JP2727212B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JP2727212B2 JP2727212B2 JP1021589A JP2158989A JP2727212B2 JP 2727212 B2 JP2727212 B2 JP 2727212B2 JP 1021589 A JP1021589 A JP 1021589A JP 2158989 A JP2158989 A JP 2158989A JP 2727212 B2 JP2727212 B2 JP 2727212B2
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Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は特に血管画像を撮影するMRI装置に関する。
（従来の技術） 原子核を静磁場中におくと、原子核は磁界の強さと原
子核の種類によって異なる定数に比例した角速度で歳差
運動をする。この静磁場に垂直な軸に前記の周波数の高
周波回転磁場を印加すると磁気共鳴がおこり、前記定数
を有する特定の原子核の集団は共鳴条件を満足する高周
波磁場によって準位間の遷移を生じ、エネルギー準位の
高い方の準位に遷移する。共鳴後高い準位に励起された
原子核は低い準位に戻ってエネルギーの放射を行う。MR
Iはこの特定の原子核による核磁気共鳴（以下NMRとい
う）現象を観察して被検体の断層像を撮像する装置であ
る。
子核の種類によって異なる定数に比例した角速度で歳差
運動をする。この静磁場に垂直な軸に前記の周波数の高
周波回転磁場を印加すると磁気共鳴がおこり、前記定数
を有する特定の原子核の集団は共鳴条件を満足する高周
波磁場によって準位間の遷移を生じ、エネルギー準位の
高い方の準位に遷移する。共鳴後高い準位に励起された
原子核は低い準位に戻ってエネルギーの放射を行う。MR
Iはこの特定の原子核による核磁気共鳴（以下NMRとい
う）現象を観察して被検体の断層像を撮像する装置であ
る。
MRIにおいてフーリエ変換法に用いる高周波磁場及び
勾配磁場印加のパルスシーケンスを第４図に示す。図に
おいて、（イ）図はそれぞれリード軸，ワープ軸，スラ
イス軸であるx,y,z軸にGx,Gy,Gzの勾配磁場を与え、高
周波磁場をｘ軸に印加する状態を示す図で、（ロ）図は
それぞれの磁場を印加するタイミングを示す図である。
期間１において、励起パルス１とスライス勾配２により
ｚ＝０を中心とするｚ方向に垂直なスライス面内のスピ
ンが選択的に励起される。期間２のリフェーズ勾配３は
スライス勾配２により乱れたスピンの位相を元に戻すた
めのものである。同じ期間２のディフェーズ勾配４はデ
ータ読み出し期間４の時間的中心にSE信号５の中心が一
致するようにスピンに場所に応じた位相差を与えるため
のものである。期間２では更にｙ方向の位置に比例して
スピンの位相をずらせてやるためのワープ勾配６を印加
しており、ワープ勾配６は毎周期その強度を変えて印加
されている。その後反転パルス７を与えて磁気モーメン
トを揃え、その後に現れるSE信号５を観察する。期間４
ではｘ軸にリード勾配８を印加する。これにより、ディ
フェーズ勾配４で与えられた位相差は、期間４のリード
勾配８の時間的中心で相殺されSE信号５が現れる。この
シーケンスをビューといい、パルス繰り返し周期TR後に
再び励起パルス１を加えて、次のビューを開始する。
勾配磁場印加のパルスシーケンスを第４図に示す。図に
おいて、（イ）図はそれぞれリード軸，ワープ軸，スラ
イス軸であるx,y,z軸にGx,Gy,Gzの勾配磁場を与え、高
周波磁場をｘ軸に印加する状態を示す図で、（ロ）図は
それぞれの磁場を印加するタイミングを示す図である。
期間１において、励起パルス１とスライス勾配２により
ｚ＝０を中心とするｚ方向に垂直なスライス面内のスピ
ンが選択的に励起される。期間２のリフェーズ勾配３は
スライス勾配２により乱れたスピンの位相を元に戻すた
めのものである。同じ期間２のディフェーズ勾配４はデ
ータ読み出し期間４の時間的中心にSE信号５の中心が一
致するようにスピンに場所に応じた位相差を与えるため
