JP3156854B2

JP3156854B2 - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JP3156854B2
Application number: JP14911491A
Authority: JP
Inventors: 賢治滝口; 英巳塩野; 悦治山本; 隆一鈴木
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1991-06-21
Filing date: 1991-06-21
Publication date: 2001-04-16
Anticipated expiration: 2016-04-16
Also published as: JPH0515513A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、ＭＲＩ装置に関し、特
に人体内の血流イメージング等に好適なＭＲＩ装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術】従来、ＭＲＩ装置による血流イメージン
グ方法としては、流れを感じるパルスシーケンスにより
得られた画像と、流れを感じないパルスシーケンスによ
り得られた画像との２枚の画像のサブトラクションによ
って、血流部分のみ抽出する例に代表されるように、性
質の異なる複数の画像から目的の画像を得る方法が一般
に知られている。その方法のひとつとして、例えば「マ
グネチックレゾナンスインメディシィン１２（１９８
９）、第１〜１３頁(Magnetic Resonance InMedicine 1
2,pp.1〜13(1989)」において論じられている方法があ
る。この方法は、リードアウト傾斜磁場の磁場波形を流
れによる磁化の位相変化が強調されるフローエンコード
パルスにした場合と、流れによる磁化の位相変化が補正
されるフローコンペンセイトパルスにした場合の２回の
計測により得られる画像のサブトラクションにより血流
画像を得るものである。また、分解能を低下させること
なく、データサンプリング数を半減する方法としては、
ハーフエンコード法が知られている。これは、画像デー
タが実数の場合、位相空間上の計測データが相互に複素
共役の関係にあることを利用して、位相空間の半分の領
域だけを計測し、残りのデータは計算によって得るもの
である。なお、この方法については、例えば「デー・エ
ー・フェインバーグ,ジェー・デー・ヘイル,ジェー・シー・
ワッツ,エル・ケー・カーフマンアンドエー・マー
ク：’ハービングエム・アールイメージングタイ
ムバイコンジュゲーション：デモンストレーション
アット３．５ケー・ジー’（ラジオロジー，１６
１，２，第５２７頁〜５３１頁（１９８６）（D.A.Fein
berg,J.D.Hale,J.C.Watts,L.K.Kaufman and A.Mark:'Ha
lving MR imaging time by conjugation:Demonstration
at 3.5KG'（Radiorogy,161,2,pp.527-531（1986））」
において詳述されている。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】上記従来技術では、流
れを感じるパルスシーケンスと流れを感じないパルスシ
ーケンスでは、読み出し傾斜磁場の波形がそれぞれ異な
るため、２回の計測を必要としている。また、磁化の励
起と傾斜磁場の印加を繰返して信号計測を行うため、計
測時間が長く、かつ２回の計測を要するために、心臓等
の動態部の血流画像を得るには問題があった。本発明の
目的は、このような問題点を改善し、高周波パルスを印
加後、リードアウト傾斜磁場を振幅の極性を反転させな
がら印加し、エコー信号を連続的に発生するイメージン
グ方法を用い、高速に血流画像を得ることが可能なＭＲ
Ｉ装置を提供することにある。

【０００４】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場発生手段と、傾斜磁
場発生手段と、高周波パルス発生手段と、被検体からの
エコー信号を検出する手段と、傾斜磁場および高周波パ
ルスの印加、ならびに前記エコー信号のサンプリングの
制御を所定のパルスシーケンスに従って行ない前記被検
体内の流体の投影像を得る計算機を具備し、前記パルス
シーケンスは、第１段階で、流体の流れる関心領域を選
択励起して、投影方向と垂直方向にリードアウト傾斜磁
場を振幅の極性を反転させながら印加し、投影方向とリ
ードアウト方向に垂直な方向にエンコード傾斜磁場を印
加することによって、流れによる磁化の位相変化が強調
された第１のエコー信号と、流れによる磁化の位相変化
が補正された第２のエコー信号とを交互に発生させ、そ
れを順次サンプリングして第１の信号列とし、第２段階
で、再度、前記関心領域を選択励起して、投影方向と垂
直方向に、フローエンコードパルスを付加したリードア
ウト傾斜磁場を振幅の極性を反転させながら印加し、投
影方向とリードアウト方向に垂直な方向にエンコード傾
斜磁場を印加することによって、流れによる磁化の位相
変化が強調された第３のエコー信号と、流れによる磁化
の位相変化が補正された第４のエコー信号とを交互に発
生させ、それを順次サンプリングして第２の信号列と
し、第３段階で、それらの信号列から、流れによる磁化
の位相変化が強調されたエコー信号同志、および流れに
よる磁化の位相変化が補正されたエコー信号同志を組み
合わせ、別個に画像再構成して、得られた画像のサブト
ラクションを行うことにより、静磁場不均一および横緩
和の影響を相殺した流体の投影像を得るようにしたこと
を特徴としている。

