いが、ハーフフーリエ法を併
用する分、ｋ空間全部に充填するエコー数よりも少ない
エコー数を収集するように設定されている。エコー数
は、図２０に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコー
ドｋｅ方向の中心部（低周波領域）及びその一方の端部
（高周波）のみに配置するエコーデータをスライスエン
コード量毎に収集するに足りるように設定されている。
拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおいて、不足するエコーデー
タは後述するようにハーフフーリエ法に拠って演算によ
り求められる。この拡張期におけるスキャンＳＮ
ｄｉａ１は、図１９，２０に示す如く、通常、次の心拍
まで跨ってスキャンされる。
ＳＮｄｉａｎに使用するパルスシーケンスは、図１９に
示す如く、収縮期よりは多いが、ハーフフーリエ法を併
用する分、ｋ空間全部に充填するエコー数よりも少ない
エコー数を収集するように設定されている。エコー数
は、図２０に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコー
ドｋｅ方向の中心部（低周波領域）及びその一方の端部
（高周波）のみに配置するエコーデータをスライスエン
コード量毎に収集するに足りるように設定されている。
拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおいて、不足するエコーデー
タは後述するようにハーフフーリエ法に拠って演算によ
り求められる。この拡張期におけるスキャンＳＮ
ｄｉａ１は、図１９，２０に示す如く、通常、次の心拍
まで跨ってスキャンされる。
【０１２８】これにより、最初のスライスエンコード量
ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ程度のスキャン時間で、
下肢に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａ（図１０参照）
からエコー信号が収集される。
ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ程度のスキャン時間で、
下肢に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａ（図１０参照）
からエコー信号が収集される。
【０１２９】これらの１回目のイメージングスキャンが
終了すると、シーケンサ５は、最終のスキャンが完了し
たかどうかを判断し（ステップＳ１２４−８）、この判
断がＮＯ（最終スキャンが済んでいない）の場合、ＥＣ
Ｇ信号を監視しながら、例えばイメージングスキャンに
使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短めに
設定した期間が経過するまで待機し、静止している実質
部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑制する（ステッ
プＳ１２４−９）。
終了すると、シーケンサ５は、最終のスキャンが完了し
たかどうかを判断し（ステップＳ１２４−８）、この判
断がＮＯ（最終スキャンが済んでいない）の場合、ＥＣ
Ｇ信号を監視しながら、例えばイメージングスキャンに
使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短めに
設定した期間が経過するまで待機し、静止している実質
部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑制する（ステッ
プＳ１２４−９）。
【０１３０】このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期
間待って、例えばスキャン開始から３個目のＲ波が出現
すると（ステップＳ１２４−９，ＹＥＳ）、シーケンサ
５は前述したステップＳ１２４−４にその処理を戻す。
間待って、例えばスキャン開始から３個目のＲ波が出現
すると（ステップＳ１２４−９，ＹＥＳ）、シーケンサ
５は前述したステップＳ１２４−４にその処理を戻す。
【０１３１】これにより、その３個目のＲ波ピーク値か
ら遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点で次のスライスエン
コード量ＳＥ２に応じて２回目の収縮期に対する第１の
スキャンＳＮｓｙｓ２が前述と同様に実行され、３次元
撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステッ
プＳ１２４−４，５）。さらに、３個目のＲ波ピーク値
から遅延時間ＴＤＬ２が経過した時点でスライスエンコ
ード量ＳＥ２に応じて２回目の拡張期に対する第２のス
キャンＳＮｄｉａ２が前述と同様に実行され、３次元撮
像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステップ
Ｓ１２４−６，７）。
ら遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点で次のスライスエン
コード量ＳＥ２に応じて２回目の収縮期に対する第１の
スキャンＳＮｓｙｓ２が前述と同様に実行され、３次元
撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステッ
プＳ１２４−４，５）。さらに、３個目のＲ波ピーク値
から遅延時間ＴＤＬ２が経過した時点でスライスエンコ
ード量ＳＥ２に応じて２回目の拡張期に対する第２のス
キャンＳＮｄｉａ２が前述と同様に実行され、３次元撮
像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステップ
Ｓ１２４−６，７）。
【０１３２】以下同様に、最終のスライスエンコード量
ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー信号が収縮期及び拡
張期それぞれに対して収集される。
ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー信号が収縮期及び拡
張期それぞれに対して収集される。
【０１３３】スライスエンコード量ＳＥｎでの最終回の
スキャンＳＮｓｙｓｎ，ＳＮｄｉａ ｎが終わると、ステ
ップＳ１２４−８における判断がＹＥＳとなり、シーケ
ンサ５からホスト計算機６にイメージングスキャンの完
了通知が出力される（ステップＳ１２４−１０）。これ
により、処理がホスト計算機６に戻される。
スキャンＳＮｓｙｓｎ，ＳＮｄｉａ ｎが終わると、ステ
ップＳ１２４−８における判断がＹＥＳとなり、シーケ
ンサ５からホスト計算機６にイメージングスキャンの完
了通知が出力される（ステップＳ１２４−１０）。これ
により、処理がホスト計算機６に戻される。
【０１３４】ホスト計算機６は、シーケンサ５からのス
キャン完了通知を受けると（図１７：ステップＳ１２
５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する
（ステップＳ１２６）。
キャン完了通知を受けると（図１７：ステップＳ１２
５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する
（ステップＳ１２６）。
【０１３５】したがって、図１９に模式的に示す如く、
１回のイメージングスキャン（撮像）の中で、例えば２
Ｒ−Ｒ毎に、収縮期及び拡張期に対する心電同期スキャ
ンが例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法によりｎ個のスライスエン
コード量に対して実行される。
１回のイメージングスキャン（撮像）の中で、例えば２
Ｒ−Ｒ毎に、収縮期及び拡張期に対する心電同期スキャ
ンが例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法によりｎ個のスライスエン
コード量に対して実行される。
【０１３６】患者Ｐから発生したエコ信号は、第１の実
施形態と同様にデジタル量のエコーデータに変換され
る。このエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニ
ット１０に送られ、メモリで形成される収縮期及び拡張
期用の３次元ｋ空間Ｋｓｙｓ及びＫｄｉａ夫々に位相エ
ンコード量及びスライスエンコード量に対応して配置さ
れる。
施形態と同様にデジタル量のエコーデータに変換され
る。このエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニ
ット１０に送られ、メモリで形成される収縮期及び拡張
期用の３次元ｋ空間Ｋｓｙｓ及びＫｄｉａ夫々に位相エ
ンコード量及びスライスエンコード量に対応して配置さ
れる。
【０１３７】（２．２）データ処理及び画像表示 このようにエコーデータ収集が終わると、ホスト計算機
６は演算ユニット１０に、図２１に示す処理を実行する
ように指令する。
６は演算ユニット１０に、図２１に示す処理を実行する
ように指令する。
【０１３８】図２１に示す如く、演算ユニット６はホス
ト計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間Ｋ
ｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける全データ配
