JP2624728B2 - 診断用核磁気共鳴装置 - Google Patents
診断用核磁気共鳴装置Info
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- JP2624728B2 JP2624728B2 JP62294063A JP29406387A JP2624728B2 JP 2624728 B2 JP2624728 B2 JP 2624728B2 JP 62294063 A JP62294063 A JP 62294063A JP 29406387 A JP29406387 A JP 29406387A JP 2624728 B2 JP2624728 B2 JP 2624728B2
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- Japan
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- magnetic resonance
- nuclear magnetic
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は診断用核磁気共鳴装置に係り、特に関心部位
を鮮明に表示する診断用核磁気共鳴装置に関わる。
を鮮明に表示する診断用核磁気共鳴装置に関わる。
MRIにおける血管造影においては、従来より、人体中
の動きのある部分のみから信号を観測するようなパルス
シーケンスを用いて画像を撮影する手法、あるいはECG
ゲイトによる“拡張期像マイナス収縮期像”というサブ
トラクシヨンによる手法が提案されている。これらは流
速には関係なく、動きのある部分のみをあるいは撮影さ
れた一方向の透視像を単純に表示しようとする手法であ
る。
の動きのある部分のみから信号を観測するようなパルス
シーケンスを用いて画像を撮影する手法、あるいはECG
ゲイトによる“拡張期像マイナス収縮期像”というサブ
トラクシヨンによる手法が提案されている。これらは流
速には関係なく、動きのある部分のみをあるいは撮影さ
れた一方向の透視像を単純に表示しようとする手法であ
る。
上記従来技術においては、流速とそれにより生じる位
相回りとの関係が撮影シーケンスにより固定されてお
り、関心部位があつてもその部分の流速が不明であるた
め必ずしも鮮明に表示されないという問題点があつた。
相回りとの関係が撮影シーケンスにより固定されてお
り、関心部位があつてもその部分の流速が不明であるた
め必ずしも鮮明に表示されないという問題点があつた。
本発明の第１の目的は、関心部位を最も鮮明に表示す
るような血管造影像を撮影し、表示することにある。
るような血管造影像を撮影し、表示することにある。
また、上記従来技術においては、表示する画像は一方
向のみからのもので奥行き情報が不足しているという問
題点があつた。
向のみからのもので奥行き情報が不足しているという問
題点があつた。
本発明の第２の目的は上記従来技術に比べ、血管等の
三次元的な広がりを把握しやすい血管造影像を提供する
ことにある。
三次元的な広がりを把握しやすい血管造影像を提供する
ことにある。
上記第１の目的は、予じめ血流速を定量的に測定する
撮影シーケンスを用いて関心部位の血流速度を測定した
後、この速度を持つ点が画像上で最高濃度値をもつよう
にシーケンスをコントロールして血管造影像を撮影する
ことにより達成される。
撮影シーケンスを用いて関心部位の血流速度を測定した
後、この速度を持つ点が画像上で最高濃度値をもつよう
にシーケンスをコントロールして血管造影像を撮影する
ことにより達成される。
また、上記第２の目的は、人体中の血管の透視像を得
るための撮影法を用い、互いにスライス軸方向の少しず
つ異なる２枚の透視画像を撮影し、これらを画面上にス
テレオ表示することにより達成される。
るための撮影法を用い、互いにスライス軸方向の少しず
つ異なる２枚の透視画像を撮影し、これらを画面上にス
テレオ表示することにより達成される。
より具体的には、以下の構成とする。静磁場、傾斜磁
場、高周波磁場を発生する発生手段と、検査対象からの
核磁気共鳴信号を取出す検出手段と、検出された信号に
対し画像再構成を含む各種演算を行う演算手段を有する
診断用核磁気共鳴装置において、上記検出手段は、所定
方向の傾斜磁場によるフローエンコードパルスを含む第
１の撮像シーケンスにより上記検査対象内の上記所定方
向の血流による位相変化を含む第１の計測信号データを
得て、上記演算手段は、上記検出手段で得られた第１の
計測信号データに対し画像再構成演算を行なって画像信
号データを得て、上記画像信号データのうちの注目領域
の信号位相から上記注目画像の上記所定方向の血流速度
を算出し、上記検出手段は、上記演算手段で算出された
血流速度に応じてパラメータが決められたフローエンコ
ードパルスを含む第２の撮像シーケンスにより第２の計
測信号データを得て、上記演算手段は、上記検出手段で
得られた第２の計測信号データに対し画像再構成演算を
行なって上記検査対象の血流造影像を得ることを特徴と