のものである。期間２では更にｙ方向の位置に比例して
スピンの位相をずらせてやるためのワープ勾配６を印加
しており、ワープ勾配６は毎周期その強度を変えて印加
されている。その後反転パルス７を与えて磁気モーメン
トを揃え、その後に現れるSE信号５を観察する。期間４
ではｘ軸にリード勾配８を印加する。これにより、ディ
フェーズ勾配４で与えられた位相差は、期間４のリード
勾配８の時間的中心で相殺されSE信号５が現れる。この
シーケンスをビューといい、パルス繰り返し周期TR後に
再び励起パルス１を加えて、次のビューを開始する。
血管撮影を行う場合は、このようなパルスシーケンス
で撮影した画像データと、このパルスシーケンスにフロ
ーエンコード勾配を付加したパルスシーケンスで撮影し
た画像データとの減算を行って、血管だけの像を求める
ようにしている。その場合、励起の繰り返し周期TRの短
い高速スキャンを多数回行い、各回のデータを平均して
平均加算回数を多くとる方法が主として用いられる。こ
の方法はは加算回数が多いので、脈流によるアーチファ
クトが消えてSN比が良好になるという利点がある。
で撮影した画像データと、このパルスシーケンスにフロ
ーエンコード勾配を付加したパルスシーケンスで撮影し
た画像データとの減算を行って、血管だけの像を求める
ようにしている。その場合、励起の繰り返し周期TRの短
い高速スキャンを多数回行い、各回のデータを平均して
平均加算回数を多くとる方法が主として用いられる。こ
の方法はは加算回数が多いので、脈流によるアーチファ
クトが消えてSN比が良好になるという利点がある。
（発明が解決しようとする課題） しかしながら、血流の流速の速い心拍の初期の時点で
の血流は血管の分岐部や狭窄部で乱流を作る。この乱流
はプロトンのスピンの位相を乱し、お互いのスピンは相
殺されるので、受信信号の強度は低下する。心拍の位相
によっては乱流の生じない時点（心拍の終期の血流の遅
い時点）もあるが、加算平均を行うために乱流が生じた
時点の信号の寄与により信号強度の低下が起こる。この
ようにして起こる信号強度の低下のために実際の血管の
形態とは違う血管画像を示す場合が発生する。
の血流は血管の分岐部や狭窄部で乱流を作る。この乱流
はプロトンのスピンの位相を乱し、お互いのスピンは相
殺されるので、受信信号の強度は低下する。心拍の位相
によっては乱流の生じない時点（心拍の終期の血流の遅
い時点）もあるが、加算平均を行うために乱流が生じた
時点の信号の寄与により信号強度の低下が起こる。この
ようにして起こる信号強度の低下のために実際の血管の
形態とは違う血管画像を示す場合が発生する。
本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、その目的
は、血管の分岐部や狭窄部において起こる血液の乱流に
よって生ずる信号強度の低下を改善し、乱流等がある場
合にも正しい血管の画像を得ることのできるMRI装置を
実現することにある。
は、血管の分岐部や狭窄部において起こる血液の乱流に
よって生ずる信号強度の低下を改善し、乱流等がある場
合にも正しい血管の画像を得ることのできるMRI装置を
実現することにある。
（課題を解決するための手段） 前記の課題を解決する本発明は、フローエンコード勾
配を付加しないパルスシーケンス及びフローエンコード
勾配を付加したパルスシーケンスを実行してそれぞれ核
磁気共鳴画像を作成し、それぞれの核磁気共鳴画像を減
算することにより被検体における運動している部分につ
いての画像を作成するMRI装置において、前記被検体の
心拍に同期させて前記パルスシーケンスを実行する手段
を備えることを特徴とするものである。
配を付加しないパルスシーケンス及びフローエンコード
勾配を付加したパルスシーケンスを実行してそれぞれ核
磁気共鳴画像を作成し、それぞれの核磁気共鳴画像を減
算することにより被検体における運動している部分につ
いての画像を作成するMRI装置において、前記被検体の
心拍に同期させて前記パルスシーケンスを実行する手段
を備えることを特徴とするものである。
（作用） 心電波形に同期したスキャンを心電波形１周期中に複
数回高速スキャンを行い、次の周期にフローエンコード
勾配を付加した高速スキャンを同一回数行い、得られた