置を完成させる（ステップＳ１３１，Ｓ１３２）。具体
的には、ステップＳ１３１で、図２０に示す如く、拡張
期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける位相エンコード方向の一方
の高周波領域Ｒｅのエコーデータ（図２０では、番号ｈ
〜ｎまでのエコー）が収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓの対応位
置にコピーされる。このエコーデータは、収縮期用スキ
ャンによっては収集されていなかった領域のデータであ
る。次いで、ステップＳ１３２に移行して、収縮期用ｋ
空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａの両方にハー
フフーリエ法を個別に適用して、エコーデータを収集し
ていなかった残りの領域のデータを複素共役関係により
演算し、これを配置する。したがって、ステップＳ１３
１，Ｓ１３２の処理を通して、両方のｋ空間Ｋｓｙｓ及
びＫ ｄｉａが全てデータで埋まる。
ト計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間Ｋ
ｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける全データ配
置を完成させる（ステップＳ１３１，Ｓ１３２）。具体
的には、ステップＳ１３１で、図２０に示す如く、拡張
期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける位相エンコード方向の一方
の高周波領域Ｒｅのエコーデータ（図２０では、番号ｈ
〜ｎまでのエコー）が収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓの対応位
置にコピーされる。このエコーデータは、収縮期用スキ
ャンによっては収集されていなかった領域のデータであ
る。次いで、ステップＳ１３２に移行して、収縮期用ｋ
空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａの両方にハー
フフーリエ法を個別に適用して、エコーデータを収集し
ていなかった残りの領域のデータを複素共役関係により
演算し、これを配置する。したがって、ステップＳ１３
１，Ｓ１３２の処理を通して、両方のｋ空間Ｋｓｙｓ及
びＫ ｄｉａが全てデータで埋まる。
【０１３９】この後、演算ユニット１０は、収縮期用ｋ
空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋ ｄｉａに夫々、３次
元フーリエ変換による画像再構成を行う（ステップＳ１
３３，Ｓ１３４）。この結果、前述した図１２（ａ），
（ｂ）に示す如く、収縮期における遅延時間ＴＤＬ１の
画像（収縮期画像）ＩＭｓｙｓ及び拡張期における遅延
時間ＴＤＬ２の画像（拡張期画像）ＩＭｄｉａの３次元
データが得られる。この画像データによれば、収縮期画
像ＩＭｓｙｓには静脈ＶＥのみが映り込んでおり、動脈
ＡＲは殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像
ＩＭｄｉａには動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあ
れ、共に映り込んでいる。
空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋ ｄｉａに夫々、３次
元フーリエ変換による画像再構成を行う（ステップＳ１
３３，Ｓ１３４）。この結果、前述した図１２（ａ），
（ｂ）に示す如く、収縮期における遅延時間ＴＤＬ１の
画像（収縮期画像）ＩＭｓｙｓ及び拡張期における遅延
時間ＴＤＬ２の画像（拡張期画像）ＩＭｄｉａの３次元
データが得られる。この画像データによれば、収縮期画
像ＩＭｓｙｓには静脈ＶＥのみが映り込んでおり、動脈
ＡＲは殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像
ＩＭｄｉａには動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあ
れ、共に映り込んでいる。
【０１４０】そこで、演算ユニット１０は、第１の実施
形態と同様に（図１２〜１４参照）、差分演算「ＩＭ
ｄｉａ−β・ＩＭｓｙｓ」による動脈相画像ＩＭＡＲの
生成（ステップＳ１３５）、差分演算「ＩＭｄｉａ−・
ＩＭＡＲ」による静脈相画像ＩＭＶＥの生成（ステップ
Ｓ１３６）、動脈相画像ＩＭＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶ
Ｅ夫々のＭＩＰ（最大値投影）処理（ステップＳ１３
７）、及び、動脈相及び静脈相の２次元画像表示及び画
像データの格納（ステップＳ１３８）が順次実行され
る。
形態と同様に（図１２〜１４参照）、差分演算「ＩＭ
ｄｉａ−β・ＩＭｓｙｓ」による動脈相画像ＩＭＡＲの
生成（ステップＳ１３５）、差分演算「ＩＭｄｉａ−・
ＩＭＡＲ」による静脈相画像ＩＭＶＥの生成（ステップ
Ｓ１３６）、動脈相画像ＩＭＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶ
Ｅ夫々のＭＩＰ（最大値投影）処理（ステップＳ１３
７）、及び、動脈相及び静脈相の２次元画像表示及び画
像データの格納（ステップＳ１３８）が順次実行され
る。
【０１４１】（２．３）作用効果 以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置では、イ
メージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスＧＲを
下肢血管の流れ方向にほぼ合わせて印加するとともに、
収縮期に印加する傾斜磁場パルスＧＲにディフェーズパ
ルスＰｄｅｐｈ ａｓｅを付加し、また拡張期に印加する
それにリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓ ｅをそれぞれ付
加している。
メージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスＧＲを
下肢血管の流れ方向にほぼ合わせて印加するとともに、
収縮期に印加する傾斜磁場パルスＧＲにディフェーズパ
ルスＰｄｅｐｈ ａｓｅを付加し、また拡張期に印加する
それにリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓ ｅをそれぞれ付
加している。
【０１４２】これにより、第１の実施形態で説明した磁
化スピンの挙動制御と同様に、収縮期に流れている、特
に動脈にフローボイドの促進効果を与えて信号値を下げ
ることができ、一方、拡張期の動脈及び動脈の流れには
積極的にフローコンペンセーションの効果を与えること
ができる。
化スピンの挙動制御と同様に、収縮期に流れている、特
に動脈にフローボイドの促進効果を与えて信号値を下げ
ることができ、一方、拡張期の動脈及び動脈の流れには
積極的にフローコンペンセーションの効果を与えること
ができる。
【０１４３】従って、流れている血流及びそれよりも低
い速度でしか流れていない血流の間の相対的な信号値差
を、ディフェーズパルス及びリフェーズパルスで顕著に
し、流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であっ
ても、かかる相対的な信号値差に基づいて動静脈を明瞭
に分離し且つ高い描出能で表示させることができる。
い速度でしか流れていない血流の間の相対的な信号値差
を、ディフェーズパルス及びリフェーズパルスで顕著に
し、流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であっ
ても、かかる相対的な信号値差に基づいて動静脈を明瞭
に分離し且つ高い描出能で表示させることができる。
【０１４４】また、本実施形態のＭＲＩ装置によれば、
１心周期内の収縮期及び拡張期夫々に最適なスキャン開
始タイミング（Ｒ波からの遅延時間）が設定される。そ
して、１スライスエンコードに対する収縮期及び拡張期
の２ショットのスキャンが、１回のイメージングスキャ
ンの中で順次、交互に実行される。しかも、１心周期内
の最初に行う収縮期用スキャンは、後続の拡張期用スキ
ャンに時間的に掛からないようにデータ収集時間（エコ
ー数）を短くし、そこで収集したエコーデータは収縮期
用ｋ空間内のコントラスト向上の観点で最も重要な低周
波領域に配置する。収縮期用ｋ空間の不足するデータ
は、比較的長めにエコー収集を行うことができる後続の
拡張期用スキャンで得たデータをコピーして補う。ま
た、収縮期用及び拡張期用夫々のスキャンはハーフフー
リエ法を採用し、スキャン時間を極力短く設定してい
る。
１心周期内の収縮期及び拡張期夫々に最適なスキャン開
始タイミング（Ｒ波からの遅延時間）が設定される。そ
して、１スライスエンコードに対する収縮期及び拡張期
の２ショットのスキャンが、１回のイメージングスキャ
ンの中で順次、交互に実行される。しかも、１心周期内
の最初に行う収縮期用スキャンは、後続の拡張期用スキ
ャンに時間的に掛からないようにデータ収集時間（エコ
ー数）を短くし、そこで収集したエコーデータは収縮期
用ｋ空間内のコントラスト向上の観点で最も重要な低周
波領域に配置する。収縮期用ｋ空間の不足するデータ
は、比較的長めにエコー収集を行うことができる後続の