する診断用核磁気共鳴装置である。
場、高周波磁場を発生する発生手段と、検査対象からの
核磁気共鳴信号を取出す検出手段と、検出された信号に
対し画像再構成を含む各種演算を行う演算手段を有する
診断用核磁気共鳴装置において、上記検出手段は、所定
方向の傾斜磁場によるフローエンコードパルスを含む第
１の撮像シーケンスにより上記検査対象内の上記所定方
向の血流による位相変化を含む第１の計測信号データを
得て、上記演算手段は、上記検出手段で得られた第１の
計測信号データに対し画像再構成演算を行なって画像信
号データを得て、上記画像信号データのうちの注目領域
の信号位相から上記注目画像の上記所定方向の血流速度
を算出し、上記検出手段は、上記演算手段で算出された
血流速度に応じてパラメータが決められたフローエンコ
ードパルスを含む第２の撮像シーケンスにより第２の計
測信号データを得て、上記演算手段は、上記検出手段で
得られた第２の計測信号データに対し画像再構成演算を
行なって上記検査対象の血流造影像を得ることを特徴と
する診断用核磁気共鳴装置である。
（１）MRIにおいては第３図の一対の反転傾斜磁場のパ
ルス（フローエンコードパルス）301,302により流速と
それにより生じる位相回りは１対１に対応し、その関係
は次式で示される。
ルス（フローエンコードパルス）301,302により流速と
それにより生じる位相回りは１対１に対応し、その関係
は次式で示される。
θ＝0.36γＧ tPTIV …（１） ここで θ：位相回転角度（度） γ：核磁気開演比（4.258kHz） tP:傾斜磁場印加時間（msec） tI:傾斜磁場印加間隔（msec） V:流速（cm/s） G:傾斜磁場勾配（Gauss/cm） 従つて予じめ関心部位の血流の速度Ｖを測定しておけ
ば、シーケンス中のtP,tIを変化させることにより位相
回転角度をコントロールできる。従つて測定した関心部
位の流速に応じてシーケンスをうまくコントロールする
ことにより、関心部位に対し最高濃度値を与えて表示す
ることも可能となる。例えば第４図において、予じめ測
定した関心部位の速度Ｖに対し、0.36γtP′tI′Ｖ＝18
0゜となるようにtP′,tI′を定める。ここでフローエン
コードパルス401,402を取除いた場合と入れた場合、各
々について画像を撮影すると関心部位における位相回転
角度は前者の場合０゜、後者の場合180゜となるから２
枚の画像間で減算を行ない差分像を算出すると、その部
位における濃度値が最大となる。従つて関心部位を鮮明
に表示する血管造影像の撮影が可能となる。
ば、シーケンス中のtP,tIを変化させることにより位相
回転角度をコントロールできる。従つて測定した関心部
位の流速に応じてシーケンスをうまくコントロールする
ことにより、関心部位に対し最高濃度値を与えて表示す
ることも可能となる。例えば第４図において、予じめ測
定した関心部位の速度Ｖに対し、0.36γtP′tI′Ｖ＝18
0゜となるようにtP′,tI′を定める。ここでフローエン
コードパルス401,402を取除いた場合と入れた場合、各
々について画像を撮影すると関心部位における位相回転
角度は前者の場合０゜、後者の場合180゜となるから２
枚の画像間で減算を行ない差分像を算出すると、その部
位における濃度値が最大となる。従つて関心部位を鮮明
に表示する血管造影像の撮影が可能となる。
（２）人体中の動きのある部分、すなわち血管のみから
信号を取出す撮影シーケンスは第６図のように示され
る。このシーケンスにおいては、90゜パルス805,180゜
パルス806,90゜パルス807（いずれもスライス非選択）
をこの順に印加しているが、人体中の静止部分のスピン
はこれらの印加が終了した時点でちようど360゜回転
し、初期状態に戻るのでこの部分からは信号は発生しな
い。これに対し、位相エンコード方向に動きがある場
合、スピンはスライス軸に垂直な面上に倒れた後に、流
速と位相を１対１に対応させる１対のフローエンコード
パルス809,810の動きによりその面上で位相回りを生
じ、90゜パルス807の印加終了時点で、初期状態に戻ら
ず、その部分から信号が発生する。このような原理によ
り、第６図のような撮影シーケンスを適用すると、人体
中の動きのある部分、すなわち血管のみを表示する１枚
の透視像を得ることができる。本発明においては、上記
のようなシーケンスにて、互いにスライス軸方向が少し
ずつずれるような３枚の透視像を撮影し、これらを同一
画面上にステレオ表示する。このことにより、単一の表
示に比べ、観測者に対し、奥行き方向の情報が追加され
ることになる。従つて従来法に比べ、より血管の三次元
的な広がりを把握し易い血管造影像の表示が可能とな
る。
信号を取出す撮影シーケンスは第６図のように示され
る。このシーケンスにおいては、90゜パルス805,180゜
パルス806,90゜パルス807（いずれもスライス非選択）
をこの順に印加しているが、人体中の静止部分のスピン
はこれらの印加が終了した時点でちようど360゜回転
し、初期状態に戻るのでこの部分からは信号は発生しな