【０００５】

【作用】本発明においては、代表的超高速イメージング
法であるエコープレナー法において、振幅の極性を反転
させて印加するリードアウト傾斜磁場波形は、フローエ
ンコードパルスおよびフローコンペンセイトパルスが交
互に組み合わされた波形となっているため、順次発生す
るエコー信号Ｓ₁，Ｓ₂が流れに関して交互に異なる性質
であることを利用する。すなわち、第１段階で従来と同
様にして得た信号列と、フローエンコードパルスを付加
したリードアウト傾斜磁場を用いる第２段階で得た信号
列とから、異なる性質のエコー信号同志を組み合わせて
信号列｛Ｓ₁｝および｛Ｓ₂｝を得た後、それらを別個に
画像再構成してサブトラクションする。これによって、
エコープレナー法を用い、高速に血流投影像を得ること
ができる。

【０００６】

【実施例】以下、本発明の一実施例を図面により説明す
る。図２は、本発明のＭＲＩ装置の概略を示す構成図、
図３は本発明の一実施例における測定対象の血管を示す
模式図である。本装置は、静磁場を発生するコイル１
と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部２と、高周波パ
ルスを送信し、エコー信号を受信するプローブ３と、傾
斜磁場および高周波パルスの電源４と、計算機５から構
成されている。また、傾斜磁場発生部２は、静磁場の方
向（ｚ方向）、およびこれと直角の２方向（ｘ方向およ
びｙ方向）の３方向に沿って、磁場の強度にそれぞれ傾
斜をつけるための傾斜磁場を発生する３組のコイルを有
する。なお、これらの傾斜磁場をＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚと呼
ぶ。また、これらの傾斜磁場の制御、高周波パルスおよ
び信号取り込みの制御は、パルスシーケンスに従って、
計算機５を介して行われる。また、本実施例では、図３
に示すように、血管７内を流れる血液がｘｙ平面の関心
領域８内で流れるものとする。

【０００７】次に、本発明の第１の実施例における流体
イメージングの動作および手順について述べる。図１
は、本発明の第１の実施例における流体イメージング方
法を示すパルスシーケンス図、図４は本発明の第１の実
施例の位相空間における第１段階により得られた信号列
の説明図である。本実施例では、第１および第２段階で
関心領域８に傾斜磁場を印加し、第３段階で信号列の組
み替えと画像再構成を行う。第１段階では、まず、高周
波パルス２１を印加するとともに、ｚ方向に磁場強度を
傾斜させる傾斜磁場Ｇｚを２２に示すパルス状に印加し
て計測したい領域を励起する。このように、高周波パル
スと傾斜磁場を同時に印加することで、関心領域を選択
的に励起することができる。なお、高周波パルス２１
は、９０°パルスが一般的だが、これより小さいフリッ
プ角（α°）のパルスでもよい。次に、高周波パルス２
１印加後の時刻Ｔ₀において、ｘ方向に磁場強度が変化
する傾斜磁場Ｇｘを２４のように時間Ｔだけ印加する。
以後、時間２ＴごとにＧｘの振幅の極性、つまり傾斜の
向きを反転させながら、傾斜磁場Ｇｘの印加を連続的に
繰り返す。なお、Ｇｘはリードアウト傾斜磁場と呼ばれ
る。さらに、時刻Ｔ₀＋Ｔにおいて、ｙ方向に磁場強度
を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙを２３のように時間Ｔより短
い時間ｔだけ印加する。以後、時間２Ｔごとに、同一極
性の振幅で時間ｔずつ傾斜磁場Ｇｙの印加を繰り返す。
なお、Ｇｙはエコー信号の位相にｙ方向に沿った位置の
情報を付与する働きを有するので、エンコード傾斜磁場
と呼ぶ。この間、リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時
間の積（Ｇ×Ｔ）の総和量が０になるごとにエコー信号
（信号Ａ１２）が発生する。そのエコー信号には２種類
あって、Ｇｘが正の期間中のエコー信号はＳ₁、Ｇｘが
負の期間中のエコー信号はＳ₂として示されている。一
般に、γを磁気回転比、ｒを位置、ｖを速度として、傾
斜磁場印加によるエコー信号の位相変化は式１で表わさ
れる。