拡張期用スキャンで得たデータをコピーして補う。ま
た、収縮期用及び拡張期用夫々のスキャンはハーフフー
リエ法を採用し、スキャン時間を極力短く設定してい
る。
【０１４５】このため、通常、１スライスエンコードに
対する収縮期用及び拡張期用の２ショットのスキャンは
２心拍程度内に収まる。そこで、これらのスキャンを順
次交互に繰り返すことで、１回の撮像における１回の息
止め継続可能期間内に収縮期及び拡張期の血流のエコー
データが収集される。つまり、収縮期及び拡張期の血流
の３次元データが１回の撮像で各別に且つ最適タイミン
グで収集される。
対する収縮期用及び拡張期用の２ショットのスキャンは
２心拍程度内に収まる。そこで、これらのスキャンを順
次交互に繰り返すことで、１回の撮像における１回の息
止め継続可能期間内に収縮期及び拡張期の血流のエコー
データが収集される。つまり、収縮期及び拡張期の血流
の３次元データが１回の撮像で各別に且つ最適タイミン
グで収集される。
【０１４６】従って、収縮期及び拡張期について個別に
イメージングスキャンを行う（つまり合計２回の撮像を
行う）必要が無く、１回の撮像で済む。それゆえ、撮像
時間が大幅に少なくて済み、患者スループットが上が
る。とくに、かかる撮像時間の短縮効果は３次元撮像の
ときに顕著になる。また、患者の体動等に因るミスレジ
ストレーションを大幅に減らすことができるので、提示
される画像の画質も良くなる。さらに、１回の撮像で収
集された２時相のエコーデータから動脈相及び静脈相を
分離した血流像（ＭＲＡ像）を得ることができるので、
撮像効率が良く、また、提供される血流情報も豊富にな
る。
イメージングスキャンを行う（つまり合計２回の撮像を
行う）必要が無く、１回の撮像で済む。それゆえ、撮像
時間が大幅に少なくて済み、患者スループットが上が
る。とくに、かかる撮像時間の短縮効果は３次元撮像の
ときに顕著になる。また、患者の体動等に因るミスレジ
ストレーションを大幅に減らすことができるので、提示
される画像の画質も良くなる。さらに、１回の撮像で収
集された２時相のエコーデータから動脈相及び静脈相を
分離した血流像（ＭＲＡ像）を得ることができるので、
撮像効率が良く、また、提供される血流情報も豊富にな
る。
【０１４７】また、この第２の実施形態によれば、第１
の実施形態で得られたその他の作用効果も同様に享受で
きる。
の実施形態で得られたその他の作用効果も同様に享受で
きる。
【０１４８】（第２の実施形態の変形例）上述した第２
の実施形態の第１回目及び第２回目のイメージングスキ
ャンにあっては、図１９に示す如く、収縮期用の読出し
傾斜磁場パルスにディフェーズパルスを付加し、拡張期
用の読出し傾斜磁場パルスにリフェーズパルスを付加し
ていた。これに対して、収縮期用及び拡張期用の読出し
傾斜磁場パルスに共に、ディフェーズパルスのみを付加
してもよい。これにより、第１の実施形態（図８参照）
のときと同様に、時相毎に異なる血流速度に起因したフ
ローボイド効果の促進具合を信号値の強度に反映させる
ことができ、動静脈の分離を確実に行うことができる。
の実施形態の第１回目及び第２回目のイメージングスキ
ャンにあっては、図１９に示す如く、収縮期用の読出し
傾斜磁場パルスにディフェーズパルスを付加し、拡張期
用の読出し傾斜磁場パルスにリフェーズパルスを付加し
ていた。これに対して、収縮期用及び拡張期用の読出し
傾斜磁場パルスに共に、ディフェーズパルスのみを付加
してもよい。これにより、第１の実施形態（図８参照）
のときと同様に、時相毎に異なる血流速度に起因したフ
ローボイド効果の促進具合を信号値の強度に反映させる
ことができ、動静脈の分離を確実に行うことができる。
【０１４９】（各実施形態に共通の変形例）なお、本発
明は、上述した各実施形態に記載の構成に限定されるも
のではなく、さらに各種の変形構成や応用が可能であ
る。
明は、上述した各実施形態に記載の構成に限定されるも
のではなく、さらに各種の変形構成や応用が可能であ
る。
【０１５０】例えば、上述した実施形態では、動脈相画
像及び静脈相画像の両方を提示するようにしたが、これ
については、動脈相画像のみを差分演算し、表示するよ
うにしてもよい。すなわち、図２１のステップＳ１３６
における静脈相画像に対する差分演算を省くことができ
る。反対に、動脈相及び静脈相の画像の差分演算を共に
行うものの、表示する画像は動脈動画像のみであっても
よい。
像及び静脈相画像の両方を提示するようにしたが、これ
については、動脈相画像のみを差分演算し、表示するよ
うにしてもよい。すなわち、図２１のステップＳ１３６
における静脈相画像に対する差分演算を省くことができ
る。反対に、動脈相及び静脈相の画像の差分演算を共に
行うものの、表示する画像は動脈動画像のみであっても
よい。
【０１５１】また、前述した各実施形態にあっては、収
縮期用及び拡張期用のスキャン夫々に対して、ハーフフ
ーリエ法を適用したスキャン法を採用したが、このハー
フフーリエ法は必ず採用しなくてもよい。その場合、拡
張期用スキャンによりｋ空間をフルにデータ収集し、そ
のスライスエンコード方向両端の高周波領域のエコーデ
ータを収縮期用ｋ空間の対応領域に夫々コピーするとよ
い。
縮期用及び拡張期用のスキャン夫々に対して、ハーフフ
ーリエ法を適用したスキャン法を採用したが、このハー
フフーリエ法は必ず採用しなくてもよい。その場合、拡
張期用スキャンによりｋ空間をフルにデータ収集し、そ
のスライスエンコード方向両端の高周波領域のエコーデ
ータを収縮期用ｋ空間の対応領域に夫々コピーするとよ
い。
【０１５２】さらに、前述した実施形態は３次元スキャ
ンで行う場合を説明したが、これは２次元スキャンの撮
像であっても同様に適用できる。採用するパルスシーケ
ンスも、ＦＡＳＥ法に限らず、反転回復（ＩＲ）パルス
を用いたＦＳＥ法やＦＡＳＥ法のシーケンスを採用して
もよい。
ンで行う場合を説明したが、これは２次元スキャンの撮
像であっても同様に適用できる。採用するパルスシーケ
ンスも、ＦＡＳＥ法に限らず、反転回復（ＩＲ）パルス
を用いたＦＳＥ法やＦＡＳＥ法のシーケンスを採用して
もよい。
【０１５３】さらに、前述した実施形態のエコーデータ
の後処理は、エコーデータを一度、実空間の画像データ
に変換し、この後で差分演算を行って動脈相及び静脈相
の画像を得るように構成しているが、かかる差分演算
を、マトリクスサイズが同じｋ空間Ｋｓｙｓ，Ｋｄｉａ
上のエコーデータのままで行い、その差分結果であるエ
コーデータを再構成して血流画像を得るようにしてもよ
い。
の後処理は、エコーデータを一度、実空間の画像データ
に変換し、この後で差分演算を行って動脈相及び静脈相
の画像を得るように構成しているが、かかる差分演算
を、マトリクスサイズが同じｋ空間Ｋｓｙｓ，Ｋｄｉａ
上のエコーデータのままで行い、その差分結果であるエ
コーデータを再構成して血流画像を得るようにしてもよ
い。
【０１５４】さらに、被検体の心拍を表す信号を検出す
る構成としては、前述したＥＣＧ信号を検出するものに
変えて、例えば指先の脈波を光信号で検出するＰＰＧ
（ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｇａｔｉｎｇ）と呼ばれる検
出信号を用いるようにしてもよい。
る構成としては、前述したＥＣＧ信号を検出するものに
変えて、例えば指先の脈波を光信号で検出するＰＰＧ
（ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｇａｔｉｎｇ）と呼ばれる検
出信号を用いるようにしてもよい。
【０１５５】さらに、前述した各実施形態及びその変形
例に係るＭＲＩ装置は２つの心時相の画像データから１
つの画像データを作成する構成にしているが、本発明の
別の態様によれば、必ずしもこれに限定されない。例え
ば、ディフェーズパルスやリフェーズパルスを付加した
読出し傾斜磁場パルスを流体（血液、リンパ液など）の
流れの方向にほぼ一致させて印加し、心時相とは関係無
く、１回のイメージングスキャンを行って単独の画像を
得るようにしてもよい。この画像には、フローボイド効
果の促進の程度を反映した流体がブライト又はブラック
に映り込むから、これにより、流体に関するフロー情報
を与えることができる。
例に係るＭＲＩ装置は２つの心時相の画像データから１
つの画像データを作成する構成にしているが、本発明の
別の態様によれば、必ずしもこれに限定されない。例え
ば、ディフェーズパルスやリフェーズパルスを付加した
読出し傾斜磁場パルスを流体（血液、リンパ液など）の
流れの方向にほぼ一致させて印加し、心時相とは関係無
く、１回のイメージングスキャンを行って単独の画像を
得るようにしてもよい。この画像には、フローボイド効
果の促進の程度を反映した流体がブライト又はブラック
に映り込むから、これにより、流体に関するフロー情報
を与えることができる。
【０１５６】さらに、撮像対象となる流体の流れ速度に
応じて前述したディフェーズパルスやリフェーズパルス
の強度を制御する手段を設けることもできる。この手段
は、例えば入力器１３、ホスト計算機６、及び／又は記
憶ユニット１１から成る。オペレータが撮像部位及び流
体を特定する情報を入力器１３から入力すると、ホスト
計算機６が記憶ユニット１１に予め記憶させていたテー
ブル（流体毎のパルス強度を格納）を参照し、この参照
結果に応じてディフェーズパルスやリフェーズパルスの
強度をシーケンサ５に出力すればよい。また、オペレー
タが入力器１３を介して直接にパルス強度を与えること
もできる。
