JPH02147048A - 磁気共鳴動体イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴現象を利用した断層像撮影装置（
磁気共鳴イメージング、以下ｒＭＲＩＪという）に係り
、特に血管やＣ３Ｆ（脳を髄液）、心臓等の動体を映像
化する際に有効な、動体イメージング方法に関する。

〔従来の技術〕

本発明に近い公知例として以下の文献１）〜４）があげ
られる。

１）アイ・イー・イー・トランザクション・オン・メデ
ィカルイメージング、エム・アイ−５゜第３号、第１４
０頁から第１５１項、１９８８（ＩＥＥＥ、Ｔｒａｎｓ
、ｏｎ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇｉｎｇ、　Ｍ　Ｉ　
−５。

Ｎｎ３．ｐｐ、１４０−１５１，１９８８）２）日本磁
気共鳴医学会雑誌、第８巻サブリメント−１，２３６頁
、１９８８ ３）ラジオロジイ、１６１巻、第３号、第７１７−７２
０頁、１９８６　（Ｒａｄｊｏｌｏｇｙ　Ｖｏ　Ｑ　、
１６１゜Ｎα３．ｐｐ７１７−７２０．１９８６）４）
ソサエティ・オン・マグネティク・レゾナンス・イン・
メデイスン、ブック・オン・アブストラクス、第１巻、
第２９頁、　１９８７　（ＳＭＲＭ。

Ｂｏｏｋ　ｏｆ　Ａｂｓｔｒａｃｔｓ、　Ｖｏ　Ｑ　、
　ｌ　ｐ　ｐ　２９　、１９８７）従来、磁気共鳴イメ
ージングにおいて、動きのある部分（主に血管部）の映
像化を行う方法は、文献１）において詳しく論じられて
いる。

その血管部の選択原理は、フローエンコードパルスと呼
ばれる、動きによって位相変化を生じさせるパルスを利
用している。上記フローエンコードパルスが流れの方向
に存在すると、速度に応じた位相変化を生じる。このフ
ローエンコードパルスを含む位相感応シーケンスと、こ
れを含まない位相不感シーケンスとの間で、画像間減算
を行う。

血管内の血流は層流となっているため、上記位相感応シ
ーケンスで撮影すると、血管の中心からの距離毎とに異
なる位相変化を生じる。その結果、積分した投影でデー
タは互いにキャンセルしあい、血管部からは信号がでな
い。また、位相不感シーケンスでは、動きによって位相
が変化しないため。

層流でも血管から信号がでる。静止部は、いずれのシー
ケンスでも信号ができるが、２つのシーケンスで減算す
ると静止部は消え、２つのシーケンスの差の血管部のみ
が表われる。この手法は、サブトラクション法と呼ばれ
る。

以後、座標系におけるＸ、ｙ、ｚ方向を、一般の超伝導
ＭＲＩ装置でよく用いられる、読み出し方向２位相エン
コード方向、スライス方向と呼ぶことにする。サブトラ
クション法においてこの各各の方向に印加する傾斜磁場
のタイミングチャートの１例を第４図（ａ）（ｂ）に示
す。（ａ）が位相不感シーケンス、（ｂ）が、位相感応
シーケンスである。これらの図はパルスシーケンスと呼
ばれ、１回の測定の様子を表わしている。シーケンスに
おいてＲＦ　＆Ｓｉｇｎａｌは前記励起系３０２で発生
する高周波磁場の印加タイミング及び、計測信号の計測
タイミング、Ｇｓ、ＧｐおよびＧｒは、それぞれ、スラ
イス、位相エンコード、読出し方向の傾斜磁場の印加タ
イミングを示すものである。

（ｂ）の位相感応シーケンスにおいて、まず原子核スピ
ンをα度倒す高周波磁場４０１とスライス内のスピンを
選択的の励起させるためにスライス方向の傾斜磁場４０
３と同時に印加する。次いで、選択励起されたスピンの
位相を揃えるためにスライス方向に反転傾斜磁場４０３
を印加する。

次に位相エンコード方向の位置を識別する情報を付加す
る位相エンコードパルス４０４を印加する。

この時同時に、グラジェントエコーを形成するためにス
ライス方向の反転傾斜磁場４０５を印加する。その後読
出し方向の傾斜磁場４０６を印加しながら、エコー信号
４０７を計測する。以上の操作を、位相エンコードパル
ス４０４の強度を変化させながら、ある一定時間間隔（
ＴＲ）で繰り返す。一般には、位相エンコード方向の傾
斜磁場（位相エンコードパルス４０４）を２５６回変化
させながら、画像再生に必要な２次元計測データを得る
。この位相エンコードパルスの変化のさせ方は、大きい
方からでも、小さい方からでも良い。