同一周期に位置する画像データ同士の減算を行い、得ら
れた画像データの最大値等を求めて画像データとして出
力する。
数回高速スキャンを行い、次の周期にフローエンコード
勾配を付加した高速スキャンを同一回数行い、得られた
同一周期に位置する画像データ同士の減算を行い、得ら
れた画像データの最大値等を求めて画像データとして出
力する。
（実施例） 以下図面を参照して本発明の方法の実施例を詳細に説
明する。
明する。
第１図は本発明の方法の一実施例のパルスシーケンス
の図である。図において、（イ）は勾配反転を用いた一
般的な高速スキャンのパルスシーケンスの図であり、第
４図と同等な部分には同一の符号を用いてある。この実
施例においては高速スキャンを実施するために、反転パ
ルス５を印加する代りにディフェーズ勾配９を第４図の
ディフェーズ勾配４とは異って負の方向に印加する勾配
反転を用いることによって磁気モーメントを揃えSE信号
５を得るようにしている。その動作は励起パルス１によ
って、磁化ベクトルが倒され、横磁化ベクトルが生じ
る。横磁化ベクトルは読み出し方向のディフェーズ勾配
９によりばらばらに広げられた後、読み出し勾配８によ
り再び集められ、読み出し勾配８の中央にSE信号が現れ
る。
の図である。図において、（イ）は勾配反転を用いた一
般的な高速スキャンのパルスシーケンスの図であり、第
４図と同等な部分には同一の符号を用いてある。この実
施例においては高速スキャンを実施するために、反転パ
ルス５を印加する代りにディフェーズ勾配９を第４図の
ディフェーズ勾配４とは異って負の方向に印加する勾配
反転を用いることによって磁気モーメントを揃えSE信号
５を得るようにしている。その動作は励起パルス１によ
って、磁化ベクトルが倒され、横磁化ベクトルが生じ
る。横磁化ベクトルは読み出し方向のディフェーズ勾配
９によりばらばらに広げられた後、読み出し勾配８によ
り再び集められ、読み出し勾配８の中央にSE信号が現れ
る。
（ロ）図は（イ）図のパルスシーケンスにおいて、デ
ィフェーズ勾配９の前にフローエンコード勾配10を付加
したパルスシーケンスの図である。フローエンコード勾
配10は静止している組織等のプロトンのスピンに対して
は、そのスピンの位相に何等の変化も与えないが、運動
している組織や血液等のプロトンのスピンに対しては、
その運動速度に比例した位相差を与える勾配磁場を作る
ものである。
ィフェーズ勾配９の前にフローエンコード勾配10を付加
したパルスシーケンスの図である。フローエンコード勾
配10は静止している組織等のプロトンのスピンに対して
は、そのスピンの位相に何等の変化も与えないが、運動
している組織や血液等のプロトンのスピンに対しては、
その運動速度に比例した位相差を与える勾配磁場を作る
ものである。
次にこのパルスシーケンスによって血管撮影を行う方
法を説明する。（イ）図のパルスシーケンスによって被
検体を撮影する。ここで得られる画像はその時点におけ
る血液を含む血管の画像である。次に（ロ）図のパルス
シーケンスにより被検体を撮影する。ここで得られる画
像は血管のように動かない組織の場合は（イ）図と同じ
であるが、血液のように運動しているものの画像データ
は、その速度に比例した位相差を持っているので、
（イ）図と（ロ）図のそれぞれのシーケンスによって得
られる画像データの減算を行うと、運動している組織の
スピンの画像即ち血流の画像を得ることができる。
法を説明する。（イ）図のパルスシーケンスによって被
検体を撮影する。ここで得られる画像はその時点におけ
る血液を含む血管の画像である。次に（ロ）図のパルス
シーケンスにより被検体を撮影する。ここで得られる画
像は血管のように動かない組織の場合は（イ）図と同じ
であるが、血液のように運動しているものの画像データ
は、その速度に比例した位相差を持っているので、
（イ）図と（ロ）図のそれぞれのシーケンスによって得
られる画像データの減算を行うと、運動している組織の
スピンの画像即ち血流の画像を得ることができる。
上記のような原理から血流画像，延いては血流画像が
表す血管画像を得るために、第２図に示すパルスシーケ
ンスによって撮影を行う。第２図において、11は心電波
形のＲ波である。このパルスシーケンスにおいては、心