い。これに対し、位相エンコード方向に動きがある場
合、スピンはスライス軸に垂直な面上に倒れた後に、流
速と位相を１対１に対応させる１対のフローエンコード
パルス809,810の動きによりその面上で位相回りを生
じ、90゜パルス807の印加終了時点で、初期状態に戻ら
ず、その部分から信号が発生する。このような原理によ
り、第６図のような撮影シーケンスを適用すると、人体
中の動きのある部分、すなわち血管のみを表示する１枚
の透視像を得ることができる。本発明においては、上記
のようなシーケンスにて、互いにスライス軸方向が少し
ずつずれるような３枚の透視像を撮影し、これらを同一
画面上にステレオ表示する。このことにより、単一の表
示に比べ、観測者に対し、奥行き方向の情報が追加され
ることになる。従つて従来法に比べ、より血管の三次元
的な広がりを把握し易い血管造影像の表示が可能とな
る。
以下、本発明の一実施例を第１図，第２図，第３図に
より説明する。第２図は、本発明の一実施例のブロツク
構成を示す。被検体からMR信号を検出するために発生さ
せる各種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス
制御部201により、被検体の特定の核種を共鳴させるた
めに発生させる高周波パルスの送信器202と、MR信号の
共鳴周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコ
ントロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場制御
部203と、被検体から発生させるMR信号を検波後、計測
を行なう受信205とを制御し、受信器205から取り込んだ
計測信号をもとに処理装置206で画像再構成を行ない、
最終的に得られた画像をCRTデイスプレイ207に表示す
る。磁場駆動部204は上記磁場制御部203から出力された
コントロール信号に基づいて計測に必要な磁場を発生さ
せる。
より説明する。第２図は、本発明の一実施例のブロツク
構成を示す。被検体からMR信号を検出するために発生さ
せる各種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス
制御部201により、被検体の特定の核種を共鳴させるた
めに発生させる高周波パルスの送信器202と、MR信号の
共鳴周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコ
ントロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場制御
部203と、被検体から発生させるMR信号を検波後、計測
を行なう受信205とを制御し、受信器205から取り込んだ
計測信号をもとに処理装置206で画像再構成を行ない、
最終的に得られた画像をCRTデイスプレイ207に表示す
る。磁場駆動部204は上記磁場制御部203から出力された
コントロール信号に基づいて計測に必要な磁場を発生さ
せる。
以上の構成のもとでの本発明の第１の実施例を第１
図，第３図，第４図を用いて説明する。
図，第３図，第４図を用いて説明する。
ステツプ101:第３図のようなシーケンスにより画像を撮
影し、関心部位における血流速を測定する。ここでＺ方
向の傾斜磁場Gzにおいては303,304と305が、またＸ方向
の傾斜磁場Gxにおいては306,307と308,309がそれぞれ逆
方向のフローエンコードパルスとなつており、Ｘ方向,Z
方向の動きによる位相回りはキヤンセルされる。従つて
このシーケンスにおいてはＹ方向の流速に対してのみ位
相回りを生じ、Ｚ方向、Ｘ方向の速度は感応しない。従
つて計測信号の位相回転角度θは流速Vyによりθ＝0.36
γGy・tPtIVyとなつて表れ、これにより関心部位の流速
Vyを算出することができる。
影し、関心部位における血流速を測定する。ここでＺ方
向の傾斜磁場Gzにおいては303,304と305が、またＸ方向
の傾斜磁場Gxにおいては306,307と308,309がそれぞれ逆
方向のフローエンコードパルスとなつており、Ｘ方向,Z
方向の動きによる位相回りはキヤンセルされる。従つて
このシーケンスにおいてはＹ方向の流速に対してのみ位
相回りを生じ、Ｚ方向、Ｘ方向の速度は感応しない。従
つて計測信号の位相回転角度θは流速Vyによりθ＝0.36
γGy・tPtIVyとなつて表れ、これにより関心部位の流速
Vyを算出することができる。
ステツプ102:Vyが算出されたので、第４図のtP′,
tI′，すなわち血管造影造撮影の際のフローエンコード
パルスのパラメータを定める。決定条件は、0.36Gy・
tP′・tI′Vy＝180゜である。
tI′，すなわち血管造影造撮影の際のフローエンコード
パルスのパラメータを定める。決定条件は、0.36Gy・
tP′・tI′Vy＝180゜である。
ステツプ103:上記のように決定したフローエンコードパ
ルスを印加しない場合、した場合のシーケンス各々につ
いて血管造撮像を撮影する。
ルスを印加しない場合、した場合のシーケンス各々につ
いて血管造撮像を撮影する。