これに対して１位相不感シーケンスの例を第４図（ａ）
に示す。（ｂ）と異なる点は２つある。

１つは、スライス方向に４０２，４０３がフローエンコ
ード磁場になって、位相変化が生じるのに対して、（ａ
）では、４０８，４０９に変更し、スライス方向に位相
不感にした点、もう１つは、読み出し磁場４０５，４０
６がやはり、フローエンコード磁場になっているのを、
４１０，４１１゜４１２で位相不感にしている点である
。

これらのシーケンスを用いた血管画像撮影方法において
、画質を向上させる技術として、（１）位相エンコード
方向の感度向上方式、（２）スライス選択方法の静止部
信号抑制方式、（３）再生画像位相補正方式がある。

また１位相エンコード方向の感度向上方式について述べ
る。

第４図に示すように従来は１位相感応シーケンスと位相
不感シーケンスにおいて、位相エンコード方向には何ら
新たに傾斜磁場を付加しないで。

通常の場合と同様に計測していた。これは、心電計で同
期をとりながら同じ血流速度のタイミングで撮影する場
合には、位相エンコードパルスは。

血管内の血流の位相が乱れを生じさせるのではなく、単
に位置ずれを起こすだけであり、特に問題にならなかっ
たためである。しかしながら、最近の高速イメージング
で同期をとらずに撮影する手法の場合には、位相エンコ
ードパルスによって位相が乱れるため、血流部の位相変
化の補償が必要になってきている。文献２）において、
この補償用パルスの例として１本来の位相エンコードパ
ルス以外に３つのパルスを印加して補償する方法が、論
じられている。

次に、スライス選択方法の静止部信号抑制方式に関して
述べる。

血管撮影においては、スライス方向に投影（射影）した
画像を撮影するが、位相感応シーケンスと、位相不感シ
ーケンス、いずれのシーケンスで撮影した画像もほとん
どが静止部で、その中に細い血管部の信号が埋もれた形
で計測している。そのため計測信号のダイナミックレン
ジのほとんどは静止部が占め１本来必要な直管部信号を
十分増幅して計測できないという問題が有った。この解
決手段として、文献３）においてスライス方向に傾斜磁
場を新たに印加して、（ｄｅｐｈａｓｅ磁場）、静止部
の位相を乱れさせ、静止部からでる信号を小さくし、相
対的に血管部からでる信号を大きくする静止部信号抑制
方式が提案されている。

また、撮影レベルではなく画像再生レベルでも画質の向
上方式が提案されている。２枚の画像で、サブトラクシ
ョンを行う場合、再生画像の値が複素数値を持つため、
複素数でサブトラクションを行うべきであるが、従来は
、便宜的に各々の画像の絶対値をとり、サブトラクショ
ンを行ってきた。

これは、血流によって位相変化するだけではなく、装置
のひずみや磁場のスイッチングの影響でそれぞれの画像
の位相が変化するためであり、その影響を除去するため
に必要であった。しかしこの場合、本来具なる値を持つ
複素数値でも絶対値では等しくなる画素が表われ、血管
部に欠落を生じる。

この解決策として２枚の画像の位相の差が滑らかである
点に注目し、２枚の画像の位相差に関数フィッティング
を行い、位相補正を行う手法が文献４）で提案されてい
る。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術において、文献２）の位相エンコード方向
の感度向上方式では１本来の位相エンコードパルス以外
に、３さのエンコードパルスを用いている。このため、
励起してから計測するまでの時間が当初よりかなり長く
なってしまい、本来動きによる位相変化が生じないはず
の位相不感シーケンスでも、動脈のように動きが激しい
血流では一定速度とみなせなくなり、位相変化を生じて
しまうという新たな問題点が発生する（第１の問題点）
。

文献３）のスライス選択方法の静止部信号抑制方式では
、ｄｅｐｈａｓｅ磁場のために確かに静止部の動きの１
次モーメントを生じさせてしまう。その結果、スライス
方向に動きがあると位相不感シーケンスでも位相が乱れ
、このため血管部の信号が出にくくなってしまうという
問題点があった（第２の問題点）。

文献４）の再生画像位相補正方式では、関数フィッティ
ングのために余計な演算式間を要するだけでなく、フィ
ッティングさせる関数の形に結果が左右されるという問
題点が存在した（第３の問題点）。

