JP3339509B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
- Publication number
- JP3339509B2 JP3339509B2 JP09258192A JP9258192A JP3339509B2 JP 3339509 B2 JP3339509 B2 JP 3339509B2 JP 09258192 A JP09258192 A JP 09258192A JP 9258192 A JP9258192 A JP 9258192A JP 3339509 B2 JP3339509 B2 JP 3339509B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient magnetic
- echo signal
- time
- application
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
- G01R33/5618—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using both RF and gradient refocusing, e.g. GRASE
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
- G01R33/56333—Involving spatial modulation of the magnetization within an imaged region, e.g. spatial modulation of magnetization [SPAMM] tagging
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はＭＲＩ装置におけるイメ
ージング方法に係り、特に、人体内の血流イメージング
方法に関する。
ージング方法に係り、特に、人体内の血流イメージング
方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、ＭＲＩ装置における流体イメージ
ング方法は、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、流体部分のみを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知ら
れている。その方法の一つは、マグネチック レゾナン
ス イン メディシン１２（１９８９）第１−１３頁
（Magnetic Resonance In Medicine １２，ｐｐ.１−１
３(１９８９)）において論じられている方法があるが、
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、流体
画像を得る方法である。
ング方法は、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、流体部分のみを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知ら
れている。その方法の一つは、マグネチック レゾナン
ス イン メディシン１２（１９８９）第１−１３頁
（Magnetic Resonance In Medicine １２，ｐｐ.１−１
３(１９８９)）において論じられている方法があるが、
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、流体
画像を得る方法である。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術は、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
ケンスでは読みだし傾斜磁場の波形がそれぞれ異なるた
め、２回の計測を必要とする問題があった。また、従来
技術では計測時間が長く、かつ２回の計測を要するため
に、心臓などの動態部の血流画像を得るのには問題があ
った。
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
ケンスでは読みだし傾斜磁場の波形がそれぞれ異なるた
め、２回の計測を必要とする問題があった。また、従来
技術では計測時間が長く、かつ２回の計測を要するため
に、心臓などの動態部の血流画像を得るのには問題があ
った。
【０００４】本発明は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超高速イメージング方法に
おいて、上記従来技術を発展させ、超高速で、かつ１回
の計測で流体画像を得ることが可能な流体イメージング
方法を提供することにある。
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超高速イメージング方法に
おいて、上記従来技術を発展させ、超高速で、かつ１回
の計測で流体画像を得ることが可能な流体イメージング
方法を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は関心領域を第１の高周波磁場で選択励起し