電波形のＲ波11をビュートリガーとして、Ｒ波11と次の
Ｒ波11との間に短い繰り返し周期TRで第１図（イ）のパ
ルスシーケンスをａ1,a2，…,anとｎ回走らせる。次の
Ｒ波11をビュートリガーとして、第１図（ロ）のパルス
シーケンスをｂ1,b2，…,bnとｎ回走らせる。この場
合、励起は被検体の同一位置で行う。
表す血管画像を得るために、第２図に示すパルスシーケ
ンスによって撮影を行う。第２図において、11は心電波
形のＲ波である。このパルスシーケンスにおいては、心
電波形のＲ波11をビュートリガーとして、Ｒ波11と次の
Ｒ波11との間に短い繰り返し周期TRで第１図（イ）のパ
ルスシーケンスをａ1,a2，…,anとｎ回走らせる。次の
Ｒ波11をビュートリガーとして、第１図（ロ）のパルス
シーケンスをｂ1,b2，…,bnとｎ回走らせる。この場
合、励起は被検体の同一位置で行う。
１つのＲ波11とＲ波11との間に上記のようにｎフレー
ムの励起を行ったものとすると、２回のｎフレームの励
起によって得られる画像データは2n枚粉の画像データで
ある。この2n枚粉の画像データに対して、（イ）図のパ
ルスシーケンスａと（ロ）図のパルスシーケンスｂとで
得られたそれぞれａ1とｂ1,a2とｂ2という具合に対応す
るフレームの画像同士の減算を行うと、心拍の位相に応
じた経時的な血流画像が得られる。得られた一連の血流
画像のピクセル毎の最大値又は最大変動幅を求め、それ
ら最大値又は最大変動幅の値で形成される画像を作る。
ムの励起を行ったものとすると、２回のｎフレームの励
起によって得られる画像データは2n枚粉の画像データで
ある。この2n枚粉の画像データに対して、（イ）図のパ
ルスシーケンスａと（ロ）図のパルスシーケンスｂとで
得られたそれぞれａ1とｂ1,a2とｂ2という具合に対応す
るフレームの画像同士の減算を行うと、心拍の位相に応
じた経時的な血流画像が得られる。得られた一連の血流
画像のピクセル毎の最大値又は最大変動幅を求め、それ
ら最大値又は最大変動幅の値で形成される画像を作る。
心拍の各位相における血液の流れの状態はそれぞれ変
化しているため、分岐部や狭窄部付近に見られる乱流も
変化している。第２図に示す方法で得られた一連の画像
に見られる乱流による信号強度の低い部分の位置やその
信号強度の値は各々の画像データと異なっている。この
ためこれらの画像データのピクセル毎に最大値又は最大
変動幅を求める等の非線形演算を加えることにより、乱
流による信号強度の低下の影響の軽減された画像を得る
ことができる。従来のように心電波形に同期させること
をしないで、単に加算回数を多くした血管撮影法では、
１心拍中の血流速の速い部分と遅い部分とを無差別に加
えて平均する方法を取っているため、信号強度の低下し
ている速い血流速時のデータの影響を避けることはでき
ないが、実施例の方法では、心拍信号に同期しているた
め、流速の速い時期のものとは別個に減算されて、その
最大値又は最大変動幅を画像データとすることにより、
流速が速くて信号強度の低い部分の影響は除去されて、
乱流の影響が少なく、血流の存在によって示される血管
の形態により近い画像を得ることができる。
化しているため、分岐部や狭窄部付近に見られる乱流も
変化している。第２図に示す方法で得られた一連の画像
に見られる乱流による信号強度の低い部分の位置やその
信号強度の値は各々の画像データと異なっている。この
ためこれらの画像データのピクセル毎に最大値又は最大
変動幅を求める等の非線形演算を加えることにより、乱
流による信号強度の低下の影響の軽減された画像を得る
ことができる。従来のように心電波形に同期させること
をしないで、単に加算回数を多くした血管撮影法では、
１心拍中の血流速の速い部分と遅い部分とを無差別に加
えて平均する方法を取っているため、信号強度の低下し
ている速い血流速時のデータの影響を避けることはでき
ないが、実施例の方法では、心拍信号に同期しているた
め、流速の速い時期のものとは別個に減算されて、その
最大値又は最大変動幅を画像データとすることにより、
流速が速くて信号強度の低い部分の影響は除去されて、
乱流の影響が少なく、血流の存在によって示される血管
の形態により近い画像を得ることができる。