また、最終的に処理の結果得られる血管画像も従来は、
単に白黒画像として表示するだけで、動脈と静脈の区別
ができなかった（第４の問題点）。

以上具たとおり、それぞれの直管部画質向上方式には各
々問題点が有り、必ずしもこれらの手法を適用しても５
画質が良くならなかった。

本発明の目的は、上記第１〜第４の問題点をそれぞれ解
決し、（１）血管部の画像の鮮明映像化（２）動脈と静
脈を分離表示を実現し、撮影者に血管部の高画質な画像
を得るための動体イメージング方法を提供することにあ
る。

〔課題を解決するための手段〕 まず、第１の問題点である位相エンコード方向で励起か
ら計測までの時間が伸びると言う問題に対しては、従来
新たに３つの必要であった位相エンコードパルスを１つ
にまでに減らし、時間の延長を最小限に減らせるシーケ
ンスを用いる。

第２に問題点であるｄｅｐｈａｓａ磁場で新たに発生す
る１次モーメントに対しては、静止部をｄｅｐｈａｓａ
させ、かつ１次モーメントを発生させないシーケンスを
用いる。

第３の問題点である関数フィッティングに対しては、新
たに関数を導入することなく、各々の計測データ自身か
ら計測データに含まれる位相歪を推定し、位相歪を除去
する処理方法を用いる。

第４の問題点である動脈と静脈の分離表示に関しては、
再生画像の位相の向きから動脈であるか、静脈であるか
を推定する方法を用いる。

〔作用〕

一般に傾斜磁場を印加したときの位相変化は次式で表わ
される。

φ（ｔ）＝γ／Ｇ（τ）Ｓ（τ）ｄτ　　　　・・・（
１）ここで、γ：核磁気回転比 Ｇ：印加した傾斜磁場 Ｓニスピンの位置 スピンの動きとして１次の速度まで考えるとＳは、 ５（ｔ）＝ｘｏ＋ｖｔ　　　　　　　　　　　−（２）
と表わされる。（１）式を（２）式に代入すると、φ（
ｔ）＝’ｆ　Ｘｏｆ　Ｇ（？）ｄ　ｔ　＋’ｙ　ｖ　ｆ
　Ｇ（ｔ）ｄ　τ＝　ｙ　ｘｏＭｏ＋　ｙ　ｖ　Ｍｚ　
　　　　　　−（３）ここで、Ｍｏ：０次モーメント Ｍｌ　：１次モーメント となる、０次モーメントは、傾斜磁場の面積であり、静
止したスピンに位相変化を与える大きさを示す、それに
対し、１次モーメントは、Ｖ≠Ｏの動きのあるスピンに
は、速度に応じた位相変化を与える比例定数を示す。

まず、位相エンコード方向の感度向上に関して述べる。

本目的は、速度には無関係に１次モーメントを発生させ
ない位相エンコード磁場を設計することにある。第５図
（ｄ）に通常の位相エンコード磁場を示す０位相エンコ
ードは計測のたびにＭＯを変化させるものであるが、（
３）式から明らかなように Ｍｏ≠ＯＭｚ≠０ の形をしている。

Ｍｏを一定に保ちながら、Ｍｘを零しこするには、Ｍｏ
’　＝ＯＭ！’　≠−Ｍｌ　　　　・−＜４）の磁場を
印加すれば良い、従来は、３つの磁場を追加して、Ｍｏ
＝Ｏとなるように設計していた。

ところが、（４）の条件を満たす磁場として、第６図に
示すフローエンコード磁場がある。従って、最初の位相
エンコード磁場にフローエンコード磁場を付加すると、
第５図（ａ）の形で、目的を果たす位相エンコード磁場
が存在することが分かる。

これは、丁度反転した位相エンコードを付加した形をし
ているので、以後両極性エンコード磁場と呼ぶことにす
る。言い換えると、この両極性エンコード磁場で、位相
エンコード磁場方向の１次モーメントを零にした位相不
感シーケンスを作成することができる。

アジオグラフイでは、位相不感と位相感応の間で差を付
け、血管部を抽出する６位相エンコード方向の動きによ
って位相変化をつけ、血管部から信号が出なくなる位相
感応シーケンス用のエンコード磁場の例を第５図の（ｂ
）から（ｆ）までに示す。

