JP4451528B2 - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents

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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴撮影装置および記録媒体に関し、特に、血流像を撮影する磁気共鳴撮影装置、および、そのような磁気共鳴撮影機能をコンピュータ(computer)に実現させるプログラム(program)を記録した記録媒体に関する。
【0002】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影装置では、撮影対象を収容する空間に静磁場、勾配磁場および高周波磁場を形成し、撮影対象のスピン(spin)が発生する磁気共鳴信号を収集し、それに基づいて画像を生成する。磁気共鳴信号は、2次元フーリエ(Fourier)空間すなわちkスペース(space)を埋めるデータ(data)として収集され、それを2次元逆フーリエ変換することにより画像が生成(再構成)される。
【0003】
血流像を撮影する場合は、撮影断面に流入する血流から強い信号が得られるタイム・オブ・フライト(TOF:Time of Flight)法が用いられる。TOF法ではグラディエントエコー(GRE:gradient echo)法のパルスシーケンス(pulse sequence)が用いられる。
【0004】
【発明が解決しようとする課題】
TOF法では、血流以外の体内組織からもスピンの定常状態に基づく弱い信号が生じるので、再構成画像には組織像が薄く出現し微細な血流についての読影を妨げる。
【0005】
そこで、本発明の課題は、血流像を適正に撮影する磁気共鳴撮影装置、および、そのような磁気共鳴撮影機能をコンピュータに実現させるプログラムを記録した記録媒体を実現することである。
【0006】
【課題を解決するための手段】
(1)上記の課題を解決するための1つの観点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスについて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号をそれぞれ収集する信号収集手段と、前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気共鳴信号との差を求める差計算手段と、前記求めた差に基づいて画像を生成する画像生成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【0007】
この観点での発明では、心収縮期における磁気共鳴信号と心拡張期における磁気共鳴信号の差を求めることにより、両信号に共通に含まれる信号を消去し血流のみによる信号を得る。この信号に基づいて血流像のみを含む画像を再構成する。
【0008】
(2)上記の課題を解決するための他の観点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスについて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号をそれぞれ収集する信号収集手段と、前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号および心拡張期の磁気共鳴信号に基づいてそれぞれ画像を生成する画像生成手段と、前記生成した2つの画像の差を求める画像処理手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【0009】
この観点での発明では、心収縮期の磁気共鳴信号に基づいて再構成した画像と心拡張期の磁気共鳴信号に基づいて再構成した画像との差を求めることにより、両画像に共通に含まれる画像を消去して血流像のみを含む画像を得る。
【0010】
(3)上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記スライスに関し動脈性血流の下流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和手段を具備することを特徴とする(1)または(2)に記載の磁気共鳴撮影装置である。
【0011】
この観点での発明では、動脈性血流の下流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流だけを画像化する。
(4)上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記心拡張期の信号収集にあたり前記スライスに関し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる上流飽和手段を具備することを特徴とする(1)ないし(3)のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置である。
【0012】
この観点での発明では、心拡張期の信号収集にあたり動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流像の減弱を阻止する。
【0013】