上記のような実施例の方法を実施するためのMRIの要
部構成図を第３図に示す。
部構成図を第３図に示す。
図において、21は内部に被検体を挿入するための空間
部分（孔）を有し、この空間部分を取巻くようにして、
被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コイルと勾配磁
場を発生する勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはx,y,z
の３軸のコイルを備えている。）と被検体内の原子核の
スピンを励起するためのRFパルスを与えるRF送信コイル
と被検体からのNMR信号を検出する受信コイル等が配置
されているマグネットアセンブリである。静磁場コイ
ル、勾配磁場コイル、RF送信コイル及び受信コイルは、
それぞれ静磁場電源22、勾配磁場駆動回路23、RF電力増
幅器24及び前置増幅器25に接続されている。シーケンス
記憶回路26は計算機27からの指令に従って任意のビュー
で、ゲート変調回路28を操作（所定のタイミングでRF発
振回路29のRF出力信号を変調）し、第１図のパルスシー
ケンスに基づくRFパルス信号をRF電力増幅器24からRF送
信コイルに印加する。又、シーケンス記憶回路26は、同
じく第１図のパルスシーケンスに基づくシーケンス信号
によって勾配磁場駆動回路23を操作して、第４図に示す
ようにx,y,zの３軸にそれぞれ勾配磁場を供給する。30
はRF発振回路29の出力を参照信号として、前置増幅器25
の受信信号出力を位相検波する位相検波器である。この
出力信号はAD変換器31においてディジタル信号に変換さ
れ、計算機27に入力される。32は計算機27に種々のパル
スシーケンスの実現のための指示及び種々の設定値等の
入力をするための操作コンソール、33は計算機27で再構
成された画像を表示する表示装置である。34はマグネッ
トアセンブリ21内の被検者に取り付けられた電極から取
り込まれた心電波形を検出する心電検出回路で、この信
号は計算機27に送られ、スキャンを開始するトリガ信号
として使われる。
部分（孔）を有し、この空間部分を取巻くようにして、
被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コイルと勾配磁
場を発生する勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはx,y,z
の３軸のコイルを備えている。）と被検体内の原子核の
スピンを励起するためのRFパルスを与えるRF送信コイル
と被検体からのNMR信号を検出する受信コイル等が配置
されているマグネットアセンブリである。静磁場コイ
ル、勾配磁場コイル、RF送信コイル及び受信コイルは、
それぞれ静磁場電源22、勾配磁場駆動回路23、RF電力増
幅器24及び前置増幅器25に接続されている。シーケンス
記憶回路26は計算機27からの指令に従って任意のビュー
で、ゲート変調回路28を操作（所定のタイミングでRF発
振回路29のRF出力信号を変調）し、第１図のパルスシー
ケンスに基づくRFパルス信号をRF電力増幅器24からRF送
信コイルに印加する。又、シーケンス記憶回路26は、同
じく第１図のパルスシーケンスに基づくシーケンス信号
によって勾配磁場駆動回路23を操作して、第４図に示す
ようにx,y,zの３軸にそれぞれ勾配磁場を供給する。30
はRF発振回路29の出力を参照信号として、前置増幅器25
の受信信号出力を位相検波する位相検波器である。この
出力信号はAD変換器31においてディジタル信号に変換さ
れ、計算機27に入力される。32は計算機27に種々のパル
スシーケンスの実現のための指示及び種々の設定値等の
入力をするための操作コンソール、33は計算機27で再構
成された画像を表示する表示装置である。34はマグネッ
トアセンブリ21内の被検者に取り付けられた電極から取
り込まれた心電波形を検出する心電検出回路で、この信
号は計算機27に送られ、スキャンを開始するトリガ信号
として使われる。
次に上記のように構成された装置の動作を説明しなが
ら実施例のパルスシーケンスによる方法を説明する。
ら実施例のパルスシーケンスによる方法を説明する。