た後、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
ウト傾斜磁場のいずれにも垂直な方向にエンコード傾斜
磁場を印加して発生するマルチエコー信号を計測し、第
２の高周波磁場を印加して関心領域を選択励起した後、
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傾
斜磁場のいずれにも垂直な方向にエンコード傾斜磁場を
印加して発生するマルチエコー信号を計測し、第２の高
周波磁場を印加する前に計測した信号と、第２の高周波
磁場を印加した後に計測した信号を別々に画像再構成し
た後、両者の画像の加減算を行うことにより、流体部の
投影像と静止部の投影像を分離することを特徴とする。
め、本発明は関心領域を第１の高周波磁場で選択励起し
た後、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
ウト傾斜磁場のいずれにも垂直な方向にエンコード傾斜
磁場を印加して発生するマルチエコー信号を計測し、第
２の高周波磁場を印加して関心領域を選択励起した後、
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傾
斜磁場のいずれにも垂直な方向にエンコード傾斜磁場を
印加して発生するマルチエコー信号を計測し、第２の高
周波磁場を印加する前に計測した信号と、第２の高周波
磁場を印加した後に計測した信号を別々に画像再構成し
た後、両者の画像の加減算を行うことにより、流体部の
投影像と静止部の投影像を分離することを特徴とする。
【０００６】
【作用】本発明のイメージング方法では、代表的超高速
イメージング方法であるエコープレナー法を流体の流れ
る領域に適用する場合、９０゜高周波磁場と次の180゜
反転高周波磁場が印加される時間に、流体が選択励起さ
れた平面内から流出する効果を用いている。反転高周波
磁場を印加する前に計測したマルチエコー信号と、反転
高周波磁場を印加した後に計測したマルチエコー信号を
別々に画像再構成すれば、両者の画像に上記の効果によ
る差異が反映され、画像間の演算を行うことにより、１
回の計測で流体の画像と静止部の画像を分離することが
可能な方法を実現している。
イメージング方法であるエコープレナー法を流体の流れ
る領域に適用する場合、９０゜高周波磁場と次の180゜
反転高周波磁場が印加される時間に、流体が選択励起さ
れた平面内から流出する効果を用いている。反転高周波
磁場を印加する前に計測したマルチエコー信号と、反転
高周波磁場を印加した後に計測したマルチエコー信号を
別々に画像再構成すれば、両者の画像に上記の効果によ
る差異が反映され、画像間の演算を行うことにより、１
回の計測で流体の画像と静止部の画像を分離することが
可能な方法を実現している。
【０００７】
【実施例】図２に本発明を適用するＭＲＩ装置の構成の
概略を示す。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。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、及びｙ方
向）の３方向にそって、磁場の強度にそれぞれ傾斜をつ
ける３組のコイルを有している。これらの傾斜磁場をＧ
ｚ，Ｇｘ，Ｇｙと呼ぶ。
概略を示す。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。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、及びｙ方
向）の３方向にそって、磁場の強度にそれぞれ傾斜をつ
ける３組のコイルを有している。これらの傾斜磁場をＧ
ｚ，Ｇｘ，Ｇｙと呼ぶ。
【０００８】これらの傾斜磁場の制御、また高周波パル
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。ここでは、図３に示
すように、心臓をＸＹ平面で切り出して画像化するもの
とし、心壁３１は面内で収縮し、内部の血液３２はＺ方
向に流出するものとする。
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。ここでは、図３に示
すように、心臓をＸＹ平面で切り出して画像化するもの
とし、心壁３１は面内で収縮し、内部の血液３２はＺ方
向に流出するものとする。
【０００９】図１に、本発明の第１の実施例におけるパ
ルスシーケンスを示す。以下、これに基づいて、本実施
例の動作を説明する。
ルスシーケンスを示す。以下、これに基づいて、本実施
例の動作を説明する。
【００１０】まず、９０゜高周波パルス１１と、ｚ方向
に磁場強度を傾斜させるＧｚを１２に示すパルス状に印
加して計測したい領域を励起する。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。
に磁場強度を傾斜させるＧｚを１２に示すパルス状に印
加して計測したい領域を励起する。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。
【００１１】高周波パルス１１を印加後の時刻Ｔ３にお