（ｂ）では、位相不感エンコードの後に、フローエンコ
ードを付加して感度を出している。もちろん位相不感エ
ンコードの前に付加しても良い。

（ｃ）は、（ｂ）の変形例である。位相不感エンコード
の前後に分けて、フローエンコードを付加している。こ
の方が、位相変化が（ｂ）より大きくなり感度が向上す
る。

（ｄ）では、通常の位相エンコードで、感度をだしてい
る。もつともシンプルな方法である。ただし、（ａ）と
同一の位相エンコード量を出すのが難しい。

（ｅ）は、この改良例である。（ａ）と同一のエンコー
ドをかけつつ、感度を出すことができる。

（ｆ）も改良例である。（ａ）の両極性位相エンコード
磁場の前後を同一時間短縮し、面積を一定に保ちながら
、感度を出している。もちろん延長しても達成できる。

上記のなかで、（ｄ）から（ｆ）は、位相エンコード毎
に、感度が異なるので、多少アーチファクトが発生しや
すくなる。

第１図に、（ａ）と（ｆ）の位相エンコードを用いたア
ンジオシーケンスの例を示す、この例では、Ｇｓ力方向
は、差をつけずＧｐ　及びＧｒ　にのみ差をつけている
。この２種類のシーケンスで計測した信号１０２，２０
２に基づいて画像を再生し、サブトラクションを行うと
血管像が得られる。

次に、静止部信号抑制方式に関して述べる。

ｄｅｐｈａｓｅ磁場（傾斜磁場）を付加することは、０
次モーメントを発生させることに等しい、しかし、単純
に、０次モーメントを発生させると、同寥 時に１次モーメントが発生してし拭い、アンジオグラフ
ィには望ましくない、すなわち、アンジオグラフィに必
要なｄｅｐｈａｓｅ磁場とは、Ｍｏ≠ｏ　　　、　　Ｍ
１＝Ｏ−（ｓ）の条件を満たす磁場である。そこで、ま
ず、第７図に示すような３つの磁場の組合せで、Ｍｏ＝
ＯＭ１＝０ を満たすスライス方向の磁場を考える。この場合。

ｔｓｚ７０１．ｔｓｚ７０２を同時に変化させると、Ｍ
ｌを零に保ちながら、Ｍｏを任意に可変にすることがで
きる。一般に２次方程時を解くことで、ｔｓｌとｔｓ２
を決定することができる。第７図において、ｔｏ＝２で
、立ち上り、立ち下がり時間が１ｍ５ｅｃの場合、ｄ　
ｔ　（ｍｓｅｃ）のｄｅｐｈａｓｅ磁場を印加する時の
ｔａｘとｔｓ２は、 ｔｓｚ＝（（１１−２ｄ　ｔ）＋５ｑｒｔ（（１１−２
ｄ　ｔ）”＋４（６，５−ｄ　ｔ）”−４４０／３））
／２・・・（６） ｔｔｌ＝（ｔａｘ−ｄ　ｔ　＋４．５）で求まる。第１
図、第２図のＧｓの印加磁場は、ｄ　ｔ　＝　ｌ　ｍ５
ｅｃの時のｄｅｐｈａｓｅ磁場の様子を示している。

次に、位相補正方式に関して述べる。

位相歪で問題となる主なものは、うず電流による位相歪
と、磁場を反転してエコーを形成するグラジェントエコ
ーで計測した場合に混入する静磁場歪によって生じる位
相歪である。これらの歪は、一般に滑らかである。それ
に対して血流による位相変化は、血管部にのみ生じるの
で急激に変化する。従って計測信号の低域のみから再生
した画像の位相を求めると、血管部の位相変化を含まな
い、その他の位相歪を推定することができる（第８図）
。

位相感応２位相不感それぞれの画像において、この低域
から推定した位相歪を用いて画像の位相補正を行い、複
素数のままサブトラクションすることにより、高画質な
血管像を得ることができる。

この低域のデータの切り出すサイズは、血管部の位相を
含まない方が良いので、位相歪を推定できる範囲で、極
力小さいほうが良い。静磁場歪による位相歪は、励起か
ら計測までの時間（エコー時間ＴＥ）に比例するので、
一般にＴＥが短いほど、切り出しサイズを小さくするほ
うが良い。また、切り出すときには、フィルターをかけ
てリンギングを押さえたほうが、高画質な画像を得るこ
とができる。

最後に、動脈と静脈の分離について述べる。

体内の動脈と静脈はおよそ体軸に沿って流れており、か
つ向きが１８０度逆方向である。従って、血管部の位相
を調べるとちょうど極性が逆になって、血管画像の位相
から、動脈と静脈を原理的に分離することができる。こ
の際、血管部の位相を求めるには、サブトラクション時
に絶対値をとらずに、複素数のまま行う必要がある。単
純に行うと位相歪のために、正しく位相が得られないが
、前に述べた位相歪補正を行うことで、正しく位相を求
めることができ、動脈と静脈の分離が可能となる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面にて詳細に説明する。