操作コンソール32を操作してRFパルスの周波数，パル
ス幅等の設定を行うと共に、第１図（イ）と（ロ）のパ
ルスシーケンスのタイミング，交替時期及び心電波形の
周期を勘案しての繰り返し周期TRの設定等を行い、計算
機27に前記設定値に基づく信号を入力する。計算機27は
前記設定値に基づき心電波形のＲ波11をビュートリガー
として制御信号を発生し、シーケンス記憶回路26に送
る。シーケンス記憶回路26は前記の信号に基づき勾配磁
場駆動回路23を制御して所定のパルスシーケンスの勾配
磁場を作らせ、又、ゲート変調回路28を制御する。ゲー
ト変調回路28はRF発振回路29で発振し出力されたRF信号
を設定された周波数及びパルス幅の信号に変調し、被変
調RFパルスをRF電力増幅器24に供給する。この被変調RF
パルスはRF電力増幅器24において増幅され、マグネット
アセンブリ21の静磁場電源22によって生ずる静磁場中に
おいて、勾配磁場駆動回路23によって各軸に与えられた
勾配磁場と相俟って励起したスピンを共鳴させる。共鳴
により生じたSE信号は、受信され、前置増幅器25によっ
て増幅され、位相検波器30に入力される。位相検波器30
は、RF発振回路29の出力を参照信号として入力NMR信号
を位相検波し、その出力信号をAD変換器31に送る。AD変
換器31においてディジタル信号に変換されたNMR信号
は、計算機27に入力される。計算機27は次のような計算
を行う。即ち、予め記憶されている方式に従って、第１
心拍でトリガーされた第１ビューａ1において撮影され
た画像データと、第２心拍でトリガーされた第１ビュー
ｂ1において撮影された画像データとの間でピクセル毎
の減算を行い、次いで第２ビューａ2とｂ2，第３ビュー
ａ3とｂ3という具合に対応するビューにおいて撮影され
た画像データのピクセル毎の減算をｎ回行う。次いで、
減算して得られたｎ個のピクセルデータの最大値又は最
大変動幅を求めて表示装置23に表示させる。
ス幅等の設定を行うと共に、第１図（イ）と（ロ）のパ
ルスシーケンスのタイミング，交替時期及び心電波形の
周期を勘案しての繰り返し周期TRの設定等を行い、計算
機27に前記設定値に基づく信号を入力する。計算機27は
前記設定値に基づき心電波形のＲ波11をビュートリガー
として制御信号を発生し、シーケンス記憶回路26に送
る。シーケンス記憶回路26は前記の信号に基づき勾配磁
場駆動回路23を制御して所定のパルスシーケンスの勾配
磁場を作らせ、又、ゲート変調回路28を制御する。ゲー
ト変調回路28はRF発振回路29で発振し出力されたRF信号
を設定された周波数及びパルス幅の信号に変調し、被変
調RFパルスをRF電力増幅器24に供給する。この被変調RF
パルスはRF電力増幅器24において増幅され、マグネット
アセンブリ21の静磁場電源22によって生ずる静磁場中に
おいて、勾配磁場駆動回路23によって各軸に与えられた
勾配磁場と相俟って励起したスピンを共鳴させる。共鳴
により生じたSE信号は、受信され、前置増幅器25によっ
て増幅され、位相検波器30に入力される。位相検波器30
は、RF発振回路29の出力を参照信号として入力NMR信号
を位相検波し、その出力信号をAD変換器31に送る。AD変
換器31においてディジタル信号に変換されたNMR信号
は、計算機27に入力される。計算機27は次のような計算
を行う。即ち、予め記憶されている方式に従って、第１
心拍でトリガーされた第１ビューａ1において撮影され
た画像データと、第２心拍でトリガーされた第１ビュー
ｂ1において撮影された画像データとの間でピクセル毎
の減算を行い、次いで第２ビューａ2とｂ2，第３ビュー
ａ3とｂ3という具合に対応するビューにおいて撮影され
た画像データのピクセル毎の減算をｎ回行う。次いで、
減算して得られたｎ個のピクセルデータの最大値又は最
大変動幅を求めて表示装置23に表示させる。
尚、本発明は上記実施例の方法に限定されるものでは
ない。第１図のパルスシーケンスにおいて、ディフェー
ズ勾配９を負側に印加する勾配反転を用いた場合を示し
たが、反転パルス７を印加する反転方式を用いるもので
あってもよい。
ない。第１図のパルスシーケンスにおいて、ディフェー
