JP3105239B2

JP3105239B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP3105239B2
Application number: JP02331663A
Authority: JP
Inventors: 滋渡部
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1990-11-29
Filing date: 1990-11-29
Publication date: 2000-10-30
Anticipated expiration: 2015-10-30
Also published as: JPH04197343A

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は、該磁気共鳴（以下「NMR」と略記する）現
象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得るための
磁気共鳴イメージング装置に係り、特に被検体の特定の
血管を３次元画像として抽出することの可能な選択的３
次元血管撮像の可能な磁気共鳴イメージング装置に関す
る。

〔従来の技術〕

磁気共鳴イメージング装置は、NMR現象を利用して被
検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下単
にスピンと称す）の密度分布，緩和時間分布等を計測
し、その計測データを処理装置により処理して被検体の
任意の断面の画像を再構成し、表示するものである。第
２図は磁気共鳴イメージング装置の構成を示すもので、
静磁場発生磁石２は永久磁石，常電導あるいは超電導コ
イルで構成され、被検体１の周りに0.02〜２テスラ程度
の静磁場を発生し、これと磁場勾配発生系３から発生さ
れた傾斜磁場とが重畳されて被検体１に印加される。こ
こで磁場勾配発生系３は、X,Y,Zの三軸方向に巻かれた
傾斜磁場コイル９とこれを駆動する傾斜磁場電源10とか
らなり、シーケンサ７により制御される。磁場勾配発生
系３からの傾斜磁場がないとすると、被検体１中のスピ
ンは静磁場の強さH₀によって決まる周波数ν_０（＝ω₀/
2π，ω₀:角周波数）で静磁場の方向を軸として才差運
動を行なう。この周波数ν_０または角速度ω_０はラーモ
ア周波数と呼ばれ、式（１）で与えられる； ω_０＝２πν_０＝γH₀ ……（１）ここにγは磁気回転比で、原子核の種類ごとに固有の
値をもっている。ここで送信系４にて、高周波発信器11
から上記ラーモア周波数ν_０に等しい出力周波数を出力
し、これを増幅器13で増幅したのちシーケンサ７出力の
パルスシーケンスで変調器12において変調し、その変調
出力を高周波照射コイル14aから高周波磁場（電磁波）
として出力すると、ラーモア周波数ν_０で才差運動して
いる原子核はそのスピンが励起され高いエネルギー状態
に遷移する。その後高周波磁場を打ち切ると、スピンは
それぞれの状態に応じた時定数でもとの低いエネルギー
状態に戻るが、この時に放出される電磁波（エコー信
号）は受信系５内の高周波受信コイル14bで受信され、
増幅器15で増幅され、位相検波器16で検波された後、A/
D変換器17でディジタル化されてCPU8に送られる。CPU8
では、このデータを基に画像を再構成演算し、被検体１
の断層画像をディスプレイ20に表示する。磁気ディスク
18,磁気テープ19は処理データやプログラムを格納す
る。磁場勾配発生系３の傾斜磁場コイル９から磁場強度
が空間的に変化する傾斜磁場が出力されると、これは静
磁場H₀に重畳され、ラーモア周波数ν_０を空間的に変化
させる。これにより空間的位置情報を得ることができ
る。

以上に概略を示した磁気共鳴イメージング装置の撮像
方法を説明する。まず、第４図（ａ）に示すようにＺ方
向の静磁場H₀中に置かれた原子核は、古典物理学的に見
ると１個の棒磁石のように振舞い、先に述べたラーモア
周波数ν_０でＺ軸の周りに才差運動を行っており、その
周波数は式（１）で示したように静磁場の強度H₀に比例
している。一般には測定対象の原子核は膨大な数にのぼ
り、それぞれが勝手な位相で回転しているために、全体
で見るとＸ−Ｙ面内の成分は打ち消し合い、Ｚ方向成分
のみの巨視的磁化が残る。この状態で第４図（ｂ）に示
すように、Ｘ方向にラーモア周波数ν_０に等しい周波数
の高周波磁場H₁を印加すると、上記の巨視的磁化はＹ方
向に倒れ始める。この倒れる角度は上記高周波磁場H₁の
振幅と印加時間の積に比例する。そしてパルス印加前に
対しスピンを90゜倒すような高周波磁場H₁は90゜パル
ス、180゜倒すような高周波磁場H₁は180゜パルスと呼ば
れる。なお、第４図（ａ），（ｂ）におけるX,Y,Z三軸
は、それぞれ直交したデカルト座標軸である。