(5)上記の課題を解決するための他の観点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスについて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号をそれぞれ収集する信号収集機能と、前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号と心拡張期の磁気共鳴信号との差を求める差計算機能と、前記求めた差に基づいて画像を生成する画像生成機能とをコンピュータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする記録媒体である。
【0014】
この観点での発明では、記録媒体に記録されたプログラムが、差計算機能で、心収縮期における磁気共鳴信号と心拡張期における磁気共鳴信号の差を求めることにより、両信号に共通に含まれる信号を消去し血流のみによる信号を得る。この信号に基づいて、画像生成機能で、血流像のみを含む画像を再構成する。
【0015】
(6)上記の課題を解決するための他の観点での発明は、撮影対象における予め定めたスライスについて心収縮期および心拡張期における磁気共鳴信号をそれぞれ収集する信号収集機能と、前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号および心拡張期の磁気共鳴信号に基づいてそれぞれ画像を生成する画像生成機能と、前記生成した2つの画像の差を求める画像処理機能とをコンピュータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする記録媒体である。
【0016】
この観点での発明では、記録媒体に記録されたプログラムが、画像処理機能で、心収縮期の磁気共鳴信号に基づいて再構成した画像と心拡張期の磁気共鳴信号に基づいて再構成した画像との差を求めることにより、両画像に共通に含まれる画像を消去して血流像のみを含む画像を得る。
【0017】
(7)上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記スライスに関し動脈性血流の下流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和機能をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする(5)または(6)に記載の記録媒体である。
【0018】
この観点での発明では、記録媒体に記録されたプログラムが、下流飽和機能で、動脈性血流の下流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流だけを画像化する。
【0019】
(8)上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記心拡張期の信号収集にあたり前記スライスに関し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる上流飽和機能をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする(5)ないし(7)のうちのいずれか1つに記載の記録媒体である。
【0020】
この観点での発明では、記録媒体に記録されたプログラムが、上流飽和機能で、心拡張期の信号収集にあたり動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させることにより、動脈性血流像の減弱を阻止する。
【0021】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図1に磁気共鳴撮影装置のブロック(block)図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【0022】
図1に示すように、本装置はマグネットシステム(magnet system)100を有する。マグネットシステム100は主磁場コイル(coil)部102、勾配コイル部106およびRF(radio frequency)コイル部108を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の外形を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム100の内部空間に、撮影対象300がクレードル(cradle)500に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【0023】
撮影対象300には心臓の拍動を感知する心拍センサ(sensor)110が装着される。心拍センサ(sensor)110としては、例えば指に嵌めて血管の脈動を感知するペリフェラルセンサ(peripheral sensor)、または、心電計等が用いられる。心拍センサ110の感知信号が心拍検出部120に入力される。心拍検出部120は入力信号に基づいて心拍を検出し、心拍検出信号を後述の制御部160に入力する。
【0024】
主磁場コイル部102はマグネットシステム100の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね撮影対象300の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部102は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【0025】