応じて前述したディフェーズパルスやリフェーズパルス
の強度を制御する手段を設けることもできる。この手段
は、例えば入力器１３、ホスト計算機６、及び／又は記
憶ユニット１１から成る。オペレータが撮像部位及び流
体を特定する情報を入力器１３から入力すると、ホスト
計算機６が記憶ユニット１１に予め記憶させていたテー
ブル（流体毎のパルス強度を格納）を参照し、この参照
結果に応じてディフェーズパルスやリフェーズパルスの
強度をシーケンサ５に出力すればよい。また、オペレー
タが入力器１３を介して直接にパルス強度を与えること
もできる。
【０１５７】実施形態の説明は以上の通りであるが、本
発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、
当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱
しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それ
らの構成も本発明に含まれる。
発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、
当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱
しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それ
らの構成も本発明に含まれる。
【０１５８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明のＭＲＩ装
置及びＭＲイメージング方法によれば、パルスシーケン
スに含める読出し傾斜磁場パルスの印加方向を流体の流
れの方向にほぼ一致させることを基本とし、これに、例
えば、異なる心時相に同期してイメージングスキャンを
行ったり、読出し傾斜磁場パルスにディフェーズパルス
やリフェーズパルスを付加する構成としたため、造影剤
を投与することなく、下肢の血流などに見られる低流速
の流れを確実に描出することができる。特に、下肢の動
静脈を分離した画像を短時間に且つ高画質に描出するこ
とができる。
置及びＭＲイメージング方法によれば、パルスシーケン
スに含める読出し傾斜磁場パルスの印加方向を流体の流
れの方向にほぼ一致させることを基本とし、これに、例
えば、異なる心時相に同期してイメージングスキャンを
行ったり、読出し傾斜磁場パルスにディフェーズパルス
やリフェーズパルスを付加する構成としたため、造影剤
を投与することなく、下肢の血流などに見られる低流速
の流れを確実に描出することができる。特に、下肢の動
静脈を分離した画像を短時間に且つ高画質に描出するこ
とができる。
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を
示す機能ブロック図。
示す機能ブロック図。
【図２】第１の実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキ
ャン及び２回のイメージングスキャンの時系列関係を説
明する図。
ャン及び２回のイメージングスキャンの時系列関係を説
明する図。
【図３】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの手順を例示する概
略フローチャート。
略フローチャート。
【図４】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのＥＣＧ信号に対す
る時系列関係を例示するタイミングチャート。
る時系列関係を例示するタイミングチャート。
【図５】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた、遅
延時間をダイナミックに変化させたときの模式的画像
図。
延時間をダイナミックに変化させたときの模式的画像
図。
【図６】第１回目及び第２回目のイメージングスキャン
の一例を示す概略フローチャート。
の一例を示す概略フローチャート。
【図７】第１回目及び第２回目のイメージングスキャン
の一例を示す概略フローチャート。
の一例を示す概略フローチャート。
【図８】第１の実施形態における心電同期法に基づく第
１回目及び第２回目のイメージングスキャンのタイミン
グを例示するタイミングチャート。
１回目及び第２回目のイメージングスキャンのタイミン
グを例示するタイミングチャート。
【図９】読出し傾斜磁場に付加するディフェーズパルス
及びリフェーズパルスを説明する図。
及びリフェーズパルスを説明する図。
【図１０】３次元の撮像部位と撮像する血管との位置関
係を説明する図。
係を説明する図。
【図１１】第１の実施形態におけるエコーデータの演算
及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
【図１２】動脈相画像を得るための差分演算の概要を説
明する模式図。
明する模式図。
【図１３】静脈相画像を得るための差分演算の概要を説
明する模式図。
明する模式図。
【図１４】動脈相画像及び静脈相画像の同時表示状態を
例示する図。
例示する図。
【図１５】第１の実施形態の変形例で実施される２回の
イメージングスキャンのパルスシーケンス。
イメージングスキャンのパルスシーケンス。
【図１６】本発明の第２の実施形態に係るＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャン及び１回のイメージングスキャンの時系列
関係を説明する図。
ｅｐスキャン及び１回のイメージングスキャンの時系列
関係を説明する図。
【図１７】イメージングスキャンの一例を示す概略フロ
ーチャート。
ーチャート。
【図１８】メージングスキャンの一例を示す概略フロー
チャート。
チャート。
【図１９】第１の実施形態における心電同期法に基づく
イメージングスキャンのタイミングを例示するタイミン
グチャート。
イメージングスキャンのタイミングを例示するタイミン
グチャート。
【図２０】収縮期と拡張期に夫々収集したエコーデータ
をｋ空間に配置する様子を説明する図。
をｋ空間に配置する様子を説明する図。
【図２１】第２の実施形態におけるエコーデータの演算
及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
１ 磁石 ２ 静磁場電源 ３ 傾斜磁場コイルユニット ４ 傾斜磁場電源 ５ シーケンサ ６ ホスト計算機 ７ ＲＦコイル ８Ｔ 送信器 ８Ｒ 受信器 １０ 演算ユニット １１ 記憶ユニット １２ 表示器 １３ 入力器 １７ ＥＣＧセンサ １８ ＥＣＧユニット
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０Ｙ
Claims (32)
- 【請求項１】 静磁場中に置かれた被検体に読出し傾斜
磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実
行するようにしたＭＲＩ装置において、 前記被検体内の動きのある流体の動き方向に前記読出し
傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わせた状態で、
前記スキャンを実行してエコー信号を収集する信号収集
手段と、前記エコー信号から前記流体の画像又は当該流
体の影響を受ける画像を生成する画像生成手段とを備え
たことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 静磁場中に置かれた被検体に読出し傾斜
磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実
行するようにしたＭＲＩ装置において、 前記被検体の心時相を設定する心時相設定手段と、前記
被検体内の動きのある流体の動き方向に前記読出し傾斜
磁場パルスの印加方向を実質的に合わせた状態で、前記
心時相に応じて前記スキャンを実行してエコー信号を収
集する信号収集手段と、前記エコー信号から前記流体の
画像又は当該流体の影響を受ける画像を生成する画像生
成手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 請求項１又は２に記載のＭＲＩ装置にお
いて、 前記読出し傾斜磁場パルスは、前記エコー信号を読み出
すためのパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ
前記流体の磁化スピンの位相挙動を制御する制御パルス
とを有するＭＲＩ装置。 - 【請求項４】 請求項３に記載のＭＲＩ装置において、 前記制御パルスは、前記磁化スピンのディフェーズ及び
リフェーズのうちの少なくとも一方を担うパルスである
ＭＲＩ装置。 - 【請求項５】 請求項２に記載のＭＲＩ装置において、 前記心時相設定手段は前記被検体の２つの心時相を設定
する手段であり、 前記信号収集手段は、前記２つの心時相にて前記被検体
を第１及び第２のスキャンに夫々付して２組のエコー信
号から成るデータを収集する手段であり、 前記画像生成手段は、前記データから前記流体の画像を
生成する手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項６】 請求項５に記載のＭＲＩ装置において、 前記信号収集手段は、前記第１及び第２のスキャンを２
回の撮像で夫々に実行する手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項７】 請求項６に記載のＭＲＩ装置において、 前記読出し傾斜磁場パルスは、前記エコー信号を読み出
すためのパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ
前記流体の磁化スピンの位相挙動を制御する制御パルス
とを有するＭＲＩ装置。 - 【請求項８】 請求項７に記載のＭＲＩ装置において、 前記制御パルスは、前記磁化スピンのディフェーズ及び
リフェーズのうちの少なくとも一方を担うパルスである
ＭＲＩ装置。 - 【請求項９】 請求項８に記載のＭＲＩ装置において、 前記２つの心時相で前記第１及び第２のスキャンに用い
るパルスシーケンスの読出し傾斜磁場パルスの制御パル
スを共に前記ディフェーズ又はリフェーズを担うパルス
で形成したＭＲＩ装置。 - 【請求項１０】 請求項８に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記２つの心時相のうち、一方の心時相における前記第
１のスキャンに用いるパルスシーケンスの読出し傾斜磁
場パルスの制御パルスを前記ディフェーズを担うパルス
で形成し、もう一方の心時相における前記第２のスキャ
ンに用いるパルスシーケンスの読出し傾斜磁場パルスの
制御パルスを前記リフェーズを担うパルスで形成したＭ
ＲＩ装置。 - 【請求項１１】 請求項１０に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記心時相設定手段は、前記一方の心時相として前記被
検体の拡張期に属する時相を設定するとともに、前記も
う一方の心時相として当該被検体の収縮期に属する時相
を設定する手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項１２】 請求項７〜１１の何れか一項に記載の
ＭＲＩ装置において、 前記制御パルスの波形面積を変更可能に設定したＭＲＩ
装置。 - 【請求項１３】 請求項５に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記信号収集手段は、前記第１及び第２のスキャンを、
同一のスライス又はスライスエンコード量に設定される
１回の撮像の中で順次実行する手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項１４】 請求項１３に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記読出し傾斜磁場パルスは、前記エコー信号を読み出
すためのパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ
前記流体の磁化スピンの位相挙動を制御する制御パルス
とを有するＭＲＩ装置。 - 【請求項１５】 請求項１４に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記心時相設定手段は、前記２つの時相として、前記被
検体の心臓の収縮期及び拡張期に属する心時相をそれぞ
れ設定する手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項１６】 請求項１５に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記制御パルスは、前記収縮期の心時相にて前記磁化ス
ピンのディフェーズを担うパルスであり、前記拡張期の
心時相にて前記磁化スピンのリフェーズを担うパルスで
あるＭＲＩ装置。 - 【請求項１７】 請求項１３〜１６の何れか一項に記載
のＭＲＩ装置において、 前記制御パルスの波形面積を変更可能に設定したＭＲＩ
装置。 - 【請求項１８】 請求項２〜１７の何れか一項に記載の
ＭＲＩ装置において、 前記流体は、前記被検体内の血流であるＭＲＩ装置。 - 【請求項１９】 請求項１８に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記血流は、流速が遅い前記被検体の下肢の動静脈であ
って、 前記画像生成手段は前記動静脈を分離した画像を生成す
る動静脈画像生成手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項２０】 請求項６又は１３に記載のＭＲＩ装置
において、 前記第１及び第２のスキャンはハーフフーリエ法に基づ
くスキャンであることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２１】 請求項２０記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記第１のスキャンは、第１のｋ空間の位相エンコード
方向における低周波領域を成す中心領域にエコーデータ
を配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケ
ンスに拠るスキャンであり、 前記第２のスキャンは、第２のｋ空間の位相エンコード
方向における低周波領域を成す中心領域と高周波領域を
成す両端部の内の一方とにエコーデータを配置するため
のエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るスキ
ャンであることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２２】 請求項２１記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記画像生成手段は、前記第１のスキャンによりエコー
データが収集される第１のｋ空間及び前記第２のスキャ
ンによりエコーデータが収集される第２のｋ空間それぞ
れにて前記ハーフフーリエ法に応じてエコーデータを演
算により生成し配置する演算手段と、前記第１のｋ空間
上で残っている未収集領域に前記第２のｋ空間の対応す
る領域のエコーデータを複写する複写手段とを備えたＭ
ＲＩ装置。 - 【請求項２３】 請求項２２記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記画像生成手段は、前記第１のｋ空間のエコーデータ
又はその画像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ
又はその画像データとの間で演算を行って動脈相画像に
関するエコーデータ又はその画像データを得る動脈相画
像生成手段を備えたＭＲＩ装置。 - 【請求項２４】 請求項２３記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記動脈相画像生成手段により実行される演算は、差分
演算、重付け差分演算、又は加算演算であることを特徴
とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２５】 請求項２３記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記画像生成手段は、前記動脈相画像生成手段から得ら
れた動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像デー
タと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像デー
タとの間で差分演算を行って静脈相画像に関するエコー
データ又はその画像データを得る静脈相画像生成手段を
備えたＭＲＩ装置。 - 【請求項２６】 請求項２０乃至２５の何れか一項に記
載のＭＲＩ装置において、 前記第１及び第２のスキャンは２次元スキャン又は３次
元スキャンであるＭＲＩ装置。 - 【請求項２７】 請求項２０乃至２６の何れか一項に記
載のＭＲＩ装置において、 前記第１及び第２のスキャンに用いるパルスシーケンス
は、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ Ｓ
Ｅ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Ｆ
ＳＥ（高速ＳＥ）法、又はＳＥ法に拠るパルス列である
ＭＲＩ装置。 - 【請求項２８】 請求項２０乃至２７の何れか一項に記
載のＭＲＩ装置において、 前記時相設定手段は、前記被検体の心時相を表す信号を
検出する検出手段と、この検出手段により検出される信
号中に現れる周期的な心拍参照波からの異なる時刻にて
前記被検体の撮像部位に準備用ＭＲシーケンスを複数回
実行して複数枚のＭＲ画像を得る準備手段と、この準備
手段により得られた複数枚のＭＲ画像から前記２つの時
相を決める手段とを備えるＭＲＩ装置。 - 【請求項２９】 請求項２８記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記心時相を表す信号は前記被検体のＥＣＧ信号又はＰ
ＰＧ信号であり、前記心拍参照波はそのＥＣＧ信号又は
ＰＰＧ信号のＲ波であるＭＲＩ装置。 - 【請求項３０】 被検体の心時相を設定し、前記被検体
内の動きのある流体の動き方向に印加方向を実質的に合
わせた読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスを
用いて前記心時相に応じてスキャンを実行してエコー信
号を収集し、前記エコー信号から前記流体の画像又は当
該流体の影響を受ける画像を生成することを特徴とする
ＭＲイメージング方法。 - 【請求項３１】 請求項３０に記載のＭＲイメージング