このような磁気共鳴を用いた撮像で一般的に用いられ
る方法には、２次元フーリエイメージング法がある。第
５図は上記２次元フーリエイメージング法のうち代表的
なスピンエコー法のパルスシーケンスを示したタイミン
グチャートで、これら各種のパルス状磁場のシーケンス
は、シーケンサ７出力によって高周波発信器11の出力高
周波を変調器12で変調し、あるいはシーケンサ７出力に
よって傾斜磁場発生電源10を制御することにより生成さ
れる。同図において、まず90゜パルスを印加すると巨視
的磁化は第４図（ｂ）のＹ軸方向まで回転し高エネルギ
ー状態となる。その後90゜パルス印加が終わると各スピ
ン波それぞれの状態に応じてばらばらに様々な経路を通
ってＺ軸方向へ戻り始める。90゜パルス印加後Te/2経過
した時点に180゜パルスが加えられると、各スピンはＸ
軸に対称に反転され、その後90゜パルス印加終了後と同
じ速度及び方向で回転を続けるために、第５図に示す時
刻T_eに各スピンは一Ｙ軸方向に収束してエコー信号Ｅが
形成される。

上記のように形成されたエコー信号Ｅは検出されて断
層画像の構成に用いられるが、そのためにはエコー信号
Ｅが所望の位置でのみ形成される必要があり、このため
に傾斜磁場を静磁場H₀に重畳し、空間的な磁場勾配を形
成する。即ち、前述のように各スピンの回転周波数ν_０
は磁場強度に比例するから、傾斜磁場が印加されると各
スピンの回転周波数ν_０は空間的に異なってくる。従っ
て傾斜磁場が例えばＸ方向に傾斜していれば、周波数ｆ
の高周波磁場で励起されるスピンはＸの１つの値に対す
る位置にあるもののみであり、周波数がΔｆの幅をもっ
た高周波磁場で励起されるスピンはＸのある位置で一定
の幅ΔＸの中にあるものとなり、かつそれらの回転位相
は位置により少しづつ変化する。このような共鳴するス
ピンの位置とその位相は各傾斜磁場の値が判っていれば
知ることができる。この目的のために、第５図に示すス
ライス方向傾斜磁場G_z、位相エンコード方向傾斜磁場G_y
及び周波数エンコード方向傾斜磁場G_xが用いられてい
る。

以上に述べたパルスシーケンスを基本単位として、位
相エンコード方向傾斜磁場G_yの強度を毎回変えながら一
定の繰り返し時間T_r毎に、所定回数、例えば256回繰り
返す。こうして得られた計測信号を２次元逆フーリエ変
換することで第４図（ａ）に示す巨視的磁化の空間的分
布が求められる。以上の説明において、３種類の傾斜磁
場は互いに重複しなければ、X,Y,Zのいずれであっても
よく、あるいはそれらの複合されたものであっても構わ
ない。なお、以上の磁気共鳴イメージングの基本原理に
ついては、「NMR医学（基礎と臨床）」（核磁気共鳴医
学研究会編・丸善株式会社・昭和59年１月20日発行）に
おいて詳述されている。

次に、核磁気共鳴イメージング装置において、本発明
に係る血管像の撮像原理について説明する。磁気共鳴イ
メージング装置においては、エコー信号（NMR信号）の
計測にあたって上述のように数種類の傾斜磁場を印加す
るが、それらの傾斜磁場の印加により励起されたスピン
は、位置及び移動速度に依存した位相回転を受ける。即
ち、第６図に示すように、例えば時刻T_aにおいてX₀の位
置に２個のスピンS₁,S₂が存在するとし、一方のスピンS
₁は静止しており、他方のスピンS₂は速度ｖでＸ方向に
移動しているとする。このとき時刻T_aからT_bまでの周波
数エンコード方向の傾斜磁場G_xの印加により、それぞれ
次式に示す位相変化Φ_s,Φ_ｆを受ける。