勾配コイル部106は静磁場強度に勾配を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場は、スライス(slice)勾配磁場、リードアウト(read out)勾配磁場およびフェーズエンコード(phase encode)勾配磁場の3種であり、これら3種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部106は図示しない3系統の勾配コイルを有する。
【0026】
RFコイル部108は静磁場空間に撮影対象300の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをRF励起信号の送信という。RFコイル部108は、また、励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信する。RFコイル部108は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【0027】
勾配コイル部106には勾配駆動部130が接続されている。勾配駆動部130は勾配コイル部106に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部130は、勾配コイル部106における3系統の勾配コイルに対応して、図示しない3系統の駆動回路を有する。
【0028】
RFコイル部108にはRF駆動部140が接続されている。RF駆動部140はRFコイル部108に駆動信号を与えてRF励起信号を送信し、撮影対象300の体内のスピンを励起する。
【0029】
RFコイル部108には、また、データ収集部150が接続されている。データ収集部150はRFコイル部108が受信した受信信号を取り込み、それをディジタルデータ(digital data)として収集する。
【0030】
勾配駆動部130、RF駆動部140およびデータ収集部150には制御部160が接続されている。制御部160は、勾配駆動部130ないしデータ収集部150をそれぞれ制御して撮影を遂行する。制御部160は心拍検出部120から入力される心拍検出信号に基づき、心拍に同期した撮影いわゆるハートゲートスキャン(heart−gate scan)を行う。
【0031】
データ収集部150の出力側はデータ処理部170に接続されている。データ処理部170は、例えばコンピュータ(computer)等を用いて構成される。データ処理部170は図示しないメモリ(memory)を有し、そのメモリに本装置の動作を規定するプログラムを記憶している。
【0032】
データ処理部170は、データ収集部150から取り込んだデータを図示しないメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。データ空間は2次元フ−リエ空間を構成する。データ処理部170は、これら2次元フ−リエ空間のデータを2次元逆フ−リエ変換して撮影対象300の画像を生成(再構成)する。2次元フ−リエ空間をkスペースともいう。
【0033】
データ処理部170は制御部160に接続されている。データ処理部170は制御部160の上位にあってそれを統括する。データ処理部170には、表示部180および操作部190が接続されている。表示部180は、データ処理部170から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部190は、操作者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部170に入力する。
【0034】
マグネットシステム100、心拍センサ110、心拍検出部120、勾配駆動130、RF駆動部140、データ収集部150、制御部160、データ処理部170および操作部190からなる部分は、本発明における信号収集手段の実施の形態の一例である。
【0035】
図2に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【0036】
図2に示す装置は、図1に示した装置とは方式を異にするマグネットシステム100’を有する。マグネットシステム100’以外は図1に示した装置と同様な構成になっており、同様な部分に同一の符号を付して説明を省略する。
【0037】
マグネットシステム100’は主磁場マグネット部102’、勾配コイル部106’およびRFコイル部108’を有する。これら主磁場マグネット部102’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する1対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の外形を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム100’の内部空間に、撮影対象300がクレードル500に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【0038】
主磁場マグネット部102’はマグネットシステム100’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね撮影対象300の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部102’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【0039】