いてＸ方向に磁場強度が変化する傾斜磁場Ｇｘを１５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の印加を繰り返す。このＧｘはリードアウト
傾斜磁場と呼ばれる。また時刻Ｔ０でＹ方向に磁場強度
を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙを１３のように時間Ｔ１だけ
印加する。さらに時刻Ｔ２において、傾斜磁場Ｇｙを１
４のように１３と極性を反転して時間Ｔより短い時間ｔ
だけ印加する。以後、時間２Ｔごとにｔ時間ずつ傾斜磁
場１４の印加を繰り返す。
いてＸ方向に磁場強度が変化する傾斜磁場Ｇｘを１５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の印加を繰り返す。このＧｘはリードアウト
傾斜磁場と呼ばれる。また時刻Ｔ０でＹ方向に磁場強度
を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙを１３のように時間Ｔ１だけ
印加する。さらに時刻Ｔ２において、傾斜磁場Ｇｙを１
４のように１３と極性を反転して時間Ｔより短い時間ｔ
だけ印加する。以後、時間２Ｔごとにｔ時間ずつ傾斜磁
場１４の印加を繰り返す。
【００１２】この時、１３の傾斜磁場の傾斜と印加時間
の積（ＧｙＴ１）が、１４の傾斜磁場の傾斜と印加時間
の積（Ｇｙｔ）の総和の半分に等しくなるようにする。
このＧｙはエコー信号の位相に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
ことができる。この間、リードアウト傾斜磁場の傾斜と
印加時間の積（ＧｘＴ）の総和量が０となるごとにエコ
ー信号１６が発生する。ここでマルチエコー計測を行
い、ｎ個のエコー信号列Ｓ1i（ｉ＝１〜ｎ）を得る。
の積（ＧｙＴ１）が、１４の傾斜磁場の傾斜と印加時間
の積（Ｇｙｔ）の総和の半分に等しくなるようにする。
このＧｙはエコー信号の位相に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
ことができる。この間、リードアウト傾斜磁場の傾斜と
印加時間の積（ＧｘＴ）の総和量が０となるごとにエコ
ー信号１６が発生する。ここでマルチエコー計測を行
い、ｎ個のエコー信号列Ｓ1i（ｉ＝１〜ｎ）を得る。
【００１３】つぎに１８０゜高周波パルス１７とｚ方向
に磁場強度を傾斜させるＧｚを１８に示すパルス状に印
加して、９０゜高周波パルスによって励起された平面と
同一面を励起する。次に高周波パルス印加後の時刻Ｔ４
においてＸ方向に磁場強度が変化するリードアウト傾斜
磁場Ｇｘを２０のように時間２Ｔだけ印加する。
に磁場強度を傾斜させるＧｚを１８に示すパルス状に印
加して、９０゜高周波パルスによって励起された平面と
同一面を励起する。次に高周波パルス印加後の時刻Ｔ４
においてＸ方向に磁場強度が変化するリードアウト傾斜
磁場Ｇｘを２０のように時間２Ｔだけ印加する。
【００１４】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
を繰り返す。また、時刻Ｔ５で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、１９のように時間Ｔ
より短い時間ｔだけ１４と同一極性の振幅で印加する。
以後、時間２Ｔ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
ウト傾斜磁場の傾斜と印加時間の積の総和量が０となる
ごとにエコー信号２１が発生する。
まり、傾斜の向きを反転させながら傾斜磁場Ｇｘの印加
を繰り返す。また、時刻Ｔ５で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、１９のように時間Ｔ
より短い時間ｔだけ１４と同一極性の振幅で印加する。
以後、時間２Ｔ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
ウト傾斜磁場の傾斜と印加時間の積の総和量が０となる
ごとにエコー信号２１が発生する。
【００１５】ここでマルチエコー計測を行い、ｎ個のエ
コー信号列Ｓ2i（ｉ＝１〜ｎ）を得る。また１８０゜高
周波パルスの前後では、磁化が受ける傾斜磁場の極性が
反転するため、図４に示すように、位相空間におけるエ
コー信号列Ｓ1iとエコー信号列Ｓ2iのサンプリング方向
はｋｙ軸に対して逆方向となる。さらにＳ1iとＳ2iを別
々に像再構成することにより、図６に示す画像Ｍ１とＭ
２が得られる。
コー信号列Ｓ2i（ｉ＝１〜ｎ）を得る。また１８０゜高
周波パルスの前後では、磁化が受ける傾斜磁場の極性が
反転するため、図４に示すように、位相空間におけるエ
コー信号列Ｓ1iとエコー信号列Ｓ2iのサンプリング方向
はｋｙ軸に対して逆方向となる。さらにＳ1iとＳ2iを別
々に像再構成することにより、図６に示す画像Ｍ１とＭ
２が得られる。
【００１６】この時、図５の（ａ）に示すように、最初
の９０゜高周波パルスは面内の心壁部３１および内部３
２とも励起するため、エコー信号列Ｓ1iから像再構成さ
れる画像Ｍ１は心壁部および流体部が画像化されてい