ズ勾配９を負側に印加する勾配反転を用いた場合を示し
たが、反転パルス７を印加する反転方式を用いるもので
あってもよい。
（発明の効果） 以上詳細に説明したように本発明によれば、血管の分
岐部や狭窄部において起こる血液の乱流によって生ずる
信号強度の低下が改善され、乱流等があっても正しい血
管の画像が得られるようになり、実用上の効果はは大き
い。
岐部や狭窄部において起こる血液の乱流によって生ずる
信号強度の低下が改善され、乱流等があっても正しい血
管の画像が得られるようになり、実用上の効果はは大き
い。
第１図は本発明の方法の一実施例のパルスシーケンスの
図、第２図は第１図のパルスシーケンスを用いて行うス
キャンの説明図、第３図は本発明の実施例の方法を実施
するための装置の図、第４図は従来のMRIのパルスシー
ケンスの図である。 １……励起パルス、4,9……ディフェーズ勾配 ５……SE信号、６……ワープ勾配 ７……反転パルス、８……読み出し勾配 10……フローエンコード勾配 11……Ｒ波 21……マグネットアセンブリ 22……静磁場電源、23……勾配磁場駆動回路 24……RF電力増幅器 26……シーケンス記憶回路 27……計算機、28……ゲート変調回路 29……RF発振回路、30……位相検波器 32……操作コンソール、33……表示装置 34……心電検出回路
図、第２図は第１図のパルスシーケンスを用いて行うス
キャンの説明図、第３図は本発明の実施例の方法を実施
するための装置の図、第４図は従来のMRIのパルスシー
ケンスの図である。 １……励起パルス、4,9……ディフェーズ勾配 ５……SE信号、６……ワープ勾配 ７……反転パルス、８……読み出し勾配 10……フローエンコード勾配 11……Ｒ波 21……マグネットアセンブリ 22……静磁場電源、23……勾配磁場駆動回路 24……RF電力増幅器 26……シーケンス記憶回路 27……計算機、28……ゲート変調回路 29……RF発振回路、30……位相検波器 32……操作コンソール、33……表示装置 34……心電検出回路
Claims (1)
- 【請求項１】フローエンコード勾配を付加しないパルス
シーケンス及びフローエンコード勾配を付加したパルス
シーケンスを実行してそれぞれ核磁気共鳴画像を作成
し、それぞれの核磁気共鳴画像を減算することにより被
検体における運動している部分についての画像を作成す
るMRI装置において、 前記被検体の心拍に同期させて前記パルスシーケンスを
実行する手段を備えることを特徴とするMRI装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1021589A JP2727212B2 (ja) | 1989-01-31 | 1989-01-31 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1021589A JP2727212B2 (ja) | 1989-01-31 | 1989-01-31 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02200247A JPH02200247A (ja) | 1990-08-08 |
| JP2727212B2 true JP2727212B2 (ja) | 1998-03-11 |
Family
ID=12059229
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1021589A Expired - Fee Related JP2727212B2 (ja) | 1989-01-31 | 1989-01-31 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2727212B2 (ja) |
-
1989
- 1989-01-31 JP JP1021589A patent/JP2727212B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02200247A (ja) | 1990-08-08 |
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