【数１】ここで、最初の１組のエコー信号Ｓ₁２５およびＳ₂２６
に着目すると、リードアウト傾斜磁場印加によるＳ₁の
ピーク時の位相変化は、式１より次に示す式２のように
表わされる。

【数２】これは、フローエンコードパルスを用いた流体の速度成
分による位相変化を強調した場合に相当する。また、リ
ードアウト傾斜磁場印加によるＳ₂のピーク時の位相変
化は式３のように表わされる。

【数３】これは、フローコンペンセイトパルスを用いた流体の速
度成分による位相変化を補正した場合に相当する。すな
わち、極性の反転するリードアウト傾斜磁場を連続的に
印加することにより、速度成分による位相変化が強調さ
れたエコー信号Ｓ ₁と速度成分による位相変化が補正さ
れたエコー信号Ｓ₂とが交互に発生することがわかる。
従って、Ｓ₁とＳ₂を用いることにより流れに関する情報
を取り出すことができる。こうして得た信号Ａ１２か
ら、交互に発生する信号Ｓ₁とＳ₂は順次サンプリングさ
れ、図４に示すような信号列が計算機５に格納される。
次に、第２段階について述ベる。図５は、本発明の第１
の実施例の位相空間における第２段階により得られた信
号列の説明図である。第２段階では、図１の斜線部で示
すように、第１段階におけるＴ₀から印加するリードア
ウト傾斜磁場Ｇｘに対して、それより２Ｔ時間前から、
そのＴ時間後に振幅の極性が反転するリードアウト傾斜
磁場２７を付加したパルスシーケンスを用いる。従っ
て、時間Ｔ₀は時間２Ｔよりも長くとる必要がある。以
後、第１段階と同様に、時間２ＴごとにＧｘの振幅の極
性を反転させながら、傾斜磁場Ｇｘの印加を連続的に繰
り返す。また、時刻Ｔ₀＋Ｔにおいてｙ方向に磁場強度
を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙを２３のように時間Ｔより短
い時間ｔだけ印加する。以後、時間２Ｔごとに、同一極
性の振幅で時間ｔずつ傾斜磁場Ｇｙの印加を繰り返す。
この場合、時刻Ｔ₀において、付加したリードアウト傾
斜磁場２７の振幅と印加時間の積（Ｇ×Ｔ）の総和量が
０になるため、エコー信号ＳＤ２８が発生する。これは
ダミー信号として画像再構成には用いないが、場合によ
っては被検体の位置検出等に利用できる。さらに、時刻
Ｔ₀＋２Ｔにおいて、再びリードアウト傾斜磁場の振幅
と印加時間の積（Ｇ×Ｔ）の総和量が０になるため、エ
コー信号が発生するが、この信号は式３に示したよう
に、速度成分による位相変化が補正されたＳ₂である。
以後、信号Ｂ１３に示すようにＳ₁とＳ₂が交互に発生す
る。但し、時刻Ｔ₀＋２Ｔ以後における信号の発生順序
は第１段階の場合とは入れ替わり、Ｇｘが負の期間中の
エコー信号がＳ₁、Ｇｘが正の期間中のエコー信号がＳ₂
を示している。こうして、交互に発生した信号Ｓ₁とＳ₂
は順次サンプリングされ、図５に示すような信号列とし
て計算機５に格納される。ここで、磁化の励起後、同一
時刻における第１段階で発生したエコー信号と、第２段
階で発生したエコー信号について考えると、励起後から
の時間が同一であるため、静磁場不均一による位相変化
および横緩和による信号の減衰量は等しい。従って、こ
れらの信号について差をとると、静磁場不均一による影
響、横緩和による影響等は完全にキャンセルされ、さら
に、印加されるエンコード傾斜磁場量が等しいため、式
２と式３から式４によって表わされる流れによる位相差
のみが残される。