る。つぎに、９０゜高周波パルスの印加から１８０゜高
周波パルスが印加されるまでの時間における面内の変化
を考えると、図５の（ｂ）に示すように最初面内にあっ
た流体は流出し、面内に流体が新たに流入してくる。し
たがって１８０゜高周波パルスは、最初に９０゜高周波
パルスを受けた心壁を再度励起し、流入してくる流体を
新たに励起する作用を持つ。しかし１８０゜高周波パル
スの性質から、流入してくる流体からはエコー信号とな
る横磁化成分は発生しないため、エコー信号列Ｓ2iから
像再構成される画像Ｍ２では流体部が画像化されない。
したがって、この２枚の画像を用いることにより、流体
部および心壁部の分離あるいは強調された画像を得るこ
とができる。すなわち、心壁部の信号をＷ、流体部の信
号をＦとすると、緩和による信号の減衰を無視すれば、
画像Ｍ１とＭ２はそれぞれ数１，数２のように示すこと
ができる。
の９０゜高周波パルスは面内の心壁部３１および内部３
２とも励起するため、エコー信号列Ｓ1iから像再構成さ
れる画像Ｍ１は心壁部および流体部が画像化されてい
る。つぎに、９０゜高周波パルスの印加から１８０゜高
周波パルスが印加されるまでの時間における面内の変化
を考えると、図５の（ｂ）に示すように最初面内にあっ
た流体は流出し、面内に流体が新たに流入してくる。し
たがって１８０゜高周波パルスは、最初に９０゜高周波
パルスを受けた心壁を再度励起し、流入してくる流体を
新たに励起する作用を持つ。しかし１８０゜高周波パル
スの性質から、流入してくる流体からはエコー信号とな
る横磁化成分は発生しないため、エコー信号列Ｓ2iから
像再構成される画像Ｍ２では流体部が画像化されない。
したがって、この２枚の画像を用いることにより、流体
部および心壁部の分離あるいは強調された画像を得るこ
とができる。すなわち、心壁部の信号をＷ、流体部の信
号をＦとすると、緩和による信号の減衰を無視すれば、
画像Ｍ１とＭ２はそれぞれ数１，数２のように示すこと
ができる。
【００１７】
【数１】 Ｍ１＝Ｗ＋Ｆ (１)
【００１８】
【数２】 Ｍ２＝Ｗ (２) したがって、以上の式より心壁部および流体部はそれぞ
れ数３，数４のように表される。
れ数３，数４のように表される。
【００１９】
【数３】 Ｆ＝Ｍ１−Ｍ２ (３）
【００２０】
【数４】 Ｗ＝Ｍ２ (４） なお、ここでは図４の（ａ）と（ｂ）の間では横緩和等
による信号の減衰がなく、数１と数２におけるＷの信号
強度は等しいものと仮定したが、減衰を考慮した場合に
も、適当な補正処理によって同様に心壁部および流体部
の分離が可能である。
による信号の減衰がなく、数１と数２におけるＷの信号
強度は等しいものと仮定したが、減衰を考慮した場合に
も、適当な補正処理によって同様に心壁部および流体部
の分離が可能である。
【００２１】以上で述べた方法は、位相空間の全領域を
計測するものであるが、１３のエンコード傾斜磁場Ｇｙ
を印加しなくても良く、この場合はエンコードステップ
数はｎ／２とし、したがって図７に示すように位相空間
の半分の領域だけが計測される。これはハーフエンコー
ド法と呼ばれ、残りの未計測領域については数学的手法
によって推定するものであり、計測時間を半減すること
ができる。
計測するものであるが、１３のエンコード傾斜磁場Ｇｙ
を印加しなくても良く、この場合はエンコードステップ
数はｎ／２とし、したがって図７に示すように位相空間
の半分の領域だけが計測される。これはハーフエンコー
ド法と呼ばれ、残りの未計測領域については数学的手法
によって推定するものであり、計測時間を半減すること
ができる。
【００２２】さらに以上で述べた方法は、リードアウト
傾斜磁場波形が矩形の場合であるが、正弦波状にした場
合に対しても有効である。なお、この場合、画像再構成
においては、正弦波形によって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必要があ
る。
傾斜磁場波形が矩形の場合であるが、正弦波状にした場
合に対しても有効である。なお、この場合、画像再構成
においては、正弦波形によって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必要があ
る。
【００２３】第２の実施例として、１度に位相空間の全
領域を計測するのではなく、位相空間を分割し、複数回
に分けて計測を行う場合を考える。ここでは、図８に示
すように、位相空間をＬ個に分割し、ｍラインずつサン
プルするものとする。図１において第１の実施例と同様
に、まず、９０゜高周波パルス１１と、ｚ方向に磁場強
度を傾斜させるＧｚを１２に示すパルス状に印加して計
測したい領域を励起する。
領域を計測するのではなく、位相空間を分割し、複数回
に分けて計測を行う場合を考える。ここでは、図８に示
すように、位相空間をＬ個に分割し、ｍラインずつサン
プルするものとする。図１において第１の実施例と同様
に、まず、９０゜高周波パルス１１と、ｚ方向に磁場強
度を傾斜させるＧｚを１２に示すパルス状に印加して計
測したい領域を励起する。
【００２４】１１の高周波パルス印加後の時刻Ｔ３にお
いてＸ方向に磁場強度が変化する傾斜磁場Ｇｘを１５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の印加を繰り返す。また時刻Ｔ０においてＹ方