この場合、スライス選択は行なわずGzは常時０であ
る。また第３図と同様、Gxにおいては403,404,405,406
が逆のフローエンコードパルスとなっており、位相回り
はＸ方向,Z方向の動きに対しては無感応である。
る。また第３図と同様、Gxにおいては403,404,405,406
が逆のフローエンコードパルスとなっており、位相回り
はＸ方向,Z方向の動きに対しては無感応である。
ステツプ104:2枚の画像間で減算を行ない、得られた差
分像を表示する。
分像を表示する。
つぎに、第１図の構成における本発明の第２の実施例
を第５図，第６図を用いて説明する。第６図は、本発明
において撮影に用いる高周波磁場、及び３方向の傾斜磁
場のシーケンスを示す。このシーケンスを適用した場
合、90゜パルス805,180゜パルス806,90゜パルス807を印
加した時点において人体中の静止部分のスピンは、ちよ
うど360゜回転して初期状態に戻るので信号は観測され
ない。これに対し位相エンコード方向に動きのある部分
のスピンは90゜パルス805により、スライス軸に垂直な
面上に倒れた後に、流速と位相を１対１に対応させる一
対のフローエンコードパルス809,810の働きにより位相
回りを生じ、90゜パルス807の印加が終了した時点でス
ピンは初期状態に戻らず信号が発生する。この後、通常
の撮影法と同様に180゜パルス808を印加し、スピンエコ
ーにより観測信号を得る。このような撮影シーケンスに
より、人体中の動きのある部分、すなわち血管の透視像
を１枚得ることができる。本発明においては、第５図の
ように、このような撮影シーケンスにおいてまず、１枚
の透視像を撮影し（ステツプ501）、次に透視の方向の
ある角度だけずらして２枚目の画像を撮影する（ステツ
プ502）。透視方向は、３軸方向の傾斜磁場強度を電気
的に制御することにより任意に選択できる。上記のよう
にして撮影した２枚の透視画像をCRTデイスプレイ上に
ステレオ表示して、（ステツプ503）処理を終了する。
なお、第６図においては透視像撮影のためにスライス選
択を非選択とするためスライス方向傾斜磁場を勾配は常
に０である。
を第５図，第６図を用いて説明する。第６図は、本発明
において撮影に用いる高周波磁場、及び３方向の傾斜磁
場のシーケンスを示す。このシーケンスを適用した場
合、90゜パルス805,180゜パルス806,90゜パルス807を印
加した時点において人体中の静止部分のスピンは、ちよ
うど360゜回転して初期状態に戻るので信号は観測され
ない。これに対し位相エンコード方向に動きのある部分
のスピンは90゜パルス805により、スライス軸に垂直な
面上に倒れた後に、流速と位相を１対１に対応させる一
対のフローエンコードパルス809,810の働きにより位相
回りを生じ、90゜パルス807の印加が終了した時点でス
ピンは初期状態に戻らず信号が発生する。この後、通常
の撮影法と同様に180゜パルス808を印加し、スピンエコ
ーにより観測信号を得る。このような撮影シーケンスに
より、人体中の動きのある部分、すなわち血管の透視像
を１枚得ることができる。本発明においては、第５図の
ように、このような撮影シーケンスにおいてまず、１枚
の透視像を撮影し（ステツプ501）、次に透視の方向の
ある角度だけずらして２枚目の画像を撮影する（ステツ
プ502）。透視方向は、３軸方向の傾斜磁場強度を電気
的に制御することにより任意に選択できる。上記のよう
にして撮影した２枚の透視画像をCRTデイスプレイ上に
ステレオ表示して、（ステツプ503）処理を終了する。
なお、第６図においては透視像撮影のためにスライス選
択を非選択とするためスライス方向傾斜磁場を勾配は常
に０である。
また、本実施例によれば、第６図に示すように90゜−
180゜−90゜のパルス系列を用いており、従来より提案
されている90゜−（−90゜）パルス系列と異なり、180
゜パルスの働きにより静磁場の不均一の影響をキヤンセ
ルすることが出来るので画質の向上が期待できる。
180゜−90゜のパルス系列を用いており、従来より提案
されている90゜−（−90゜）パルス系列と異なり、180
゜パルスの働きにより静磁場の不均一の影響をキヤンセ
ルすることが出来るので画質の向上が期待できる。
本発明によれば以下の効果がある。
（１）感心部位を最高濃度で表示できるので、このよう
な血管造影像により、有用な診断情報が得られる。
な血管造影像により、有用な診断情報が得られる。
（２）血管像影像のステレオ表示により、観測者に対
し、奥行きに関する情報が追加されるので、従来の単一
の表示に比べより血管形状の３次元的な広がりの把握し
やすい画像が得られる。
し、奥行きに関する情報が追加されるので、従来の単一
の表示に比べより血管形状の３次元的な広がりの把握し
やすい画像が得られる。
第１図は本発明の一実施手順を示す図、第２図は本発明
のハードウエアブロツク構成を示す図、第３図は、予じ
め関心部位の血流速を測定するためのパルスシーケンス
を示す図、第４図は、血管造影像をするためのパルスシ
ーケンスを示す図。第５図は本発明におけるおおよその