方法において、 前記読出し傾斜磁場パルスは、前記エコー信号を読み出
すためのパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ
前記流体の磁化スピンの位相をディフェーズ又はリフェ
ーズさせるディフェーズパルス及びリフェーズパルスの
うちの少なくとも一方とを有するＭＲイメージング方
法。 - 【請求項３２】 請求項３に記載のＭＲＩ装置におい
て、 前記制御パルスの強度を前記流体の流れの速度に応じて
制御する手段を備えたＭＲＩ装置。
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|---|---|
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Cited By (19)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005312977A (ja) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | 運動サイクルを有する解剖学的構造を磁気共鳴イメージングする方法 |
| JP2008023317A (ja) * | 2006-06-20 | 2008-02-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2008093418A (ja) * | 2006-09-13 | 2008-04-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴画像診断装置およびその制御方法 |
| JP2008119514A (ja) * | 2008-02-08 | 2008-05-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2008272248A (ja) * | 2007-04-27 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US7541809B2 (en) | 2006-12-22 | 2009-06-02 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2009160344A (ja) * | 2008-01-10 | 2009-07-23 | 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 |
| US7647086B2 (en) | 2002-10-08 | 2010-01-12 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Apparatus and method for magnetic resonance angiography utilizing flow pulses and phase-encoding pulses in a same direction |
| WO2010064572A1 (ja) * | 2008-12-04 | 2010-06-10 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法 |
| JP2011015951A (ja) * | 2009-06-08 | 2011-01-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012024604A (ja) * | 2005-09-22 | 2012-02-09 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012066129A (ja) * | 2006-06-20 | 2012-04-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012200557A (ja) * | 2011-03-28 | 2012-10-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013039165A (ja) * | 2011-08-12 | 2013-02-28 | Hitachi Medical Corp | 非造影血管像再構成法及び磁気共鳴イメージング装置 |
| US9134394B2 (en) | 2006-09-06 | 2015-09-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus |
| US9201129B2 (en) | 2006-09-13 | 2015-12-01 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same |
| US9538936B2 (en) | 2006-11-22 | 2017-01-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI apparatus acquires first and second MR data and generates therefrom third image data having higher contrast between blood and background tissues |
| JP2017086863A (ja) * | 2015-11-09 | 2017-05-25 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 |
| US10098563B2 (en) | 2006-11-22 | 2018-10-16 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102011086369B4 (de) * | 2011-11-15 | 2022-08-11 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Erstellung von MR-Angiographiebildern und entsprechende Magnetresonanzanlage |
| CN105738846B (zh) * | 2014-12-12 | 2019-01-25 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | K空间数据采集方法及其磁共振成像方法 |
| KR101775028B1 (ko) * | 2016-09-26 | 2017-09-05 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 획득 방법 |
| DE102017202821A1 (de) * | 2017-02-22 | 2018-08-23 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zum Einstellen eines Betriebsparameters eines medizinischen Geräts und medizinisches Gerät |
| US11443441B2 (en) * | 2017-02-24 | 2022-09-13 | Brainlab Ag | Deep inspiration breath-hold setup using x-ray imaging |
| KR102016422B1 (ko) | 2017-07-06 | 2019-08-30 | 성균관대학교산학협력단 | 자기 공명 영상 장치 및 이를 이용한 혈류 영상 복원 방법 |
Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0347236A (ja) * | 1989-07-14 | 1991-02-28 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 磁気共鳴画像撮影装置 |
| JPH04197241A (ja) * | 1990-11-28 | 1992-07-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置における血管造影像撮影方法 |
| JPH08182661A (ja) * | 1994-12-28 | 1996-07-16 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴撮影方法 |
| JPH0947439A (ja) * | 1995-08-07 | 1997-02-18 | Hitachi Ltd | Ｍｒｉ装置による流速イメージング方法 |
| JPH1075937A (ja) * | 1996-09-03 | 1998-03-24 | Hitachi Medical Corp | Ｍｒアンジオグラフィ計測法及び装置 |
| JPH11239571A (ja) * | 1997-12-26 | 1999-09-07 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
| JP2000005144A (ja) * | 1998-04-20 | 2000-01-11 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒイメ―ジング方法 |