この様子は第７図に示されており、Φ_ｓはt_b−t_aに比
例するが、Φ_ｆはさらに（t_b ²−t_a ²）に比例する項が付
け加わる。式（２），（３）からａ＝γ・G_x/2であり、静止スピンS₁と移動スピンS₂との
位相差は、移動速度ｖに比例していることがわかる。そ
こで今第８図に示すように標準的スピンエコーシーケン
スを印加したときの動作を考える。スピン（図中破線で
示す）は位置X₀に固定しているが、移動スピン（図中実
線で示す）の位置Ｘは時間ｔに対して傾斜ｖでもってX₀
より直線的に増大している。傾斜磁場G_xを時刻t₁〜t₂の
間印加するとΔΦ_１＝ａ・ｖ・（t_b ²−t_a ²）の位相差が
時刻t₂に生じ、これが180゜パルスによって反転され、
さらに時刻t₄よりも傾斜磁場G_xの印加により位相Φ_ｓは
印加時間に比例して増大し、位相Φ_ｆは印加時間及びそ
の二乗に比例した項に従って増大する。このためにエコ
ー信号Ｅの計測時点t_Eにおいては静止スピンの位相Φ_ｓ
と移動スピンの位相Φ_ｆとが揃わないことがある。ここ
で、上記標準スピンエコーシーケンスにおける傾斜磁場
に対して、第９図に示すように負方向の傾斜磁場A,Bを
傾斜磁場G_xのシーケンスに追加することにより、エコー
信号Ｅのピーク時刻t_Eに一致して静止スピンと移動スピ
ンとの位相が揃うようにすることができる。以下、第８
図に示すパルスシーケンス（高周波磁場RF及び傾斜磁場
G_xのシーケンス）を位相感応型（Phase sinsitive）シ
ーケンスと呼び、第９図に示すパルスシーケンスを位相
不感型（Phase insensitive）シーケンスと呼ぶ。位相
不感型シーケンスを用いると静止部分については位相感
応型シーケンスで得られる信号強度と等強度の信号が得
られ、移動磁化の存在部位では、位相拡散による信号の
欠損を抑え、位相感応型シーケンスより高い信号が得ら
れる。従って、第10図に示すように、位相感応型シーケ
ンスで計測した位相感応画像I₁と、位相感応型シーケン
スで計測した位相不感画像I₂との差をとって差分画像I₃
を得ることにより、例えば静止部分22を消去して血管21
内の血流のような移動部分のみを画像化することができ
る。このような位相感応型シーケンス及び位相不感型シ
ーケンスによって得られた画像間の差から血管像を得る
手法については、「Cerebral MR Angioimaging（脳血管
磁気共鳴画像法）の研究−第１報−」（福井啓二他、CT
研究10（２）1988年）の第133頁から第142頁に詳述され
ている。

一方、３次元の血管像を取得するためには、血管撮像
パルスシーケンスとして３次元フーリエ変換法を応用し
たシーケンスを用いる。３次元フーリエ変換法の原理
は、特開昭58−200145号「３次元NMRイメージング法」
で開示されており、選択された３次元の厚みある領域か
ら得られた計測データに対して、３次元フーリエ変換を
行なうことで、複数枚の２次元像を得ることができる。
端的に言えば、スライス方向に対しても前述の位相エン
コードパルスを導入し、スライスの位置に応じた位相回
転を与え、スライス方向の１次元フーリエ変換を追加す
ることにより、ボリュームを複数のスライスに分割する
手法である。この原理に基づいて、従来の磁気共鳴イメ
ージング装置における３次元血管撮像の実際のパルスシ
ーケンスは、第11図に示すようになっていた。即ち、パ
ルスシーケンスを区間Ｉ〜VII及びVIII〜XIVに区間分け
し、区間Ｉ〜VIIから成る位相不感型シーケンス部と、
区間VIII〜XIVから成る位相感応型シーケンス部とを交
互に組み合わせたパルスシーケンスとなっている。この
ような構成とした場合は、両シーケンス部で得られる画
像間で被検体１の動きなどによる画像ずれは防止するこ
とができる。そして傾斜磁場G_z,G_yの双方の値を変化さ
せながら図示のシーケンスを繰り返すことにより、上記
のように３次元的なスピンの分布が得られる。