【数４】すなわち、第１段階と第２段階の同一時刻における信号
を比較すると、位相空間の同一位置において、流れに関
して情報の異なる二つの信号が得られることになる。な
お、位相空間の同一位置とは、二つの信号について、印
加されるエンコード傾斜磁場量およびリードアウト磁場
量が等しいことを意味する。従って、以上の二つの過程
によって得られた信号例について、第１段階における信
号列｛Ｓ₁｝を第２段階における信号列｛Ｓ₂｝に、ある
いは第１段階における信号列｛Ｓ₂｝を第２段階におけ
る信号列｛Ｓ₁｝に置き換えることができる。そこで、
第３段階では、まず、これらの信号の組み替えを行う。
図６は、本発明の第１の実施例における第１段階と第２
段階から入れ替えた信号列｛Ｓ₁｝の説明図、図７は本
発明の第１の実施例における第１段階と第２段階から入
れ替えた信号列｛Ｓ₂｝の説明図、図８は本発明の第１
の実施例における信号列｛Ｓ₁｝の画像再構成より得た
画像（１）の説明図、図９は本発明の第２の実施例にお
ける信号列｛Ｓ₂｝の画像再構成より得た画像（２）の
説明図、図１０は本発明の第１の実施例における画像
（１）と画像（２）のサブトラクションにより得られた
血流投影像図である。本実施例では、図６のように、一
方の位相空間を信号列｛Ｓ₁｝によって構成し、また、
図７のように、他方の位相空間を信号列｛Ｓ₂｝によっ
て構成する。このように分離した信号列｛Ｓ₁｝および
｛Ｓ₁｝から、個々のエコー信号のサンプリング時刻方
向の信号変化はｘ方向の位置情報を示し、また、Ｓ₁、
Ｓ₂それぞれの繰返し方向の信号変化はｙ方向の位置情
報を示すので、両方向にフーリエ変換することにより、
個々に画像を再構成して、２種類の画像（画像（１）と
画像（２））を得る。上述のように、得られた画像
（１）は流体の速度成分により信号が減衰された画像あ
り、画像（２）は流体の速度成分の影響が補正された画
像である。従って、図３に示したように、血管７が横切
っている関心領域８を選択した場合、画像（１）は図８
のように、画像（２）は図９のようになる。そして、こ
れらのサブトラクションを行えば、図１０のように、速
度成分、すなわち血流部分のみの画像が得られる。な
お、本実施例では、ハーフエンコード法を用いた場合に
ついて述べているが、本発明のイメージング方法はフル
エンコード法に対しても有効であることは明らかであ
る。すなわち、点線で示したように、図１のＧｙのパル
ス２３の繰返しの傾斜・時間積の合計の半分の傾斜・時
間積を持ち、２３とは逆方向のＧｙのパルス２０を、Ｔ
₀の期間内に予め印加することによって、フルエンコー
ド法によるイメージングが可能となる。