Family Cites Families (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4609872A (en) | 1984-08-10 | 1986-09-02 | General Electric Company | NMR multiple-echo phase-contrast blood flow imaging |
| US4752734A (en) | 1985-08-06 | 1988-06-21 | The General Hospital Corporation | Flow imaging by means of nuclear magnetic resonance |
| JPH0696951B2 (ja) | 1988-08-03 | 1994-11-30 | 戸田建設株式会社 | トンネルの構築工法及びそれに用いるシールド掘進機 |
| JP2788998B2 (ja) | 1989-07-21 | 1998-08-20 | オンキヨー株式会社 | 振動部品用積層材料とスピーカ振動部品 |
| US4995394A (en) | 1989-08-11 | 1991-02-26 | General Electric Company | Fast NMR cardiac profile imaging |
| JPH03268742A (ja) * | 1990-03-19 | 1991-11-29 | Hitachi Ltd | イメージング装置 |
| JPH0620442B2 (ja) | 1990-05-31 | 1994-03-23 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒｉ装置 |
| US5101156A (en) | 1990-08-09 | 1992-03-31 | General Electric | Rapid flow measurement using an nmr imaging system |
| US5122747A (en) | 1990-11-21 | 1992-06-16 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Spiral three-dimensional fourier transform NMR scan |
| US5221898A (en) * | 1990-11-30 | 1993-06-22 | Hitachi, Ltd. | Flow imaging method using an MRI apparatus |
| JPH04309331A (ja) | 1991-04-09 | 1992-10-30 | Toshiba Corp | 医用撮影装置 |
| JP3396490B2 (ja) | 1992-03-31 | 2003-04-14 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US5320099A (en) | 1992-08-07 | 1994-06-14 | Trustees Of The University Of Penna. | MR angiography using steady-state transport-induced adiabatic fast passage |
| JP3496889B2 (ja) * | 1993-06-24 | 2004-02-16 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE4327325C1 (de) | 1993-08-13 | 1995-01-12 | Siemens Ag | Verfahren zur zeitaufgelösten MR-Bildgebung |
| JP3393895B2 (ja) | 1993-09-13 | 2003-04-07 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| JPH0837444A (ja) | 1994-07-22 | 1996-02-06 | Oki Electric Ind Co Ltd | オーバサンプルディジタルフィルタ |
| JPH0856925A (ja) * | 1994-08-26 | 1996-03-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3474653B2 (ja) | 1994-11-14 | 2003-12-08 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5910728A (en) | 1996-11-12 | 1999-06-08 | Beth Israel Deaconess Medical Center | Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): ultra-fast imaging with radiofrequency coil arrays |
| US6043655A (en) * | 1997-01-09 | 2000-03-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging utilizing the time of flight effect |
| US5830143A (en) | 1997-01-21 | 1998-11-03 | Wisconsin Alumnin Research Foundation | Gated time-resolved contrast-enhanced 3D MR angiography |
| JPH10234695A (ja) | 1997-02-21 | 1998-09-08 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP4040742B2 (ja) | 1997-03-28 | 2008-01-30 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| US5857970A (en) * | 1997-06-20 | 1999-01-12 | Siemens Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for cardiac-synchronized peripheral magnetic resonance angiography |
| US6144201A (en) | 1997-12-26 | 2000-11-07 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging utilizing ECG gating technique |
| JP3995329B2 (ja) | 1998-02-19 | 2007-10-24 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH11276453A (ja) | 1998-03-26 | 1999-10-12 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置を用いた磁気共鳴周波数の計測方法 |
| US6782286B2 (en) * | 1998-04-20 | 2004-08-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI system and MR imaging method |
| JP4220592B2 (ja) | 1998-07-13 | 2009-02-04 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JP4574791B2 (ja) | 1999-03-31 | 2010-11-04 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置およびｍｒイメージング方法 |
| JP2000300538A (ja) | 1999-04-23 | 2000-10-31 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | 画像表示方法、画像表示装置およびｍｒｉ装置 |
| US6353752B1 (en) | 1999-05-14 | 2002-03-05 | Board Of Trustees Of The Leland Standford Junior University | Reduced field-of-view method for cine magnetic resonance imaging |
| JP4282152B2 (ja) | 1999-06-09 | 2009-06-17 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| US6493569B2 (en) * | 2000-12-30 | 2002-12-10 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus using post contrast-enhanced steady-state free precession in MR imaging |