第３図は、本発明の一実施例であるＭＲＩ装置の構成の
概要を示すブロック図である。第３図において、３０１
は均一な静磁場を発生させるための静磁場発生系、３０
２はスピンを励起するための高周波磁場を発生させる励
起系、３０３は磁場の強さをＸ、ｙ、ｚ方向に、それぞ
れ独立に線形に変化させることが可能な傾斜磁場発生系
、３０４は被検体から発生する電磁波を受信し検波した
後、Ａ／Ｄ変換する計測系、３０５は該計測系からの計
測データを基に画像再生に必要な各種演算を行う処理装
置、３０６は再生結果を表示するＣＲＴ、３０７は上記
構成における各県の動作のコントロール手順を格納して
おくパルスシーケンスファイル、３０８は上記パルスシ
ーケンスファイル内のコントロール手順に基づいて、各
装置の動作タイミングをコントロールするシーケンス制
御部である。

本発明を実施するパルスシーケンスの一実施例を第１図
、第２図に示す。第１図が位相不感シーケンス、第２図
が位相感応シーケンスの例である。

これらのシーケンスでは、傾斜磁場の立上り特性、及び
立ち下がり特性を考慮して、図示しである。

スライス方向では、１次モーメントを零にしながら、０
次モーメントを発生させるｄｅｐｈａｓｅ磁場を適用し
ている、設定したいｄｅｐｈａｓｅ時間ｄｔに対して、
（６）式のｔｓｌ、　ｔｓｚ　（第７図）で求まる印加
時間を設定すれば良い。このシーケンスは、ｄ　ｔ　＝
　１　ｍ５ｅｃの例である。第１図、第２図ともこの磁
場を用いている。（６）式は、ＲＦの中心から２ｍ５ｅ
ｃ後に印加する例であるが、もちろん任意の時点でこの
考え方に基づ＜　ｄｅｐｈａｓｅ磁場を印加できる。こ
こで、ｄｔ＝０にすると通常の位相不感磁場（スライス
方向）になる。

位相エンコード方向では、位相不感シーケンスとして第
５図の（ａ）を、位相感応シーケンスとして、（ｆ）を
用いている。他の実施例として（ｆ）のかわりに、（ｂ
）（ｃ）（ｄ）（ｅ）のいずれを用いても良い。この印
加する時間は、ｄｅｐｈａｓｅ磁場と同様に印加する時
点によって変化する。なお、読出し方向は、第４図と同
様な通常の位相不感と感応磁場を用いている。

心電計と同期をとり心臓の各時相の信号を計測し、心臓
の動画を表示する。いわゆるシネ撮影の場合も血管部か
らできる信号を強く計測する必要があるので、ここで述
べた位相不感シーケンスを利用することで、高画質な画
像を得ることができる。

以上、２次元のアンジオシーケンスの例について述べた
。次に、３次元イメージングの場合について述べる。位
相感応シーケンスは、位相不感シーケンをベースに２次
元と同様に変形すれば得られるので、以下では、位相不
感シーケンスについてのみ述べる。

２次元と異なるのは、スライス方向にｄｅｐｈａｓｅを
行わない点と、新たにスライス方向を分離するための位
相エンコード磁場が必要な点である。シーケンスの例を
第９図に示す。また、他の実施例を第１０図に示す。位
相エンコードとスライス方向の位相不感用の補償磁場を
重ねて設計するが否かでこの２種類のシーケンスが考え
られる。第９図では、位相エンコード磁場９０３，９０
４を補償磁場とは独立に新たに加わえている。信号９０
４を計測するまでの時間（エコータイム）が長くなるの
が欠点である。一方、第１０図では、１００１゜１００
２の中心に９０１と９０２と同じ位相補償磁場を印加し
た上に、位相エンコード磁場を付加している。信号計測
までの時間はのびないが、磁場１００１，１００２の最
大印加強度が大きくなるのが欠点である。強度を大きく
できない場合は、位相エンコード量を減らし、スライス
方向の分解能を下げざるを得ない。このようにそれぞれ
一長一短があるが、傾斜磁場を大きくできるのであれば
エコータイムが短くなり、第１０図の実施例の方が望ま
しい。

サブトラクションによるアンジオグラフィの場合は、こ
の３次元の位相不感シーケンスとこれを変形した位相感
応シーケンスの間でサブトラクションを行い血管部を抽
出することができる。また、位相不感シーケンスで、血
管部からの信号を強く計測する一方で、繰り返し時間Ｔ
Ｒを短くすることで静止部を抑制し、サブトラクション
を行わないで血管画像を得ることができる。この手法は
、Ｔｉｍｅ　−ｏｆ　−Ｆｌｉｇｈｔ法と呼ばれる。