【０００８】次に、本発明の第２の実施例における流体
イメージングの動作および手順について述べる。図１１
は、本発明の第２の実施例における流体イメージング方
法を示すパルスシーケンス図である。本実施例の第１段
階では、まず、第１の実施例と同様に、高周波パルス２
１と、ｚ方向傾斜磁場Ｇｚのパルス２２とを印加して計
測したい領域を励起し、高周波パルス印加後の時刻Ｔ₀
からリードアウト傾斜磁場Ｇｘのパルス２４’をＴ時間
印加する。以後、２Ｔごとに振幅の極性を反転させなが
ら、リードアウト傾斜磁場Ｇｘの印加を連続的に繰り返
す。但し、本実施例では、そのＧｘの振幅の変化が正弦
波状である。このようなリードアウト傾斜磁場の印加を
連続的に繰り返すとともに、時刻Ｔ₀＋Ｔにおいてｙ方
向に磁場強度を傾斜させるエンコード傾斜磁場Ｇｙを２
３のように時間Ｔより短い時間ｔだけ印加し、以後、２
Ｔごとに同一極性の振幅でｔ時間ずつエンコード傾斜磁
場の印加を繰り返す。この間、リードアウト傾斜磁場の
時間積分値が０になるごとに、エコー信号が発生する。
ここで、第１の実施例と同様に、エコー信号Ｓ₁は速度
成分による位相変化が強調された信号であり、エコー信
号Ｓ₂は速度成分による位相変化が補正された信号であ
る。こうして交互に発生するエコー信号Ｓ₁とＳ₂はそれ
ぞれ信号列｛Ｓ₁｝と｛Ｓ₂｝として計算機５に格納され
る。次に、第２段階では、第１の実施例と同様に、図１
１の斜線部で示すように、第１段階における時刻Ｔ₀か
ら印加するリードアウト傾斜磁場Ｇｘ２４’に対して、
それより２Ｔ時間前から、そのＴ時間後に振幅の極性が
反転する正弦波波形のリードアウト傾斜磁場Ｇｘを２
７’のように付加する。以後、第１段階と同様に、時間
２ＴごとにＧｘの振幅の極性を反転させながら傾斜磁場
Ｇｘの印加を連続的に繰り返すとともに、時刻Ｔ₀＋Ｔ
において磁場強度を傾斜させるエンコード傾斜磁場Ｇｙ
を２３のように時間Ｔより短い時間ｔだけ印加し、以
後、時間２Ｔごとに同一極性の振幅で時間ｔずつ傾斜磁
場Ｇｙの印加を繰り返す。この場合、時刻Ｔ₀において
印加するリードアウト傾斜磁場の時間積分値が０となる
ため、エコー信号ＳＤが発生するが、これはダミー信号
である。さらに、時刻Ｔ₀＋２Ｔにおいて、再びリード
アウト傾斜磁場の時間積分値が０となるため、エコー信
号が発生するが、この信号は速度成分による位相変化が
補正されたＳ₂である。以後、第１段階と同様に、Ｓ₁と
Ｓ₂が交互に発生する。但し、時刻Ｔ₀＋２Ｔ以後におけ
る信号の発生順序は第１段階と第２段階とでは入れ替わ
り、Ｇｘが負の期間中のエコー信号がＳ₁、Ｇｘが正の
期間中のエコー信号がＳ₂を示している。こうして交互
に発生する信号Ｓ₁とＳ₂はそれぞれサンプリングされて
信号列｛Ｓ₁｝と｛Ｓ₂｝として計算機５に格納される。
次に、第３段階として、第１の実施例と同様に、第１段
階における信号列｛Ｓ₁｝を第２段階における信号列
｛Ｓ₂｝に、あるいは第１段階における信号列｛Ｓ₂｝を
第２段階における信号列｛Ｓ₁｝に置き換えることによ
り、信号列｛Ｓ₁｝のみによって構成される位相空間
と、信号列｛Ｓ₂｝のみによって構成される位相空間と
に分離する。さらに、これらを個々に画像再構成し、図
８および図９に示したものと同様の画像（１）および画
像（２）を得る。なお、画像再構成においては、リード
アウト傾斜磁場が矩形あるいは台形状ではないことから
生じるエコー信号の位相空間上での不等間隔サンプリン
グを補正する。そして、画像（１）と画像（２）のサブ
トラクションを行うことにより、図１０に示した血流部
分のみの画像を得る。