勾配コイル部106’は静磁場強度に勾配を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場は、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場およびフェーズエンコード勾配磁場の3種であり、これら3種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部106’は図示しない3系統の勾配コイルを有する。
【0040】
RFコイル部108’は静磁場空間に撮影対象300の体内のスピンを励起するためのRF励起信号を送信する。RFコイル部108’は、また、励起されたスピンが生じる磁気共鳴信号を受信する。RFコイル部108’は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【0041】
マグネットシステム100’、心拍センサ110、心拍検出部120、勾配駆動130、RF駆動部140、データ収集部150、制御部160、データ処理部170および操作部190からなる部分は、本発明における信号収集手段の実施の形態の一例である。
【0042】
図3に、TOF法による血流像の撮影に用いるパルスシーケンス(pulsesequence)を示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコー(GRE:Gradient Echo)法のパルスシーケンスである。
【0043】
すなわち、(1)はGRE法におけるRF励起用のα°パルスのシーケンスであり、(2)、(3)、(4)および(5)は、同じくそれぞれ、スライス勾配Gs、リードアウト勾配Gr、フェーズエンコード勾配GpおよびグラディエントエコーMRのシーケンスである。なお、α°パルスは中心信号で代表する。パルスシーケンスは時間軸tに沿って左から右に進行する。
【0044】
同図に示すように、α°パルスによりスピンのα°励起が行われる。フリップアングル(flip angle)α°は90°以下である。このときスライス勾配Gsが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。
【0045】
α°励起後、フェーズエンコード勾配Gpによりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、リードアウト勾配Grによりまずスピンをディフェーズ(dephase)し、次いでスピンをリフェーズ(rephase)して、グラディエントエコーMRを発生させる。グラディエントエコーMRの信号強度は、α°励起からTE(echo time)後の時点で最大となる。グラディエントエコーMRはデータ収集部150によりビューデータ(view data)として収集される。
【0046】
このようなパルスシーケンスが周期TR(repetition time)で64〜512回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Gpを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、kスペースを埋める64〜512ビューのビューデータが得られる。
【0047】
TOF法を実行する場合は、上記ようなパルスシーケンスを、スピンが定常状態になるまでデータを収集せずに予め定められた回数だけ実行し、定常状態になった後にビューデータの収集を開始する。
【0048】
図3のパルスシーケンスによって得られたビューデータが、データ処理部170のメモリ(kスペース)に収集される。データ処理部170は、kスペースのビューデータを2次元逆フ−リエ変換して撮影対象300の断層像を再構成する。データ処理部170による画像再構成の詳細については、後にあらためて説明する。再構成した画像はメモリに記憶し、また、表示部180で表示する。
【0049】
次に、ビューデータをkスペースに収集するトラジェクトリ(trajectory)について説明する。図4に、kスペースとそこにおけるトラジェクトリの概念を示す。kスペースは互いに垂直な2つの座標軸kx,kyを有する。kxは周波数軸、kyは位相軸である。両座標軸の原点はkスペースの中心に位置する。
【0050】
トラジェクトリは周波数軸kxに平行で位相軸ky方向に間隔を有する複数の直線となる。位相軸ky上のトラジェクトリの位置はフェーズエンコード量に対応する。トラジェクトリの数はビュー数に等しい。各トラジェクトリにフェーズエンコードの正の最大値側から負の最大値側に向かって昇順の番号を付す。ここでは、説明の便宜上、トラジェクトリ数を25とする。すなわち、25ビューでkスペースを埋める1セット(set)のデータを収集するものとする。これらトラジェクトリにつき、所定の順序でデータ収集が行われる。画像再構成はこれらの1セットデータを用いて行われる。
【0051】
kスペースは、例えば5つの部分的領域に区分されている。同図において、部分的領域03はkスペースの座標原点を含む部分的領域すなわち中央領域である。部分的領域02,04は、位相軸方向において部分的領域03の外側にそれぞれ隣接する領域である。部分的領域01,05は、位相軸方向において部分的領域02,04の外側にそれぞれ隣接する領域である。なお、区分数は5に限るものではなく適宜で良い。
【0052】
心拍の所定の位相で撮影対象を撮影する場合、このように区分したkスペースについて、例えば、図5に示す要領でそれぞれデータ収集を行う。同図において、心拍周期をTとする。図5は、心収縮期における血流像すなわち動脈性の血流についてその像を撮影するときのデータ収集要領を示す。撮像する像は、例えば脳内血流像等である。