また、差分法を用いずに血管像検出例には、「ラピッ
ド・ライン・スキャン・NMR・アンギオグラフィ（Rapid
Line Scan NMR Angiography）」（J.Frahm他著。Magne
tie Rosonance in Medicine,Vol.17,P.79〜P.87,1988。
Academic Press Inc,San Diego）がある。この従来例
は、差分法を用いず、血管を横断するラインの計測を行
なう。その際、事前に同一のラインをプリサチュレーシ
ョンし、静止部分の信号を抑制しておく。従って、血流
は励起されていないフレッシュなスピンとして高信号と
なる。このラインを順次隣のラインへとスキャンする。
これらを並べることにより投影像としての血管像が得ら
れる。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記第１の従来例では、差分法を用いて被検体中の静
止部分を除去し移動しているスピンのみを画像化するた
め、動脈及び静脈が同時に抽出されることになり、例え
ば動脈の狭窄や閉塞が疑われる際に、関心領域に静脈が
重なり診断を阻害する場合もあった。３次元的な血管像
の場合は、その投影方向により、動脈と静脈の重なりを
避けることも可能であるが、その場合関心領域が一番望
ましい状態で投影されているとは限らず、不要な静脈に
より画像が煩雑になることは避けられなかった。

更に第２の従来例は、ラインの撮像はできるが面の撮
像はできない。従って、３次元化は不可能である。また
静止部分を抑制するやり方をとっているため、血流のみ
の移動を考慮しての抽出法はとっていない。

本発明の目的は、差分法を用いずに、更にはライン走
査法を用いずに、所望の血管系のみの画像を容易にかつ
確実に取り出すことのできる磁気共鳴イメージング装置
を提供するにある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明のシーケンスは、被検体内の血流の存在する部
位の内、血流の流れ方向によって指定した血管系の撮像
領域の上流の予備励起領域を第１励起高周波パルスで選
択励起し、上記撮像領域に、この励起した血流が移動し
てきた時に該血流を再び励起可能なように、上記撮像領
域を第２励起高周波パルスで選択励起し、両者の励起を
受けた血管内血流のエコー信号を発生可能にせしめた構
成とした（請求項１）。

更に本発明のシーケンスは、第１励起高周波パルスと
第２励起高周波パルスは、それぞれの対応領域を選択励
起可能な相異なるスライシング周波数に設定してなる
（請求項２）。

更に本発明では、上記各スライシング周波数には、ス
ライス選択幅を決定する周波数帯域幅を含んでなる（請
求項３）。

更に本発明のシーケンスは、選択励起時のスライシン
グ周波数及び周波数帯域幅が第１励起高周波パルスと第
２励起高周波パルスで互いに独立に設定されるように構
成された（請求項４）。

更に本発明のシーケンスは、第１励起高周波パルスの
スライシング周波数帯域と第２励起高周波パルスのスラ
イシング周波数帯域が一切重ならないように構成された
（請求項５）。

更に本発明のシーケンスは、上記第２励起高周波パル
スによる選択励起及びエコー信号計測に続いて、第２励
起高周波パルスと同一のスライシング周波数帯域を有す
る第３以降１個以上の励起高周波パルスによる選択励起
と、第２以降１個以上のエコー信号計測とを行なうよう
に構成された（請求項６）。

更に本発明のシーケンスは、上記第２励起高周波パル
スによる選択励起及びエコー信号計測に続いて、傾斜磁
場の反転により、第２以降１個以上のエコー信号計測を
行なうように構成された（請求項７）。

更に本発明によるシーケンスにおいては、第１タイミ
ングにおいて、被検体内の撮像対象領域へ移動して流入
する原子核の上流部に設けた予備励起領域内で上記移動
原子核が励起されるような第１周波数をもつ高周波磁場
パルスと上記傾斜磁場パルスとが被検体に印加され、そ
の後の第２タイミングにおいて、上記予備励起領域で励
起された原子核が上記撮像対象領域へ移動してきたとき
に該原子核を再び励起するような第２周波数を持つ高周
波磁場パルス及び傾斜磁場パルスが被検体に印加され、
さらに上記第１タイミングと第２タイミングの間の時間
だけ上記第２タイミングより経過した第３タイミングに
おいて上記第１及び第２タイミングに励起された原子核
が同一方向に揃ってエコー信号を発生するような傾斜磁
場パルスが上記第１及び第２タイミングの間と上記第３
タイミングとに被検体に印加されるようにした（請求項
８）。

更に本発明のシーケンスにおいては、前記第３のタイ
ミングに発生したエコー信号を第１エコー信号とし、該
信号発生後に、再びエコー信号が発生するような前記第
２周波数をもつ高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスが
被検体に１回または複数回印加されるように前記高周波
磁場発生手段及び傾斜磁場発生手段を制御して第２及び
第３以後のエコー信号を発生させ、前記信号処理手段
は、上記第１エコー信号，第２エコー信号及び第３以後
のエコー信号ごとに画像を生成し、該生成した各画像を
重畳して被検体の３次元撮像画像を構成する（請求項
９）。