位相不感シーケンスは、血管部の信号を強く計測できる
性質を持っているので、さらに、ここで述べた血管撮影
法具外の方法に適用してももちろん有効である。

位相不感シーケンスを超高速イメージングと呼ばれる。

−度に複数の位相エンコード磁場の信号を計測するシー
ケンスに適用する場合には、各々の位相エンコード磁場
の１次モーメントを補正する両極性位相エンコードパル
スの形状は、異なってくるので注意を要する。超高速で
ない場合は、ＲＦパルスから常に同一の時間に位相エン
コードパルスを印加するので両極性位相エンコードパル
スの形は同じになる。それに対して超高速の場合は、Ｒ
Ｆパルスから異なる時間に位相エンコードパルスを印加
するので各々の１次モーメントの大きさが異なり１両極
性位相エンコードパルスの形が異なってくる。第１１図
に、超高速シーケンスの代表的な例を示す。位相エンコ
ード磁場Ｇｐ１１０１は１通常の印加の仕方を示す。こ
の場合は、１１０４から１１０７　（この数は、イメー
ジング方法によって異なる）と同一の大きさの磁場を印
加することで、位相エンコードパルスとなる。

それに対して、Ｇｐ’　１１０２．Ｇｐ’　１１０３が
本発明の位相不感シーケンスの印加方法である。

シーケンス１１０２では、１１０８，１１０９のペア、
１１１０．１１１１のペア、１１１２゜１１１３のペア
、１１１４．１１４のペアと順次印加していくが、増加
する１次モーメントをキャンセルするため、その印加強
度を時間と共に増加させていく。あるいは１強度増加の
かわりに、ＧＰ’１１０３　のように１１１６．１１１
７のペア、１１１８，１１１９のペア、　１１２０．１
１２１のペア、１１２２，１１２３のペアと印加時間を
増やしていっても良い。Ｇｐ’　　１１０２．　Ｑｐ１
１１１０３のいずれの場合も各ペアの両極性磁場の差は
、Ｇｐｌ　１０１　　に等しい。いいかえると、位相エ
ンコードパルスの０次モーメントは、　ＧＰｌｌｏｌ、
ａＰｌ　１１０２．Ｇｐ’　１１０３　で全て等しい。

次に、サブトラクション法を用いたアンジオグラフィに
関して、信号計測から画像再生に至までの一連の手順に
ついて第１２図に基づき述べる。

ステップ１２０１　：本発明の位相不感シーケンスと位
相感応シーケンスでそれ ぞれ撮影する。２次元イメー ジングの場合は、たとえば、 第１図、第２図がそれに相当 する。３次元イメージングの 位相不感シーケンスの例を、 第９図、第１０図に示す。ま た、超高速イメージングの例 を、第１１図に示す。

ステップ１２０２：各々のシーケンスで撮影したデータ
を対して２次元フーリ エを行い画像再生を行う。

ステップ１２０３：計測データから画像の位相歪を推定
する。その手順は、後 ステップ１２０４ ステップ１２０５ ステップ］２０６ 次に、 で第１３図、第１４図を用い て詳細に述べる。

二位相歪量に応じて画像の各画 素を補正する。すなわち、位 相歪の複素共役をとった値を 画像の対応する画素毎に掛け る。

二位相不感シーケンスで撮影し た画像から、位相感応シーケ ンスで撮影した画像を複素数 のまま引算（サブトラクショ ン）し、その絶対値をとり、 血管像を得る。

：前記ステップで得た、複素減 算結果の位相値を計算し、血 管の位相図を得る。この位相 値の正負から動脈と静脈を分 離することができる。その表 示法については後で述べる。

位相歪の算出法について述べる。

２次元イメージングの場合を第１３図に示す。

ステップ１３０１：計測データの中央部の低域データを
切り出す。この部分は、 画像の丁度低周波成分に相当 している。矩形に切り出して も良いが、画像に発生するリ ンギングを避けるためにフィ ルタ関数を掛けたほうがより 高画質な画像を得ることがで きる。また切り出すサイズは エコータイムが長くなるほど、 大きくする必要が有るが、装 置の静磁場不均一性に依存す るため、−概に決定できない。

画像のサイズが２５６Ｘ２５ ６の場合は、４’８Ｘ４８程度 が一つの目安となる。

ステップ１３０２：前記ステップで得たデータに対して
２次元フーリエ変換を 行い、得られた画像の位相図 を求める。これが位相歪の推 定値と成る。

次に３次元イメージングの場合について第１４図で説明
する。２次元の場合と異なり、いろいろ変形例が有る６ まず（ａ）は、第１３図の２次元をそのまま３次元に拡
張した例であり、先程と同様に２ステツプから成る。