向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙを１３のように
時間Ｔ１だけ印加する。さらに時刻Ｔ２で、傾斜磁場Ｇ
ｙを１４のように１３と極性を反転して時間Ｔより短い
時間ｔだけ印加する。以後、時間２Ｔごとにｔ時間ずつ
傾斜磁場１４の印加を繰り返す。この時、傾斜磁場１３
の傾斜と印加時間の積Ｇｙ・Ｔ１が、傾斜磁場１４の傾
斜と印加時間の積Ｇｙ・ｔの総和の半分と等しくなるよ
うにする。この間、リードアウト傾斜磁場の傾斜と印加
時間の積Ｇｘ・Ｔの総和量が０となるごとにエコー信号
１６が発生する。ここでマルチエコー計測を行い、ｍ個
のエコー信号列Ｓ1i（ｉ＝１〜ｍ）を得る。
いてＸ方向に磁場強度が変化する傾斜磁場Ｇｘを１５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の印加を繰り返す。また時刻Ｔ０においてＹ方
向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙを１３のように
時間Ｔ１だけ印加する。さらに時刻Ｔ２で、傾斜磁場Ｇ
ｙを１４のように１３と極性を反転して時間Ｔより短い
時間ｔだけ印加する。以後、時間２Ｔごとにｔ時間ずつ
傾斜磁場１４の印加を繰り返す。この時、傾斜磁場１３
の傾斜と印加時間の積Ｇｙ・Ｔ１が、傾斜磁場１４の傾
斜と印加時間の積Ｇｙ・ｔの総和の半分と等しくなるよ
うにする。この間、リードアウト傾斜磁場の傾斜と印加
時間の積Ｇｘ・Ｔの総和量が０となるごとにエコー信号
１６が発生する。ここでマルチエコー計測を行い、ｍ個
のエコー信号列Ｓ1i（ｉ＝１〜ｍ）を得る。
【００２５】つぎに１８０゜高周波パルス１７とｚ方向
に磁場強度を傾斜させるＧｚを１８に示すパルス状に印
加して、９０゜高周波パルスによって励起された平面と
同一面を励起する。次に、高周波パルス印加後の時刻Ｔ
４においてＸ方向に磁場強度が変化するリードアウト傾
斜磁場Ｇｘを２０のように時間２Ｔ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の印加を繰り返す。また時
刻Ｔ５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、１９のように時間Ｔより短い時間ｔ
だけ１４と同一極性の振幅で印加する。以後、時間２Ｔ
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傾
斜と印加時間の積の総和量が０となるごとにエコー信号
２１が発生する。ここでマルチエコー計測を行い、ｍ個
のエコー信号列Ｓ2i（ｉ＝１〜ｍ）を得る。
に磁場強度を傾斜させるＧｚを１８に示すパルス状に印
加して、９０゜高周波パルスによって励起された平面と
同一面を励起する。次に、高周波パルス印加後の時刻Ｔ
４においてＸ方向に磁場強度が変化するリードアウト傾
斜磁場Ｇｘを２０のように時間２Ｔ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の印加を繰り返す。また時
刻Ｔ５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、１９のように時間Ｔより短い時間ｔ
だけ１４と同一極性の振幅で印加する。以後、時間２Ｔ
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傾
斜と印加時間の積の総和量が０となるごとにエコー信号
２１が発生する。ここでマルチエコー計測を行い、ｍ個
のエコー信号列Ｓ2i（ｉ＝１〜ｍ）を得る。
【００２６】以上の過程により最初の領域、図８の８１
がサンプリングされる。なお領域８１において、１８０
゜高周波パルスの前後で、磁化が受ける傾斜磁場の極性
が反転するため、（ａ）と（ｂ）のサンプリング方向が
ｋｙ軸に対して逆方向となる。
がサンプリングされる。なお領域８１において、１８０
゜高周波パルスの前後で、磁化が受ける傾斜磁場の極性
が反転するため、（ａ）と（ｂ）のサンプリング方向が
ｋｙ軸に対して逆方向となる。
【００２７】次にエンコード傾斜磁場１３の印加量を
（Ｇｙ・ｍ・ｔ）だけ減らして、上記と同様の過程を繰
り返えせば、次の領域、図８の８２をサンプリングする
ことができる。すなわち、エンコード傾斜磁場１３の印
加量がｍエンコードステップ分だけシフトすると、位相
空間でサンプリングの開始位置がｍラインだけシフトさ
れる。このようにエンコード傾斜磁場１３の印加量をｍ
エンコードステップ分ずつシフトさせながらパルスシー
ケンスをＬ回繰り返えせば、位相空間の全領域がサンプ
リングされ、最終的に第１の実施例と同様に（ａ）と
（ｂ）についてそれぞれｎ個のエコー信号が得られる。
（Ｇｙ・ｍ・ｔ）だけ減らして、上記と同様の過程を繰
り返えせば、次の領域、図８の８２をサンプリングする
ことができる。すなわち、エンコード傾斜磁場１３の印
加量がｍエンコードステップ分だけシフトすると、位相
空間でサンプリングの開始位置がｍラインだけシフトさ
れる。このようにエンコード傾斜磁場１３の印加量をｍ