更に本発明のシーケンスにおいては、前記第３のタイ
ミングに発生したエコー信号を第１エコー信号とし、該
信号発生後に、再びエコー信号が発生すべく被検体に１
回または複数回印加されるように前記傾斜磁場発生手段
を制御して第２及び第３以後のエコー信号を発生させ、
前記信号処理手段は、上記第１エコー信号，第２エコー
信号及び第３以後のエコー信号ごとに画像を生成し、該
生成した各画像を重畳して被検体３次元撮像画像を構成
する（請求項10）。

更に本発明は、スライス面毎に第1,第２周波数をずら
し、各スライス面に与えられた第1,第２周波数に従って
上記シーケンスを動作させて、スライス面毎にエコー信
号を得、該エコー信号を配列して３次元撮像画像を得る
ようにした（請求項11）。

〔作用〕

本発明によれば、被検体内の血流の存在する部位の
内、血流の流れ方向に沿って指定した血管系のみを抽出
でき、更に３次元的な描画も可能にする（請求項１〜7,
11）。

更に本発明によれば、シーケンサによるパルスシーケ
ンスの制御によって、下記の如く指定された血管系のみ
を描画することができる。即ち、目的とする血管系の上
流部を含む断面において、第１タイミングに血液内のス
ピンを励起し横磁化を生成し、続く第２タイミングに撮
像対象領域内に移動してきたスピンを再励起して位相反
転させる。この２回の励起を共に受けるのは目的とする
血管系に沿って移動した血流スピンのみであり、このス
ピンのみが第３タイミングで収束されてエコー信号を発
生するから、目的とする血管系のみの撮像が可能となる
（請求項８〜10,11）。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を詳細に説明する。本発明の装
置の全体構成は、ブロック図では第２図に示したものと
同じである。異なるのは３次元血管撮像のためのシーケ
ンサ７の動作と、その制御によって発生される高周波磁
場及び傾斜磁場のシーケンスである。第１図は本発明の
特徴とする３次元血管撮像のためのパルスシーケンスの
一実施例を示すもので、このシーケンスは区間Ｉ〜XXII
に区間分けされている。高周波磁場RFはは高周波印加の
タイミングを示すエンベローブとその周波数F₁,F₂等が
示されている。第３図は撮像対象例としての血管系と高
周波磁場RFによる励起領域を示したもので、動脈を上向
き（Ｚ方向）、静脈は下向きに流れているとする。以下
この例を用いて上記実施例の動作を述べる。