【０００９】次に、本発明の第３の実施例における流体
イメージングの動作および手順について述べる。図１２
は、本発明の第３の実施例における流体イメージング方
法を示すパルスシーケンス図である。本実施例の第１段
階では、第１の実施例と同様に、まず、９０°パルス４
１とＺ方向に磁場強度が変化する傾斜磁場Ｇｚ４２を印
加して計測したい領域を選択励起し、さらに、１８０°
パルス４３と傾斜磁場Ｇｚ４４を印加してその選択領域
内の磁場を反転させる。以後は第１の実施例と同様に、
１８０°高周波パルス印加後の時刻Ｔ₀から、リードア
ウト傾斜磁場Ｇｘのパルス２４をＴ時間印加する。そし
て、２Ｔごとに振幅の極性を反転させながら、リードア
ウト傾斜磁場Ｇｘの印加を連続的に繰り返す。また、時
刻Ｔ₀＋Ｔにおいてｙ方向に磁場強度を傾斜させるエン
コード傾斜磁場Ｇｙを２３のように時間Ｔより短い時間
ｔだけ印加し、以後、時間２Ｔごとに同一極性の振幅で
時間ｔずつ傾斜磁場Ｇｙの印加を繰り返す。この間、リ
ードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の積（Ｇ×Ｔ）が
０となるごとに、エコー信号が発生する。交互に発生す
るエコー信号Ｓ₁とＳ₂はそれぞれ信号列｛Ｓ₁｝と
｛Ｓ₂｝として計算機５に格納される。第２段階では、
第１の実施例と同様に、斜線部で示すようなリードアウ
ト傾斜磁場Ｇｘ２７を付加する。最初に発生するエコー
信号ＳＤはダミー信号である。以後、交互に発生するエ
コー信号Ｓ₁とＳ₂はそれぞれ信号列｛Ｓ₁｝と｛Ｓ₂｝と
して計算機５に格納される。但し、Ｓ₁とＳ₂の発生順序
は第１段階とは入れ替わっている。第３段階では、第１
の実施例と同様に、第１段階における信号列｛Ｓ₁｝を
第２段階における信号列｛Ｓ₂｝に、あるいは第１段階
における信号列｛Ｓ₂｝を第２段階における信号列
｛Ｓ₁｝に置き換えることにより、信号列｛Ｓ₁｝のみに
よって構成される位相空間と、信号列｛Ｓ₂｝のみによ
って構成される位相空間とに分離する。さらに、これら
を個々に画像再構成し、図８および図９に示した画像
（１）および画像（２）を得る。そして、画像（１）と
画像（２）のサブトラクションを行い、図１０に示した
血流部分のみの画像得る。なお、本実施例では、リード
アウト傾斜磁場の磁場波形を矩形状にした場合について
述べているが、図１１に示した第２の実施例と同様に、
リードアウト傾斜磁場の磁場波形を正弦波状にしても、
同様の効果を得ることができる。

【００１０】

【発明の効果】本発明によれば、超高速イメージング方
法において、振幅の反転を繰り返すリードアウト傾斜磁
場の印加によって交互に発生する、流れに関して性質の
異なる２種類の信号を分離し、流体の速度成分が減衰さ
れた画像と、流体の速度成分が補正された画像の２枚の
画像を得るようにしたので、高速に流体部分を抽出する
ことが可能な流体イメージング方法を実現できる。

【００１１】

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施例における流体イメージン
グ方法を示すパルスシーケンス図である。