（ｂ）は、まず、３次元データをスライス方向に１次元
フーリエ変換すると、後は、２次元の計測データになる
ことに注目して、２次元の問題に還元する方式である。

ステップ１４０１（ｂ）：３次元データをスライス方向
に１次元フーリエ変 換し、３次元データに分 離する。

ステップ１４０２（ｂ）：各スライスごとに中央部の低
域データをステップ １３０１と同様切り出す。

ステップ１４０３（ｂ）：各スライスごとにステップ１
３ｏ２と同様に位相 歪を推定する。

（Ｑ）は、位相歪の推定値として、３次元画像のいずれ
かのスライス画像の位相画像を用いる例である。通常ス
ライスは、１．２＋Ｉｎの厚さであり。

近辺の位相歪と似ている点に注目した方法である。

もちろん、選択する画像を複数枚とし、スライス位置毎
に異ならせても良い。

（ｄ）各スライスの画像データを積算し、プロジェクシ
ョンデータとして、そのデータの位相を位相歪とする方
式である。平均画像の位相を用いて補正を行うことにな
る。積算するかわりに、スライス方向の位相エンコード
を印加していない計測データから再生した画像の位相を
用いても良い。

最後に、表示法について述べる。前に述べた通り、動脈
と静脈は流れの向きが一般に逆方向なので、位相角度が
正であるか、負であるかで動脈と静脈を分離することが
できる。分離した後の画像の表示の仕方について述べる
。

第１５図は、３枚の画像メモリを使用してＲ（赤）Ｇ（
緑）Ｂ（青）の色をそれぞれ割当て、カラー表示する例
を示している０例えば、赤を動脈に、青を静脈に、緑を
零画像（ブランク）に割り当てると（第１５図（ａ））
　、動脈と静脈が各各赤と青に色付けされて表示される
。あるいは、位相感応シーケンスで撮影した画像は血管
部が映っていないのでこれを背景部として用い、背部部
子動脈を赤に、背景部子脈動を青に、背景部を緑に割り
当てると（第１５図（ｂ））、白黒の背景部に動脈が赤
で、静脈が青で重なった画像が得られる。

また、３枚の画像メモリがなくてもルック・アップ・テ
ーブル（ＬＵＴ）があれば１枚の画像メモリに血管の位
相画像をセットし、疑似カラー表示可能である。第１６
図はそのＬＵＴの設定法の例を示したものである。（ａ
）は、位相の正方向が動脈、負方向が静脈の場合、（ｂ
）は、その逆の場合である。（ａ）を例にとると角度が
プラス側に大きくなるほど、赤の度合いが増し、マイナ
ス側に大きくなるほど青の度合いが増して表示される。

従って動脈は赤く、静脈は青く表示される。

〔発明の効果〕

本発明によれば、位相エンコード方向の位相不感シーケ
ンスを最小のパルスで表現できるようにしたので、スピ
ンの励起から計測までの時間を最小にし、血管部からの
信号を強く計測できるようになった。このシーケンスは
、通常の２次元イメージングだけでなく３次元イメージ
ングや超高速イメージングにも適用可能である。また、
スライス方向に１次モーメントを発生させることなく０
次モーメントを発生させるｄｅｐｈａｓｅ磁場適用した
ので、直管部以外の不要な静止部の信号を抑制し、計測
信号のダイナミックレンジを拡大して計測することがで
きるようになった。さらに、再生した画像の位相を計測
信号のみを用いて補正できるようにしたので、不感な計
測や演算を行なうことなく血管部の位相補正を行なった
高画質な画像を得ることができるようになった。さらに
、その位相情報を用いて、動脈と静脈が分離でき、動脈
を赤。