第１図において、区間Ｉでは周波数F₁±ΔF₁（但し、
F₁が中心周波数、±ΔF₁がスライス選択幅を決定する周
波数帯域）のα_１゜（例えば90゜）パルス（選択励起パ
ルス）及びスライス方向傾斜磁場パルスG_z1の印加によ
り、第３図の傾斜を施した第１励起領域が励起される。
ここでＺ軸は血流の方向としている。続いて区間IIで
は、傾斜磁場パルスG_z2,G_y1及びG_x1を印加する。傾斜磁
場G_z2,G_y1の印加によりＺ軸及びＹ軸方向に沿って直線
的に変化する値の位相回転が与えられ、傾斜磁場G_x1の
印加によりＸ方向に配列したスピンの位相が０次,1次と
もに拡散する。ここでスライス方向の傾斜磁場G_z2は０
レベルを中心としたステップ変化をせず、負のオフセッ
ト（強度G_z0）を中心としたステップ変化となる。区間I
IIでは、傾斜磁場G_y1の印加を継続すると共に、傾斜磁
場G_z3,G_x2を印加する。傾斜磁場G_z3の印加は、区間IVの
G_z4印加終了時点で、スライス方向（Ｚ方向）に配列さ
れたスピンの位相を、０次,1次ともに揃える（移動して
いるスピンの位相も揃える）ためのもので、この値は各
傾斜磁場パルスG_ziによる位相回転が式（４）の形で与
えられるので、 G_z1（t₁ ²−t₀ ²）/2−G_z0（t₂ ²−t₁ ²）/2 ＋G_z3（t₃ ²−t₂ ²）/2−G_z4（t₄ ²−t₃ ²）/2 −G_z4（t₅ ²−t₄ ²）/2＝０ ……（５）により定められる。この式でG_zi（ｉ＝0,1等）は各傾斜
磁場の勾配の絶対値、t_i（ｉ＝0,1,…）は第１図に示し
た各傾斜磁場パルスの印加開始，終了等の時刻である。
また傾斜磁場G_x2の印加によりＸ方向のスピンの位相が
０次に関してのみ揃う（移動していないスピンの位相の
みが揃う）。区間IVでは、スライシング周波数f₂±Δf₂
（f₂が中心周波数、±Δf₂がスライス選択幅を決定する
周波数帯域）のα_２゜パルス（選択励起パルス）及びス
ライス方向の傾斜磁場パルスG_z4の印加により第３図の
第２励起領域が励起される。α_２゜パルスを例えば180
゜パルスとすることにより、第２励起領域内の静止部分
のスピンは横磁化を生じず、区間VIIのエコー信号計測
時に、静止部分からは如何なる信号も発しない。この励
起でエコー信号を発生するのは、区間Ｉで第１励起領域
に存在してα_１゜パルスにより励起され、かつ区間IVで
第２励起領域に存在するスピンのみであり、第３図に示
す動脈内を流れる血液中のスピンに相当する。区間Ｖで
は、なんらのパルスも印加しない。区間VIでは、周波数
エンコード方向に負の傾斜磁場パルスG_x3を印加する。
区間VIIでは正の傾斜磁場パルスG_x4を印加しながらエコ
ー信号E₁の計測を行なう。この時、エコー信号E₁のピー
クにおいてＸ方向に配列したスピンの位相が揃うよう
に、傾斜磁場パルスG_x1〜G_x4の印加時間及び傾斜磁場強
度が式（６）を満たすように調整しておく。

−G_x1（t₂ ²−t₁ ²）/2＋G_x2（t₃ ²−t₂ ²）/2 ＋G_x3（t₇ ²−t₆ ²）/2−G_x4（t₈ ²−t₇ ²）/2＝０…（６）以上の区間Ｉ〜VIIにより、第９図で説明した位相不
感型シーケンスによるエコー信号E₁の計測が終わる。こ
れが終わると１つの軸に集中していたスピンは再びばら
ばらにＺ軸方向へ戻り始め、区間IIと同様な状態になる
から、再び区間VIIIで負の傾斜磁場パルスG_x5を印加
し、区間IXでは、これに加えてスライス方向の傾斜磁場
G_z5を印加する。これらの傾斜磁場G_x5,G_z5の印加は次に
述べる第２のエコー信号E₂のピークにおいて０次,1次の
位相を揃えるためである。区間Ｘ〜XIではスライス方向
に傾斜磁場G_z6を印加しておき、区間XIでスライシング
周波数f₂±Δf₂のα_３゜パルスを印加する。これにより
第３図の第２励起領域が再び励起される。ここでα_３゜
パルスを例えば180゜パルスとすることにより、第２励
起領域内の静止部分のスピンは横磁化を生じず、第２エ
コー信号E₂には何等寄与しない。この励起でエコー信号
を発生するのは、区間Ｉで第１励起領域に存在し、区間
IV及び区間XIで第２励起領域に存在するスピンのみであ
り、第１エコー信号E₁と同じく第３図に示す動脈内を流
れる血液中のスピンに相当する。このとき区間IV終了時
と同じく区間XIの終了時点においてＺ方向に配列したス
ピンの位相が揃うようにするために傾斜磁場パルスG_z5
〜G_z6の印加時間及び傾斜磁場強度を、次の式を満たす
ように調整しておく。

G_z5（t₁₁ ²−t₁₀ ²）/2＋G_z6（t₁₂ ²−t₁₁ ²）/2 ＋G_z6（t₁₃ ²−t₁₂ ²）/2＝０ ……（７）続いて区間XIIではなんらかのパルスも印加せず、区
間XIIIで正の傾斜磁場パルスG_x6を印加する。区間XIVで
は、正の傾斜磁場パルスG_x7を印加するとともに、エコ
ー信号E₂の計測を行なう。このとき、エコー信号E₂のピ
ークにおいて、Ｘ方向に配列したスピンの位相が揃うよ
うにするために、傾斜磁場パルスG_x4〜G_x7の印加時間及
び傾斜磁場強度を次式を満たすように調整しておく。