【0053】
データ収集は心収縮期と心拡張期においてそれぞれ行われる。心収縮期のデータは第1のkスペースに収集される。心拡張期のデータは第2のkスペースに収集される。2つのkスペースの構成は同一であり、ともに図4に示した構成を持つ。
【0054】
図5に示した要領でデータ収集を行うときのトラジェクトリの選択順序すなわちビューオーダリング(view ordering)を、図6および図7に示す。図6は心収縮期のデータを収集するビューオーダリングであり、図7は心拡張期のデータを収集するビューオーダリングである。両図において、縦軸にトラジェクトリ番号をとり横軸にビュー番号をとる。ビュー番号を両図を通じて昇順にたどるようにデータ収集が進行する。
【0055】
図5に示すように、心拍検出信号のピーク(peak)からディレイタイムtd後にスキャンを開始する。ディレイタイムtdは、操作者によって適宜に設定される。
【0056】
1ビュー目のデータは、第1のkスペースの部分的領域01に収集する。データを収集するトラジェクトリは、図6に示すように、1番である。2ビュー目のデータは同じkスペースの部分的領域02に収集する。トラジェクトリは6番である。3ビュー目のデータは同じkスペースの部分的領域03に収集する。トラジェクトリは11番である。4ビュー目のデータは同じkスペースの部分的領域04に収集する。トラジェクトリは16番である。5ビュー目のデータは同じkスペースの部分的領域05に収集する。トラジェクトリは21番である。1ビュー目から5ビュー目までのデータ収集期間は心収縮期に属する。
【0057】
6ビュー目から10ビュー目までのデータ収集は心拡張期に行う。データを収集するkスペースは第2のkスペースである。6ビュー目のデータは部分的領域01に収集する。データを収集するトラジェクトリは、図7に示すように、1番である。7ビュー目のデータは部分的領域02に収集する。トラジェクトリは6番である。8ビュー目のデータは部分的領域03に収集する。トラジェクトリは11番である。9ビュー目のデータは部分的領域04に収集する。トラジェクトリは16番である。10ビュー目のデータは部分的領域05に収集する。トラジェクトリは21番である。すなわち、心収縮期と心拡張期において互いに同一なトラジェクトリに沿ってそれぞれデータを収集する。
【0058】
心拍周期の2周期目では、心収縮期で11ビュー目から15ビュー目までのデータを収集し、心拡張期で16ビュー目から20ビュー目までのデータを収集する。ディレイタイムは同一である。
【0059】
すなわち、11ビュー目のデータは、第1のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ2番に収集する。12ビュー目のデータは部分的領域02のトラジェクトリ7番、13ビュー目は部分的領域03のトラジェクトリは12番、14ビュー目は部分的領域04のトラジェクトリ17番、15ビュー目は部分的領域05のトラジェクトリ22番にそれぞれ収集する。
【0060】
16ビュー目のデータは第2のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ2番に収集する。17ビュー目はトラジェクトリ7番、18ビュー目はトラジェクトリは12番、19ビュー目はトラジェクトリ17番、20ビュー目はトラジェクトリ22番にそれぞれ収集する。
【0061】
心拍周期の3周期目では、心収縮期で21ビュー目から25ビュー目までのデータを収集し、心拡張期で26ビュー目から30ビュー目までのデータを収集する。ディレイタイムは同一である。
【0062】
すなわち、21ビュー目のデータは、第1のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ3番に収集する。22ビュー目のデータは部分的領域02のトラジェクトリ8番、23ビュー目は部分的領域03のトラジェクトリは13番、24ビュー目は部分的領域04のトラジェクトリ18番、25ビュー目は部分的領域05のトラジェクトリ23番にそれぞれ収集する。
【0063】
26ビュー目のデータは第2のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ3番に収集する。27ビュー目はトラジェクトリ8番、28ビュー目はトラジェクトリは13番、29ビュー目はトラジェクトリ18番、30ビュー目はトラジェクトリ23番にそれぞれ収集する。
【0064】
心拍周期の4周期目では、心収縮期で31ビュー目から35ビュー目までのデータを収集し、心拡張期で36ビュー目から40ビュー目までのデータを収集する。ディレイタイムは同一である。
【0065】
すなわち、31ビュー目のデータは、第1のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ4番に収集する。32ビュー目のデータは部分的領域02のトラジェクトリ9番、33ビュー目は部分的領域03のトラジェクトリは14番、34ビュー目は部分的領域04のトラジェクトリ19番、35ビュー目は部分的領域05のトラジェクトリ24番にそれぞれ収集する。
【0066】
36ビュー目のデータは第2のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ4番に収集する。37ビュー目はトラジェクトリ9番、38ビュー目はトラジェクトリは14番、39ビュー目はトラジェクトリ19番、40ビュー目はトラジェクトリ24番にそれぞれ収集する。
【0067】
心拍周期の5周期目では、心収縮期で41ビュー目から45ビュー目までのデータを収集し、心拡張期で46ビュー目から50ビュー目までのデータを収集する。ディレイタイムは同一である。
【0068】
すなわち、41ビュー目のデータは、第1のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ5番に収集する。42ビュー目のデータは部分的領域02のトラジェクトリ10番、43ビュー目は部分的領域03のトラジェクトリは15番、44ビュー目は部分的領域04のトラジェクトリ20番、45ビュー目は部分的領域05のトラジェクトリ25番にそれぞれ収集する。
【0069】
46ビュー目のデータは第2のkスペースの部分的領域01のトラジェクトリ5番に収集する。47ビュー目はトラジェクトリ10番、48ビュー目はトラジェクトリは15番、49ビュー目はトラジェクトリ20番、50ビュー目はトラジェクトリ25番にそれぞれ収集する。
【0070】
このようにして、心拍の5周期で、2つのkスペースを埋めるデータセットそれぞれ得られる。第1のkスペースのデータセットは心収縮期の断層像を再構成するに足るデータであり、第2のkスペースのデータセットは心拡張期の断層像を再構成するに足るデータである。なお、ビューオーダリングは、上記とは逆にビュー番号の降順に行うようにしても良い。
【0071】
データ処理部170は、このような2つkスペースのデータに基づいて血流像を生成する。図8に、血流像を生成する観点での、データ処理部170のブロック図を示す。
【0072】
同図に示すように、データ処理部170は減算ユニット202を有する。減算ユニット202は、本発明における差計算手段の実施の形態の一例である。減算ユニット202は、メモリ204に記憶された第1のkスペースのデータと、メモリ206に記憶された第2のkスペースのデータにつき、トラジェクトリが同一なもの同士で減算を行う。
【0073】
この減算により、心収縮期の信号と心拡張期の信号に共通に含まれている信号成分が相殺されて消滅する。共通に含まれる信号は体内組織から生じた信号であり、これが減算によって除去される。その結果、心収縮期と心拡張期で相違する信号成分すなわち動脈性の血流信号が残る。
【0074】
減算結果の信号はトラジェクトリごとに画像再構成ユニット208に入力される。画像再構成ユニット208は入力された全トラジェクトリの差分データに基づいて画像を再構成する。これによって動脈性の血流像が得られる。血流像は表示部180で表示され、また、メモリに記憶される。画像再構成ユニット208および表示部180からなる部分は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
【0075】
共通部分の相殺は、上記のようにkスペースのデータについて行う代わりに、再構成した画像について行うようにしても良い。そのブロック図を図9に示す。同図に示すように、メモリ204のデータについては画像再構成ユニット214で画像を再構成し、メモリ206のデータについては画像再構成ユニット216で画像を再構成する。両画像を減算ユニット212で減算することにより、動脈性の血流像のみを含む画像を得る。
【0076】
画像再構成ユニット214,216は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。減算ユニット212は、本発明における画像処理手段の実施の形態の一例である。
【0077】
図10に、上記のような減算による血流像生成の概念図を示す。同図に示すように、心収縮期の像には動脈性の血流像302と定常状態信号に基づく組織像304が含まれる。心拡張期では動脈性の血流がほぼ停止することにより血流像は現れず組織像304だけが現れる。両者の差分として血流像302だけが残る。このような減算を、図8に示した構成ではkスペースのデータについて行い、図9に示した構成では画像データについて行う。
【0078】
動脈性の血流の描出を確実にするためには、静脈性の血流を描出しないようにする必要がある。そこで、図11に模式的に示すように、動脈性の血流方向に関し撮影スライスの下流側のスライス(サチュレーションスライス:saturation slice)のスピンを飽和(サチュレーション)させる。
【0079】
サチュレーションは、図12に示すようなパルスシーケンスを用いて行う。同図に示すように、90゜パルスおよびスライス勾配Gsによりサチュレーションスライスを選択励起し、次いで、例えばリードアウト勾配Gr等の勾配磁場を印加してスピンの位相を分散させる。
【0080】
マグネットシステム100(100’)、勾配駆動部130、RF駆動部140および制御部160からなる部分は、本発明における下流飽和手段の実施の形態の一例である。
【0081】
これによって、サチュレーションスライスから撮影スライスに流入した静脈性血流はグラディエントエコーを生じることが不可能になる。このようなサチュレーションパルスシーケンスを図3に示したパルスシーケンスの前に付加することにより静脈性血流の画像を阻止することができる。
【0082】
撮影スライスに流入する心拡張期の動脈性血流が無視できないときは、減算により血流像の輝度が低下するので、心拡張期には、図13に示すように、上流側でもサチュレーションを行うことが、動脈性血流をより適切に画像化する点で好ましい。
【0083】
撮影スライスの両側におけるサチュレーションは、90゜パルスとしてアダマール(Hadamard)パルスを用いることにより、一挙に行えることが知られている。なお、通常の90゜パルスを用いてそれぞれ行うようにしても良いのはいうまでもない。また、必要に応じて上流側だけで行うようにしても良い。
【0084】
マグネットシステム100(100’)、勾配駆動部130、RF駆動部140および制御部160からなる部分は、本発明における上流飽和手段の実施の形態の一例である。
【0085】
以上、TOF法による血流撮影の例で説明したが、血流撮影はTOF法に限るものではなく、例えばフェーズコントラスト(PC:Phase Contrast)法等、適宜の技法を用いても良いのはもちろんである。
【0086】
以上のような本装置の機能をデータ処理部170(コンピュータ)に実現させるためのプログラムが、コンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録される。コンピュータで読み取り記録媒体は、磁気的な記録媒体、光学的な記録媒体、磁気的光学的な記録媒体および半導体を用いた記憶媒体のいずれであっても良い。なお、本書では記録媒体は記憶媒体と同義である。
【0087】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、血流像を適正に撮影する磁気共鳴撮影装置、および、そのような磁気共鳴撮影機能をコンピュータに実現させるプログラムを記録した記録媒体を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図2】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図3】図1または図2に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図4】kスペースおよびトラジェクトリの概念図である。
【図5】図1または図2に示した装置によるデータ収集を説明する図である。
【図6】図1または図2に示した装置によるデータ収集を説明する図である。
【図7】図1または図2に示した装置によるデータ収集を説明する図である。
【図8】血流像生成の観点でのデータ処理部のブロック図である。
【図9】血流像生成の観点でのデータ処理部のブロック図である。
【図10】減算による血流像生成の概念図である。
【図11】撮影スライスとサチュレーションスライスの関係を示す図である。
【図12】サチュレーション用のパルスシーケンスを示す図である。
【図13】撮影スライスとサチュレーションスライスの関係を示す図である。
【符号の説明】
100,100’ マグネットシステム
102 主磁場コイル部
102’ 主磁場マグネット部
106,106’ 勾配コイル部
108,108’ RFコイル部
110 心拍センサ
120 心拍検出部
130 勾配駆動部
140 RF駆動部
150 データ収集部
160 制御部
170 データ処理部
180 表示部
190 操作部
300 撮影対象
500 クレードル

Claims (5)

  1. 撮影対象における予め定めたスライスについて、1心拍内の心収縮期及び心拡張期における磁気共鳴信号をグラディエントエコー法によるタイム・オブ・フライト法を用いてそれぞれ収集することを繰り返す信号収集手段と、
    前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号及び心拡張期の磁気共鳴信号において、互いに対応する心収縮期の磁気共鳴信号から心拡張期の磁気共鳴信号を引いた差を求める差計算手段と、
    前記求めた差に基づいて画像を生成する画像生成手段と、
    を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
  2. 撮影対象における予め定めたスライスについて、1心拍内の心収縮期及び心拡張期における磁気共鳴信号をグラディエントエコー法によるタイム・オブ・フライト法を用いてそれぞれ収集することを繰り返す信号収集手段と、
    前記収集した心収縮期の磁気共鳴信号及び心拡張期の磁気共鳴信号に基づいてそれぞれ画像を生成する画像生成手段と、
    前記生成した心収縮期の画像及び心拡張期の画像において、互いに対応する心収縮期の画像から心拡張期の画像を引いた画像の差を求める画像処理手段と、
    を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
  3. 前記スライスに関し動脈性血流の下流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる下流飽和手段、を具備することを特徴とする請求項1または請求項2に記載の磁気共鳴撮影装置。
  4. 前記心拡張期の信号収集にあたり前記スライスに関し動脈性血流の上流側のスライスにおける磁気共鳴信号を飽和させる上流飽和手段、を具備することを特徴とする請求項1ないし請求項3のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  5. 前記信号収集手段は、前記1心拍内の心収縮期及び心拡張期においてそれぞれ複数ビューの磁気共鳴信号を収集することを繰り返して、前記心収縮期及び心拡張期についてそれぞれ1枚の画像を生成するのに必要な前記磁気共鳴信号を収集する、ことを特徴とする請求項1ないし請求項4のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
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