エンコードステップ分ずつシフトさせながらパルスシー
ケンスをＬ回繰り返えせば、位相空間の全領域がサンプ
リングされ、最終的に第１の実施例と同様に（ａ）と
（ｂ）についてそれぞれｎ個のエコー信号が得られる。
【００２８】最後に、信号列Ｓ1iと信号列Ｓ2iをそれぞ
れ像再構成することにより画像Ｍ１とＭ２が得られ、数
３と数４を用いれば、静止部と流体部の画像が得られ
る。位相空間の分割による計測法を用いれば、サンプリ
ング数を増加できるので解像度の向上が、あるいはサン
プリング数を少なくして１繰り返しあたりの計測時間を
短縮できるので、横緩和による信号の減衰の影響の軽減
が期待できる。なお、位相空間の分割はここで述べた方
法に限らず、ラインを交互に選んで計測するインターリ
ーブなどでも分割可能である。
れ像再構成することにより画像Ｍ１とＭ２が得られ、数
３と数４を用いれば、静止部と流体部の画像が得られ
る。位相空間の分割による計測法を用いれば、サンプリ
ング数を増加できるので解像度の向上が、あるいはサン
プリング数を少なくして１繰り返しあたりの計測時間を
短縮できるので、横緩和による信号の減衰の影響の軽減
が期待できる。なお、位相空間の分割はここで述べた方
法に限らず、ラインを交互に選んで計測するインターリ
ーブなどでも分割可能である。
【００２９】
【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、９０゜高周波磁場と次の１８０゜反転高周
波磁場が印加される時間に、流体が選択励起された平面
内から流出する効果を用いて、反転高周波磁場を印加す
る前に計測したマルチエコー信号と、反転高周波磁場を
印加した後に計測したマルチエコー信号を別々に画像再
構成し、画像間の演算を行うことにより、１回の計測で
流体部の画像と静止部の画像を分離することが可能な方
法を実現できる。
法において、９０゜高周波磁場と次の１８０゜反転高周
波磁場が印加される時間に、流体が選択励起された平面
内から流出する効果を用いて、反転高周波磁場を印加す
る前に計測したマルチエコー信号と、反転高周波磁場を
印加した後に計測したマルチエコー信号を別々に画像再
構成し、画像間の演算を行うことにより、１回の計測で
流体部の画像と静止部の画像を分離することが可能な方
法を実現できる。
【図１】本発明の一実施例のパルスシーケンスを示すタ
イムチャート。
イムチャート。
【図２】本発明を適用するＭＲＩ装置のブロック図。
【図３】実施例を説明するための斜視図。
【図４】位相空間におけるエコー信号列｛Ｓ１｝と｛Ｓ
２｝の配列方向を示す説明図。
２｝の配列方向を示す説明図。
【図５】実施例の説明図。
【図６】像再構成例及び画像処理例を示す説明図。
【図７】ハーフエンコード法による説明図。
【図８】分割法による位相空間における走査方向を示す
説明図。
説明図。
１…静磁場発生コイル、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…｛Ｓ
１｝から像再構成した画像Ｍ１、８…｛Ｓ２｝から像再
構成した画像Ｍ２、９…血流画像、１０…心壁画像、３
１…心壁、３２…血流。
ーブ、４…電源、５…計算機、６…被検体、７…｛Ｓ
１｝から像再構成した画像Ｍ１、８…｛Ｓ２｝から像再
構成した画像Ｍ２、９…血流画像、１０…心壁画像、３
１…心壁、３２…血流。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 山本 悦治 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 昭63−181750（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−56042（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−64633（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−149250（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−200531（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−15513（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (1)
- 【請求項１】静磁場を発生する手段と、３方向の傾斜磁
場を発生する手段と、高周波パルスを被検体に送信し、
エコー信号を受信するプローブと、前記傾斜磁場の印
加、前記高周波パルスの印加、及び前記エコー信号の取
り込みのパルスシーケンスの制御、及び前記エコー信号
の演算処理を行う手段とを具備するＭＲＩ装置におい
て、前記パルスシーケンスは、（１）前記被検体の関心
領域を第１の高周波磁場で選択励起すること、（２）投
影方向と垂直な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、前記投影方向と前記リード
アウト傾斜磁場を印加した方向のいずれにも垂直な方向
にエンコード傾斜磁場を印加して発生する第１のマルチ
エコー信号を計測すること、（３）第２の高周波磁場を