−G_x4（t₉ ²−t₈ ²）/2＋G_x5（t₁₁ ²−t₉ ²）/2 ＋G_x6（t₁₅ ²−t₁₄ ²）/2 −G_x7（t₁₆ ²−t₁₅ ²）/2＝０ …（８）なお区間XIVでは、区間XIIと異なりエコー信号計測時
の傾斜磁場G_xの極性が反転しており、画像再構成時には
周波数方向の画像反転を要する。以上の区間VIII〜XIV
と区間Ｉがやはり位相不感型シーケンスを構成して第２
エコー信号E₂が計測される。続く区間XV〜XXIでは、区
間VIII〜区間XIVと傾斜磁場G_xの極性が反転することを
除いて全く同一の動作を行い、第３のエコー信号E₃が計
測される。区間XXIIではなんらのパルスも印加せず、次
のα_１゜パルス印加から始まるシーケンスの繰り返しま
での待ち時間となる。

以上に示した区間Ｉ〜XXIIのパルスシーケンスを、ス
ライス方向の傾斜磁場G_z2と傾斜磁場G_y1の磁場強度をそ
れぞれn₁回,n₂回づつ値を変えながら繰り返すと、n₁×n
₂×（１回のシーケンスでのエコー信号の数＝n₃）個の
計測データが得られる（第１図ではn₃＝３）。そこで第
２図のCPU8によりこのデータの３次元フーリエ変換を行
えば、n₁×n₃個の２次元画像が得られる。１シーケンス
中のエコー信号E₁,E₂,…から得た画像は、第１励起時か
らの時間遅れが各々異なり、これらを各々のスライス
（１つのG_z値ごと）について加算することにより、広範
囲の流速の変化にも対応した血管像が得られる。こうし
て得られた２次元画像は流血のみの画像であり、これら
をスライス方向（Ｚ方向）に順に積み重ねたものが第３
図の第２励起領域中の選択された血管（動脈）の３次元
データとなり、移動スピンをもつ静脈は撮像されない。
この３次元血管データは、第12図に示す投影処理を行え
ば、任意の２次元撮影像に変換される。

なお、第１図の実施例では第2,第３のエコー信号生成
のために傾斜磁場G_z及びG_xの双方と180゜パルスを印加
したが、これを傾斜磁場G_xのみで行なうこともできる
（グランジェントエコー法）。第13図はその実施例を示
しており、区間VIIまでは第１図と同じである。しかし
区間VIII以後では傾斜磁場G_xのみを印加してZ,X方向に
配列されたスピンの位相が０次,1次ともにエコー信号ピ
ーク時に揃えて動脈のみの像を得るようにしている。ま
た第１図，第13図の実施例では、３エコー取得のパルス
シーケンスについて説明したが、エコーの数n₃は繰り返
し時間（TR）に応じて自由に増減可能である。

尚、本実施例において、第１励起高周波パルスと第２
励起高周波パルスとで、選択励起時のスライシング周波
数と周波数帯域幅とは、互いに独立に設定するようにす
るとよい場合がある。即ち、スライシング周波数に関し
ては以下の観点で設定する。α_１で励起された血流のス
ピンをα_２で励起するためには速い速度の血流はα_１→
α_２までの移動距離が長くなるので、α_２では正しくそ
の移動場所を励起する必要がある。そこで、速度の速い
血流に対しては（f₂−f₁）を大きく、遅い血流に対して
は（f₂−f₁）を小さくすることが必要となる。

一方、周波数帯域幅（スライス幅）Δｆに関しては以
下の観点で設定する。着目血流において、その最大速度
をVmax,最小速度をVminとし、その差分ΔＶを考える。
静脈では、心相周期の収縮期と拡張期との流速差ΔＶは
小さい。一方、動脈では、流速差分ΔＶは極めて大き
い。そこで、動脈抽出か静脈抽出かでΔＶが異なり、そ
れぞれの抽出対象によって別々にΔｆを設定することが
望ましい。

更に、第１励起高周波パルスと第２励起高周波パルス
とで、スライシング周波数帯域が空間的に一切重ならな
いように構成してもよい。これは、重なった部分がある
と、血管以外の部位が励起されて撮像されてしまうため
である。

更に、第１図の実施例では、α₁,α_２の後にα₃,α_４
を加えるようにしたがこれはいわゆるマルチエコー法を
利用したものであり、α_１とα_２とだけ１個のエコー_１
のみを得るようにしてもよい。但し、流速の異なる血流
がつかまえにくいとの問題はある。