処理手順を示すフローチヤート、第６図は本発明におい
て適用する撮影のパルスシーケンスを示す図である。
のハードウエアブロツク構成を示す図、第３図は、予じ
め関心部位の血流速を測定するためのパルスシーケンス
を示す図、第４図は、血管造影像をするためのパルスシ
ーケンスを示す図。第５図は本発明におけるおおよその
処理手順を示すフローチヤート、第６図は本発明におい
て適用する撮影のパルスシーケンスを示す図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 横山 哲夫 神奈川県川崎市麻生区王禅寺1099番地 株式会社日立製作所システム開発研究所 内 (72)発明者 小泉 英明 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日 立製作所那珂工場内 (56)参考文献 特開 昭62−61493（ＪＰ，Ａ)
Claims (1)
- 【請求項１】静磁場、傾斜磁場、高周波磁場を発生する
発生手段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を取出す検
出手段と、検出された信号に対し画像再構成を含む各種
演算を行う演算手段を有する診断用核磁気共鳴装置にお
いて、 上記検出手段は、所定方向の傾斜磁場によるフローエン
コードパルスを含む第１の撮像シーケンスにより上記検
査対象内の上記所定方向の血流による位相変化を含む第
１の計測信号データを得て、 上記演算手段は、上記検出手段で得られた第１の計測信
号データに対し画像再構成演算を行なって画像信号デー
タを得て、上記画像信号データのうちの注目領域の信号
位相から上記注目画像の上記所定方向の血流速度を算出
し、 上記検出手段は、上記演算手段で算出された血流速度に
応じてパラメータが決められたフローエンコードパルス
を含む第２の撮像シーケンウにより第２の計測信号デー
タを得て、 上記演算手段は、上記検出手段で得られた第２の計測信
号データに対し画像再構成演算を行なって上記検査対象
の血流造影像を得ることを特徴とする診断用核磁気共鳴
装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62294063A JP2624728B2 (ja) | 1987-11-24 | 1987-11-24 | 診断用核磁気共鳴装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62294063A JP2624728B2 (ja) | 1987-11-24 | 1987-11-24 | 診断用核磁気共鳴装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01136648A JPH01136648A (ja) | 1989-05-29 |
| JP2624728B2 true JP2624728B2 (ja) | 1997-06-25 |
Family
ID=17802805
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62294063A Expired - Fee Related JP2624728B2 (ja) | 1987-11-24 | 1987-11-24 | 診断用核磁気共鳴装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2624728B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0620446B2 (ja) * | 1988-03-14 | 1994-03-23 | 株式会社日立メディコ | 冠状動脈撮像装置 |
| JPH0318347A (ja) * | 1989-06-15 | 1991-01-25 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴イメージング装置のシーケンス形成方法 |
| US5031624A (en) * | 1990-08-17 | 1991-07-16 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Phase contrast, line-scanned method for NMR angiography |
| US7613496B2 (en) * | 2005-09-22 | 2009-11-03 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
-
1987
- 1987-11-24 JP JP62294063A patent/JP2624728B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01136648A (ja) | 1989-05-29 |
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