印加して前記関心領域を再び励起すること、（４）前記
投影方向と垂直な方向に前記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、前記投影方向と前記
リードアウト傾斜磁場を印加した方向のいずれにも垂直
な方向に前記エンコード傾斜磁場を印加して発生する第
２のマルチエコー信号を計測することの制御を有し、前
記第１のマルチエコー信号と前記第２のマルチエコー信
号とを別々に画像再構成し、両者の画像から流体部の投
影像と静止部の投影像とを分離することを特徴とするＭ
ＲＩ装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09258192A JP3339509B2 (ja) | 1992-04-13 | 1992-04-13 | Ｍｒｉ装置 |
| US08/044,778 US5394872A (en) | 1992-04-13 | 1993-04-12 | Method of magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09258192A JP3339509B2 (ja) | 1992-04-13 | 1992-04-13 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05285124A JPH05285124A (ja) | 1993-11-02 |
| JP3339509B2 true JP3339509B2 (ja) | 2002-10-28 |
Family
ID=14058401
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09258192A Expired - Fee Related JP3339509B2 (ja) | 1992-04-13 | 1992-04-13 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5394872A (ja) |
| JP (1) | JP3339509B2 (ja) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5497773A (en) * | 1993-03-12 | 1996-03-12 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Nuclear magnetic resonance imaging with patient protection against nerve stimulation and image quality protection against artifacts |
| JP3393895B2 (ja) * | 1993-09-13 | 2003-04-07 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US5521502A (en) * | 1994-04-25 | 1996-05-28 | Georgia Tech Research Corporation | Flow differentiation scheme for magnetic resonance angiography |
| JP3496898B2 (ja) * | 1995-03-03 | 2004-02-16 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴撮影装置 |
| US5603320A (en) * | 1995-10-02 | 1997-02-18 | General Electric Company | Magnetic resonance (MR) angiography using an integrated polarizing and imaging magnet |
| US6181133B1 (en) * | 1997-01-06 | 2001-01-30 | Royal Brompton Hospital | Magnetic resonance imaging of fluid flows using echo-planar technology |
| US6239598B1 (en) | 1998-05-08 | 2001-05-29 | The Uab Reasearch Foundation | Process for rapid sample trajectory calibration for magnetic resonance imaging |
| DE19962846B4 (de) * | 1999-12-24 | 2008-09-25 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Bildgebungsverfahren mit keyhole-Technik |
| US8170307B2 (en) | 2008-09-23 | 2012-05-01 | The Methodist Hospital | Automated wall motion quantification in aortic dissections |