尚、動脈検出例としたが、静脈のみの検出にも適用で
きることは言うまでもない。

〔発明の効果〕

本発明によれば、シーケンサ７によるパルスシーケン
スの制御によって、所望の血管系のみを３次元画像とし
て描画できる効果があり、特に動脈系の瘤，狭窄，閉塞
などを、静脈系に邪魔されることなく観察でき、診断の
精度向上に寄与することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の特徴とする３次元血管撮像パルスシー
ケンスの一実施例を示すタイムチャート、第２図は核磁
気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図、
第３図は第１図の３次元血管撮像パルスシーケンスによ
る励起領域と血管系の関係を示す図、第４図は原子核ス
ピンの挙動の説明図、第５図はスピンエコー法で用いる
パルスシーケンスのタイミングチャート、第６図及び第
７図はスピンが移動したときに傾斜磁場から受ける影響
の説明図、第８図は位相感応型シーケンスの動作説明
図、第９図は位相不感型シーケンスの動作説明図、第10
図は位相不感画像と位相感応画像との差分から血管像を
得る処理の説明図、第11図は従来の３次元血管撮像パル
スシーケンスのタイムチャート、第12図は３次元画像の
２次元への投影の説明図、第13図は本発明の特徴とする
３次元血管撮像パルスシーケンスの別の実施例を示すタ
イムチャートである。１……被検体、２……磁場発生装置、３……磁場勾配発
生系、４……送信系、５……受信系、６……信号処理
系、７……シーケンサ、８……CPU、９……傾斜磁場コ
イル、10……傾斜磁場電源、14a……送信側の高周波コ
イル、14b……受信側の高周波コイル。

フロントページの続き (56)参考文献特開昭63−186639（ＪＰ，Ａ) 特開平２−149251（ＪＰ，Ａ) 特開平１−166750（ＪＰ，Ａ) 特開昭63−111845（ＪＰ，Ａ) 特開平２−63437（ＪＰ，Ａ) 特開平４−129528（ＪＰ，Ａ) 特開平４−156825（ＪＰ，Ａ) 特開平３−106339（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に静磁場を与えて被検体内の原子核
スピンに才差運動を発生させる静磁場発生手段と、上記
静磁場にその強度が空間的に変化する傾斜磁場を重畳し
て上記才差運動の回転周波数に空間的に変化を与える傾
斜磁場発生手段と、上記才差運動している原子核スピン
を励起して高エネルギー状態へ励起するための高周波数
磁場を発生する高周波磁場発生手段と、上記傾斜磁場及
び高周波磁場の被検体への印加がパルス的に行われるよ
うに制御し、これにより被検体からエコー信号を発生す
るように制御するシーケンスを持つシーケンサと、上記
エコー信号を受信する受信系と、該受信系で得たエコー
信号の信号処理を行って被検体の構造を示す画像を再構
成する信号処理手段と、この処理結果を表示する表示手
段と、を備えたことを磁気共鳴イメージング装置におい
て、上記シーケンスは、上記被検体内の血流の存在する
部位の内、血液の流れ方向によって指定した血管系の撮
像領域の上流の予備励起領域を、第１励起高周波パルス
で励起し、上記撮像領域にこの励起した血流が移動して
きた時に該血流を再び励起可能なように、上記撮像領域
を第２励起高周波パルスで励起し、両者の励起を受けた
血管内血流のエコー信号を発生可能にし、次いで撮像領
域を血流の流れ方向に移動してエコー信号を発生可能に
し、上記信号処理手段は、前記エコー信号から３次元の
血流画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメー
ジング装置。
【請求項２】被検体中の空間に静磁場を発生する静磁場
発生手段と、被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生
手段と、被検体を構成する原子の原子核を励起するため
の高周波パルスを照射する高周波パルス発生手段と、励
起により発生した核磁気共鳴信号を検出する信号検出手
段と、核磁気共鳴信号から画像を再構成する再構成手段
と、再構成された画像を表示する表示手段と、前記傾斜
磁場及び高周波パルスを所定のシーケンスで印加させる
制御手段とを有する磁気共鳴イメージング装置におい
て、前記制御手段は、血流を含む撮像領域の上流の領域を励
起し、この上流の励起に基づいて撮像領域のエコー信号
を血流方向に順次取得し、３次元の血流画像を得ること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。