-
2000
- 2000-12-27 JP JP2000399259A patent/JP4632535B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
2006
- 2006-10-04 US US11/542,604 patent/USRE43749E1/en not_active Expired - Lifetime
-
2012
- 2012-08-21 US US13/590,396 patent/USRE45876E1/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0347236A (ja) * | 1989-07-14 | 1991-02-28 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 磁気共鳴画像撮影装置 |
| JPH04197241A (ja) * | 1990-11-28 | 1992-07-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置における血管造影像撮影方法 |
| JPH08182661A (ja) * | 1994-12-28 | 1996-07-16 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴撮影方法 |
| JPH0947439A (ja) * | 1995-08-07 | 1997-02-18 | Hitachi Ltd | Ｍｒｉ装置による流速イメージング方法 |
| JPH1075937A (ja) * | 1996-09-03 | 1998-03-24 | Hitachi Medical Corp | Ｍｒアンジオグラフィ計測法及び装置 |
| JPH11239571A (ja) * | 1997-12-26 | 1999-09-07 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
| JP2000005144A (ja) * | 1998-04-20 | 2000-01-11 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒイメ―ジング方法 |
Cited By (25)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7647086B2 (en) | 2002-10-08 | 2010-01-12 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Apparatus and method for magnetic resonance angiography utilizing flow pulses and phase-encoding pulses in a same direction |
| JP2005312977A (ja) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | 運動サイクルを有する解剖学的構造を磁気共鳴イメージングする方法 |
| JP2012024604A (ja) * | 2005-09-22 | 2012-02-09 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012066129A (ja) * | 2006-06-20 | 2012-04-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2008023317A (ja) * | 2006-06-20 | 2008-02-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US10258254B2 (en) | 2006-06-20 | 2019-04-16 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging system and magnetic resonance imaging method |
| US9462961B2 (en) | 2006-06-20 | 2016-10-11 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging system and magnetic resonance imaging method |
| US9134394B2 (en) | 2006-09-06 | 2015-09-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus |
| US10226192B2 (en) | 2006-09-06 | 2019-03-12 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus |
| JP2008093418A (ja) * | 2006-09-13 | 2008-04-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴画像診断装置およびその制御方法 |
| US9201129B2 (en) | 2006-09-13 | 2015-12-01 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same |
| US10098563B2 (en) | 2006-11-22 | 2018-10-16 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US10219721B2 (en) | 2006-11-22 | 2019-03-05 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus reconstructing rephase and dephase images |
| US9538936B2 (en) | 2006-11-22 | 2017-01-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI apparatus acquires first and second MR data and generates therefrom third image data having higher contrast between blood and background tissues |
| US7541809B2 (en) | 2006-12-22 | 2009-06-02 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2008272248A (ja) * | 2007-04-27 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009160344A (ja) * | 2008-01-10 | 2009-07-23 | 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 |
| JP2008119514A (ja) * | 2008-02-08 | 2008-05-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5372015B2 (ja) * | 2008-12-04 | 2013-12-18 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法 |
| WO2010064572A1 (ja) * | 2008-12-04 | 2010-06-10 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法 |
| JP2011015951A (ja) * | 2009-06-08 | 2011-01-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012200557A (ja) * | 2011-03-28 | 2012-10-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013039165A (ja) * | 2011-08-12 | 2013-02-28 | Hitachi Medical Corp | 非造影血管像再構成法及び磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2017086863A (ja) * | 2015-11-09 | 2017-05-25 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 |
| US11294012B2 (en) | 2015-11-09 | 2022-04-05 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| USRE45876E1 (en) | 2016-02-02 |
| JP4632535B2 (ja) | 2011-02-16 |
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