| KR102100981B1 (ko) * | 2018-12-05 | 2020-04-14 | 연세대학교 산학협력단 | 자기공명영상 수초화 지도 획득 방법 및 시스템 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5168228A (en) * | 1987-05-14 | 1992-12-01 | National Researh Development Corporation | Echo planar imaging systems |
| JP2646663B2 (ja) * | 1988-06-07 | 1997-08-27 | 株式会社日立製作所 | 動体イメージング方法およびその装置 |
| JP2777155B2 (ja) * | 1988-11-30 | 1998-07-16 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US5221898A (en) * | 1990-11-30 | 1993-06-22 | Hitachi, Ltd. | Flow imaging method using an MRI apparatus |
-
1992
- 1992-04-13 JP JP09258192A patent/JP3339509B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1993
- 1993-04-12 US US08/044,778 patent/US5394872A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH05285124A (ja) | 1993-11-02 |
| US5394872A (en) | 1995-03-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5719968B2 (ja) | Ｍｒデータを収集する方法及び装置 | |
| JP2898329B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた画像形成装置 | |
| US7372269B2 (en) | Magnetic resonance imaging method and apparatus | |
| JPH0616769B2 (ja) | 容積体内の移動物質の２次元投影像をつくる装置 | |
| JPH074352B2 (ja) | 核磁気共鳴装置の操作方法 | |
| JPS6095339A (ja) | Ｎｍｒ像データを発生する方法と装置 | |
| JPH0243497B2 (ja) | ||
| JP3339509B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP2000157507A (ja) | 核磁気共鳴撮影装置 | |
| JP3345527B2 (ja) | 核磁気共鳴装置 | |
| JPS62284640A (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査方法 | |
| JP3452400B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH1066684A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3323653B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2607466B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| JP3112028B2 (ja) | 流体イメージング装置 | |
| JP3499927B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3332951B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3322695B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3152690B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| JP3156854B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP3317552B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP3524614B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査方法 | |
| JPH06285039A (ja) | Ｍｒイメージング装置 | |
| JP3201649B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |