JP4589526B2

JP4589526B2 - Ｍｒ流速測定システム

Info

Publication number: JP4589526B2
Application number: JP2000399258A
Authority: JP
Inventors: 美津恵宮崎; 博司高井
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2000-12-27
Filing date: 2000-12-27
Publication date: 2010-12-01
Anticipated expiration: 2020-12-27
Also published as: JP2002200053A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内の磁化スピンの磁気共鳴現象に基づいて、造影剤を用いることなく、当該被検体を低速度で流れる血液やリンパ液などの流速を測定するＭＲ流速測定システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体に造影剤を投与して血管造影を行うＭＲアンギオグラフィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギオグラフィ法は、造影剤の投与が伴うことから、侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的且つ体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。
【０００４】
一方、造影ＭＲアンギオグラフィ法に代わる手法として、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法、位相コントラスト（ｐｈａｓｅｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法などが知られている。
【０００５】
この内、タイム・オブ・フライト法及び位相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する手法である。流れの効果は、移動するスピンが有する２つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法がＴＯＦ法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相コントラスト法である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したＴＯＦ法や位相コントラスト法は、何れも血液などの流体の流れの効果を利用する手法であることから、ＭＲＩ装置の性能にも依存するが、一般的には、速度が２〜３ｃ［ｍ／ｓ］以上の血流のみを描出可能であって、これよりも低い速度の流れは殆ど検出できなかった。例えば、患者（人）の抹消静脈、リンパ管、ＣＳＦ（脊髄液）、膵管などの流れは遅く、１［ｃｍ／ｓ］以下の速度が殆どである。しかも、拍動などに因る位置ずれの影響もあるので、これら低速度の流体の流れは従来、検出不可能であった。従って、そのような低速度で移動する流体の速度を定量的に求めることは到底できなかった。
【０００７】
本発明は、このような従来技術の現状を打破するためになされたもので、造影剤を投与することなく、下肢の血液やリンパ液などの低流速で移動する流体の流速を定量的に測定又は評価することができるＭＲ流速測定システムを提供することを、その目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明の一実施形態に係るＭＲ流速測定システムによれば、エコー信号を読み出すためのパルス本体及び当該パルス本体と同一の極性で時間的に連続して付加され且つ流体の磁化スピンの位相挙動を制御する制御パルスから成る読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを、静磁場中に置かれた被検体に対して、当該被検体内の流体の動き方向に前記読出し傾斜磁場の印加方向を実質的に合わせた状態で実行するスキャン手段と、前記スキャンに因り生じる前記被検体からのエコー信号を収集する信号収集手段と、前記エコー信号と前記制御パルスの情報とを用いて前記流体の流速を測定する流速測定手段とを備えたことを特徴とする。
【０００９】
好適な一例によれば、前記制御パルスの強度は変更可能に設定される。また、この制御パルスは、例えば、前記磁化スピンのディフェージングを促進させるディフェーズパルスである。
【００１０】
また、好適には、前記スキャン手段は、前記制御パルスの強度を変化させたパルスシーケンスに拠る前記スキャンを複数回、実行する手段であってもよい。
【００１１】
さらに、前記スキャン手段は、流速を制御可能なフローファントムを前記被検体と一緒にスキャンする手段であり、前記流速測定手段は、前記エコー信号、前記制御パルスの情報、及び前記フローファントムの既知の流速情報を用いて前記流体の流速を測定する手段であってもよい。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【００１３】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜５を参照して説明する。
【００１４】
この実施形態にかかるＭＲ流体測定システムとして構成されたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００１５】
（１．１）装置の構成
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００１６】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ_０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００１７】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもとで、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００１８】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇ_Ｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_Ｒから成る論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ_０に重畳される。
【００１９】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００２０】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、及び音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００２１】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００２２】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャン又は３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよい。また、そのパルス列の形態としては、ＳＥ法、高速ＳＥ法、ＥＰＩ（ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ；エコープラナーイメージング）法、ＦＡＳＥ（ＦａｓｔＡｓｙｍｍｅｔｒｉｃＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）など、ＳＥ系のパルス列が好適である。
【００２３】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータを１組毎に２次元又は３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００２４】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００２５】
音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００２６】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行するときにシーケンサ５に必要に応じて用いることができる。これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【００２７】
さらに、本実施形態のＭＲＩ装置には、被検体の近傍にフローファントムを配置できるようになっている。具体的には、フローファントムとしての生理食塩水を通す管１９が、被検体の撮像領域の近傍であって撮像視野に入る空間位置に配置される。この管１９には、生理食塩水を流通させるとともにその流速を調整可能なフロー供給装置２０が接続されている。
【００２８】
次に、本実施形態の作用効果を説明する。
【００２９】
ホスト計算機６及びシーケンサ５は、協働して、図２に示す手順でスキャン及び測定を行い、被検体Ｐ内の低速度の血流やリンパ液の流れの流速を測定（演算）する。いま、測定対象を肺野のリンパ管であるとする。
【００３０】
つまり、フローファントムである管１９を、リンパ管を含む部位の近傍であって撮像視野内の空間位置に配置し、管１９内を流れる生理食塩水の流速を所望値に調整する。このとき、管１９は、その軸方向を、リンパ管の走行方向、つまり体軸方向にほぼ一致させて配置する。
【００３１】
この状態で第１回及び第２回のスキャンが順に行なわれ、夫々のスキャンにおいて肺野の例えば２次元コロナル像のエコーデータが収集される（ステップＳ１，Ｓ２）。各回のスキャンでは、後述するように、読出し傾斜磁場Ｇ_Ｒに付加するディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度が適宜に変更される。
【００３２】
なお、この強度変更の態様には、強度＝零も含まれる。また、本実施形態では、２回のスキャンを行うように設定しているが、これはディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度を変更しながら、３回以上のスキャンを行って、その各回でコロナル像のエコーデータを収集するようにしてもよい。
【００３３】
このエコーデータの収集が終わると、そのエコーデータに基づいて測定対象である血流やリンパ液の流れの流速が定量的に測定され、その測定結果が出力される（ステップＳ３）。
【００３４】
第１回目のスキャンでは、図３（ａ）に示す２次元ＦＳＥ（高速ＳＥ）法に従うパルスシーケンスが実行され、被検体の肺野の所望位置におけるコロナル像のエコーデータが収集される。このパルスシーケンスでは、励起用９０°ＲＦパルス、リフォーカス用１８０°ＲＦパルス、スライス傾斜磁場パルスＧ_Ｓ、読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒ、及び位相エンコード傾斜磁場パルスＧ_Ｅが使用される。
【００３５】
これらのパルス及びパルス列は従来周知のもとの同等であるが、読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒは肺野のリンパ管のおよその方向である体軸方向に印加される。読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒはエコー信号に周波数エンコードのみを施すパルスになっている。
【００３６】
なお、この第１回目のスキャンの場合、この読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒを体軸に直交する横方向に印加するようにしてもよい。
【００３７】
これにより、９０°ＲＦパルス及びスライス傾斜磁場Ｇ_Ｓにより所望のコロナル面が選択励起される。このコロナル面の磁化スピンのエコー信号は、その後の複数の１８０°ＲＦパルスにより順次リフォーカスされ、励起からエコー時間ＴＥ後には、読出し傾斜磁場Ｇ_Ｒによる周波数エンコード（位相分散）と共に読み出される。各回のエコー読出し毎に、位相エンコード傾斜磁場Ｇ_Ｅによる位相エンコードが付与される。
【００３８】
収集されたエコー信号は受信器８Ｒでエコーデータに生成された後、演算ユニット１０内に形成される２次元ｋ空間上に配置される。このエコーデータにはフローファントムのエコーデータも含まれている。
【００３９】
また、第２回目のスキャンでは、図３（ｂ）に示す２次元ＦＳＥ（高速ＳＥ）法に従うパルスシーケンスが実行され、第１回目のスキャンと同位置における肺野コロナル像のエコーデータが収集される。
【００４０】
ここで用いるパルスシーケンスは、上述した第１回目のスキャンのものに比べて、読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒのみが異なっている。具体的には、この読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒは図４に示す如く、エコー信号を収集する周波数エンコード用のパルス本体Ｐ_ｂｏｄｙと、このパルス本体Ｐ_ｂｏｄｙの時間的前後に連続的に付加された制御パルスとしての２つのディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}とから成る。このディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}は、周波数エンコード用のパルス本体Ｐ_ｂｏｄｙと同極性になっており、これにより、移動している磁化スピンに対してそのディフェージング効果を促進する機能を有する。
【００４１】
なお、第２回目のスキャン時に比較すると、前述した第１回目のスキャンにおける読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒはパルス本体Ｐ_ｂｏｄｙのみから構成されており、ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度を零に設定したものと見なすことができる。
【００４２】
ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}は、殆ど移動していない磁化スピンには殆どディフェージング機能を発揮しない。このため、読出し傾斜磁場パルスＧ_Ｒは、測定目的の流体（血液やリンパ液）の流れの方向にほぼ一致して印加されることが重要である。
【００４３】
このディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度は、測定対象であるリンパ液や血液の速度に応じて適宜することが望ましい。図４（ａ）〜（ｃ）には、この順に、ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度を下げる例を例示している。一般に、測定対象の流速が小さくなるに従って、ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度を上げて、ディフェージング機能を促進するように制御される。
【００４４】
このため、第２回目のスキャンによるエコー信号収集において、読出し傾斜磁場Ｇ_Ｒの方向にほぼ沿って流れているリンパ液からのエコー信号は、ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}が余分に印加されている分、ディフェージング効果が進み、その信号値は低下する。つまり、リンパ液が流れているとすると、ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}によってディフェージング効果が促進され、ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}を付加していない又はその強度が小さい場合に比べて、フローボイド（ｆｌｏｗｖｏｉｄ）が大きくなって、信号値はそれだけ低下する。
【００４５】
このように２回のスキャンにより収集されたエコーデータは、演算ユニット１０により２次元フーリエ変換を介して実空間のコロナル像に再構成される。
【００４６】
この再構成されたコロナル像を図５（ａ），（ｂ）に模式的に示す。なお、これらの図は実際の画像とは白黒が反転して表現されており、黒くなっている部分は実際の画像では明るい輝度（白く光る）になる。
【００４７】
同図（ａ）は第１回目のスキャン（ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度＝零）による画像であり、同図（ｂ）は第２回目のスキャン（ディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度＝零以外の所定値）による画像である。両者を比較すると、リンパ管ＬＹ及びフローファントムＦＬの信号値は共に、同図（ｂ）の場合の方が低下している。図５は模式的に表したものであるが、本発明者はこの信号値の低下を比較実験により確認している。
【００４８】
このため、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、上述のように生成した２枚のコロナル像の画像データからリンパ管ＬＹ及びフローファントムＦＬの画素部分の信号値が求められる。次いで、それらの信号値の低下情報とディフェーズパルスＰ_{ｄｅｐｈａｓｅ}の強度の変更情報とに基づいてリンパ管ＬＹに流れるリンパ液の流速が演算される。これにより、リンパ液の流速が定量的に測定され、表示器１２に出力される。
【００４９】
なお、この測定については、例えば、フローファントムの流速値を変更しながら、種々の流速値と信号値との関係を事前に求めておき、測定対象の信号値をこの関係に参照することで、測定対象の流速を定量的に演算するようにしてもよい。
【００５０】
従って、このＭＲＩ装置によれば、上述したように、読出し傾斜磁場パルスの印加方向が測定対象の移動方向にほぼ一致した状態で、リフェーズパルスが印加されることから、僅かな速度であっても、かかる印加方向に流れている対象の磁化スピンのディフェージング効果が強制的に促進されて、信号値が余分に下がる。この信号値の低下（変化）を用い測定対象の流速が測定される。これにより、従来のＭＲ診断では測定ができなかった流れの遅い（例えば１［ｃｍ／ｓ］以下）抹消血管、リンパ管、ＣＳＦ（脊髄液）、膵管であっても、大きなディフェージング効果を得て、その流速を定量的に測定できる。この流れは、一定速度のフローか一過性のフローであってもよい。
【００５１】
また、この流速測定によって体内の器官の機能も評価できる。例えば、リンパ液は食事をするなどの負荷を与えたときに流れるので、この流速を測定することにより、体内の関係する器官の機能状態を推定することができる。他の流体についても、例えば運動負荷の前後に流速測定することで同様の評価が可能になる。
【００５２】
なお、上述した第１回目のスキャンでは、ディフェーズパルスの強度を零に設定したが、この強度は、第２回目のスキャンとは異なる値であれば所望値に設定してもよい。また、３回以上のスキャンをディフェーズパルスの強度を変更しながら行い、上述と同様にして流速を測定するようにしてもよい。
【００５３】
また、上述した流速測定には、ＥＣＧ信号やＰＰＧ信号に拠る心電同期法や被検体の息止め法を併用するようにしてもよい。
【００５４】
さらに、前述した実施形態は２次元スキャンで行う場合を説明したが、これは３次元スキャンの撮像であっても同様に適用できる。採用するパルスシーケンスも、ＦＳＥ法に限らず、ＦＡＳＥ法、反転回復（ＩＲ）パルスを用いたＦＳＥ法やＦＡＳＥ法、ＳＥ法、ＥＰＩ法のシーケンスを採用してもよい。
【００５５】
さらに、測定対象となる流体の流れ速度に応じて前述したディフェーズパルスの強度を制御する手段を設けることもできる。この手段は、例えば入力器１３、ホスト計算機６、及び／又は記憶ユニット１１から成る。オペレータが測定対象を特定する情報を入力器１３から入力すると、ホスト計算機６が記憶ユニット１１に予め記憶させていたテーブル（流体毎のパルス強度を格納）を参照し、この参照結果に応じてディフェーズパルスやリフェーズパルスの強度をシーケンサ５に出力すればよい。また、オペレータが入力器１３を介して直接にパルス強度を与えることもできる。
【００５６】
実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。
【００５７】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲ流速測定システムによれば、造影剤を投与することなく、従来殆ど困難であった、下肢の血液やリンパ液などの低流速で移動する流体の流速を定量的に測定又は評価することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲ流速測定システムとしてのＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図２】流速測定のためのスキャン及び流速演算の手順を示す概略フローチャート。
【図３】流速測定のスキャンに用いるパルスシーケンスのタイミングチャート。
【図４】読出し傾斜磁場パルスに付加するディフェーズパルスの説明図。
【図５】ディフェージング効果の促進に因る信号値低下を模式的に示すコロナル像の図。
【符号の説明】
１磁石
２静磁場電源
３傾斜磁場コイルユニット
４傾斜磁場電源
５シーケンサ
６ホスト計算機
７ＲＦコイル
８Ｔ送信器
８Ｒ受信器
１０演算ユニット
１１記憶ユニット
１２表示器
１３入力器
１７ＥＣＧセンサ
１８ＥＣＧユニット

Claims

エコー信号を読み出すためのパルス本体及び当該パルス本体と同一の極性で時間的に連続して付加され且つ流体の磁化スピンの位相挙動を制御する制御パルスから成る読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを、静磁場中に置かれた被検体に対して、当該被検体内の流体の動き方向に前記読出し傾斜磁場の印加方向を実質的に合わせた状態で実行するスキャン手段と、
前記スキャンに因り生じる前記被検体からのエコー信号を収集する信号収集手段と、
前記エコー信号と前記制御パルスの情報とを用いて前記流体の流速を測定する流速測定手段と
を備えたことを特徴とするＭＲ流速測定システム。
請求項１に記載のＭＲ流速測定システムにおいて、
前記制御パルスの強度は変更可能であるＭＲ流速測定システム。
請求項２に記載のＭＲ流速測定システムにおいて、
前記制御パルスは、前記磁化スピンのディフェージングを促進させるディフェーズパルスであるＭＲ流速測定システム。
請求項２に記載のＭＲ流速測定システムにおいて、
前記スキャン手段は、前記制御パルスの強度を変化させたパルスシーケンスに拠る前記スキャンを複数回、実行する手段であるＭＲ流速測定システム。
請求項１〜４の何れか一項に記載のＭＲ流速測定システムにおいて、
前記スキャン手段は、流速を制御可能なフローファントムを前記被検体と一緒にスキャンする手段であり、
前記流速測定手段は、前記エコー信号、前記制御パルスの情報、及び前記フローファントムの既知の流速情報を用いて前記流体の流速を測定する手段であるＭＲ流速測定システム。
請求項１〜４の何れか一項に記載のＭＲ流速測定システムにおいて、
前記流速測定手段は、前記エコー信号を再構成して得られた画像の信号値及び前記制御パルスの強度の変更情報を用いて前記流体の流速を測定する手段であるＭＲ流速測定システム。