【図２】本発明のＭＲＩ装置の概略を示す構成図であ
る。

【図３】本発明の一実施例における測定対象の血管を示
す模式図である。

【図４】本発明の第１の実施例の位相空間における第１
段階により得られた信号列の説明図である。

【図５】本発明の第１の実施例の位相空間における第２
段階により得られた信号列の説明図である。

【図６】本発明の第１の実施例における第１段階と第２
段階から入れ替えた信号列｛Ｓ₁｝の説明図である。

【図７】本発明の第１の実施例における第１段階と第２
段階から入れ替えた信号列｛Ｓ₂｝の説明図である。

【図８】本発明の第１の実施例における信号列｛Ｓ₁｝
の画像再構成より得た画像（１）の説明図である。

【図９】本発明の第２の実施例における信号列｛Ｓ₂｝
の画像再構成より得た画像（２）の説明図である。

【図１０】本発明の第１の実施例における画像（１）と
画像（２）のサブトラクションにより得られた血流投影
像図である。

【図１１】本発明の第２の実施例における流体イメージ
ング方法を示すパルスシーケンス図である。

【図１２】本発明の第３の実施例における流体イメージ
ング方法を示すパルスシーケンス図である。

【符号の説明】

１静磁場コイル２傾斜磁場発生部３プローブ４電源５計算機６被検体７血管８関心領域１２第１段階で発生した信号１３第２段階で発生した信号２０フルエンコード法適用時のエンコード傾斜磁場の
パルス２１高周波パルス２２ｚ方向傾斜磁場のパルス２３リードアウト傾斜磁場のパルス２４エンコード傾斜磁場のパルス２４’ エンコード傾斜磁場のパルス２５エコー信号（Ｓ₁）２６エコー信号（Ｓ₂）２７リードアウト傾斜磁場のパルス（フローエンコー
ドパルス）２７’ リードアウト傾斜磁場のパルス（フローエンコ
ードパルス）２８ダミー信号４１高周波パルス４２ｚ方向傾斜磁場のパルス４３高周波パルス４４ｚ方向傾斜磁場のパルス

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者鈴木隆一東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (56)参考文献特開平４−200531（ＪＰ，Ａ) 特開平３−4836（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段
と、高周波パルス発生手段と、被検体からのエコー信号
を検出する手段と、傾斜磁場および高周波パルスの印
加、ならびに前記エコー信号のサンプリングの制御を所
定のパルスシーケンスに従って行ない前記被検体内の流
体の投影像を得る計算機を具備し、前記パルスシーケン
スは、（１）前記流体が流れる関心領域を選択励起し、
投影方向と垂直方向にリードアウト傾斜磁場を振幅の極
性を反転させながら印加し、前記投影方向およびリード
アウト方向に垂直な方向にエンコード傾斜磁場を印加し
て、流れによる磁化の位相変化が強調された第１のエコ
ー信号と、流れによる磁化の位相変化が補正された第２
のエコー信号とを交互に発生させ、前記第１および第２
のエコー信号を第１の信号列としてサンプリングするこ
と、（２）再度、前記関心領域を選択励起して、前記投
影方向と垂直方向に、フローエンコードパルスを付加し
たリードアウト傾斜磁場を振幅の極性を反転させながら
印加し、前記投影方向および前記リードアウト方向に垂
直な方向にエンコード傾斜磁場を印加して、流れによる
磁化の位相変化が強調された第３のエコー信号と、流れ
による磁化の位相変化が補正された第４のエコー信号と
を交互に発生させ、前記第３および第４のエコー信号を
第２の信号列としてサンプリングすることを含み、前記
第１と第３の信号とを組み合わせて画像再構成の結果得
る第１の画像と、前記第２と第４の信号とを組み合わせ
て画像再構成の結果得る第２の画像との差から、前記流
体の投影像を得ることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
前記関心領域を９０度高周波パルスを印加して励起した
後、１８０度高周波パルスを印加することを特徴とする
ＭＲＩ装置。
【請求項３】請求項１または請求項２に記載のＭＲＩ
装置において、前記リードアウト傾斜磁場の磁場波形を
矩形波または正弦波とすることを特徴とするＭＲＩ装
置。
【請求項４】請求項１から請求項３の何れかに記載の
ＭＲＩ装置において、前記エンコード傾斜磁場を位相空
間の半分だけの領域における前記エコー信号を計測する
ように印加することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項５】請求項１から請求項４の何れかに記載の
ＭＲＩ装置において、前記フローエンコードパルスは、
前記リードアウト傾斜磁場の印加より２Ｔ（Ｔは正数）
時間前からＴ時間で極性が反転することを特徴とするＭ
ＲＩ装置。