静脈を青といったようにカラー化して表示できるように
なった。この結果、無侵襲に医師等により診断に適した
血管画像を提供することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の位相不感シーケンスの一実施例を示す
図、第２図は本発明の位相感応シーケンスの一実施例を
示す図、第３図は本発明の一実施例を示すブロック構成
図、第４図は従来の位相不感シーケンスおよび位相感応
シーケンスの一実施例を示す図、第５図は本発明の位相
感応型の位相エンコードパルスの変形例を示す図、第６
図はフローエンコードパルスの一実施例を示す図、第７
図はスライス方向のｄｅｐｈａｓｅパルスの基本形を示
す図、第８図は本実施例の位相補正法の概念図、第９図
は３次元イメージングにおける位相不感シーケンスの一
実施例を示す図、第１０図は３次元イメージングにおけ
る位相不感シーケンスの一変形例を示す図、第１１図は
超高速イメージングにおける位相不感シーケンスの一実
施例および一変形例を示す図、第１２図は全体の処理手
順の一例を示すフローチャート、第１３図は２次元イメ
ージングにおける位相歪推定手順を示すフローチャート
、第１４図は３次元イメージングにおける位相歪推定手
順を示すフローチャート、第１５図は３面の画像メモリ
を用いて動静脈を分離しカラー表示する概念図、第１６
図は１面の画像メモリとＬＵＴを用いて動静脈を分離し
カラー表示する概第 図 第　４　目 困 ■ 図 系 図 第 デ 図 ／θ 図 第 図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、体内の特定部分のスピンを励起させる処理と、前記
   励起したスピンに位相変化を与える位相エンコード磁場
   を印加する処理と、前記位相エンコード磁場の印加後、
   逆極性の反転位相エンコード磁場を追加してなる両極性
   位相エンコード磁場を印加しながらエコー信号を計測す
   る処理と、前記励起からエコー信号計測までの処理を位
   相エンコード磁場を変化させながら繰り返し行い２次元
   エコー信号を計測する処理と、前記２次元エコー信号を
   用いて画像を再生する処理とからなることを特徴とする
   磁気共鳴動体イメージング方法。 ２、請求項第１項の方法において、前記エコー信号を計
   測する処理は、両極性位相エンコード磁場の振幅もしく
   は印加タイミングの少なくとも１つを変更することによ
   り、所望のエンコード量を発生させながら、両極性位相
   エンコード磁場によつて発生する傾斜磁場の１次モーメ
   ントを零にして計測する処理からなる。 ３、請求項第２項の方法において、前記両極性位相エン
   コード磁場内の前記反転位相エンコード磁場は、前記位
   相エンコード磁場と同一の振幅である。 ４、請求項第２項の方法において、前記１次モーメント
   を零にして計測する処理は、１次モーメントを零に調整
   後、位相エンコード磁場及び反転位相エンコード磁場を
   それぞれ等しい時間だけ短縮もしくは延長して１次モー
   メントを発生させる処理を含む。 ５、請求項第２項の方法において、前記傾斜磁場は、複
   数の前記両極性位相エンコード磁場によつて発生する。 ６、請求項第１項の方法において、前記再生する処理は
   、２個の前記両極性位相エンコード磁場を印加して３次
   元イメージングを行なう処理を含む。 ７、請求項第１項の方法において、前記エコー信号を計
   測する処理は、複数の前記両極性位相エンコード磁場を
   印加するごとにおこなう。 ８、請求項第７項の方法において、前記複数の両極性位
   相エンコード磁場の振幅をそれぞれ変化させる。 ９、請求項第８項の方法において、前記変化させる振幅
   が単調増加関数である。 １０、請求項第１項の方法において、前記 位相エンコード磁場を変化させる処理は、前記両極性位
   相エンコード磁場の振幅を変化させずに、前記位相エン
   コード磁場の印加時間と反転位相エンコード磁場の印加
   時間を変化させる処理からなる。 １１、請求項第１０項の方法において、前記変化させる
   印加時間が単調増加関数である。 １２、請求項第１１項の方法において、前記位相エンコ
   ード磁場の増加させた印加時間と反転位相エンコード磁
   場の増加させた印加時間を等しくする。 １３、請求項第１２項の方法において、前記変化させる
   反転位相エンコード磁場の印加時間を、励起から位相エ
   ンコード磁場を印加するまでの時間間隔と反転位相エン
   コード印加前の位相エンコード磁場の大きさとの積の平
   方根とする。 １４、体内の特定部分のスピンを励起させる処理と、前
   記励起したスピンに位相変化を与える位相エンコード磁
   場を印加する処理と、新たにスライス厚方向に傾斜磁場
   を追加して１次モーメントを零にする場合に傾斜磁場の
   ０次モーメントを発生させる処理と、傾斜磁場を印加し
   ながらエコー信号を計測する処理と、前記励起からエコ
   ー信号計測までの処理を位相エンコードを変化させなが
   ら繰り返し行い２次元エコー信号を計測する処理と、前
   記２次元エコー信号を用いて画像を再生する処理とから
   なることを特徴とする磁気共鳴動体イメージング方法。 １５、請求項第１４項の方法において、前記発生させる
   傾斜磁場の０次モーメントの大きさを可変とする。 １６、請求項第１５項の方法において、前記可変な０次
   モーメントの大きさを、追加する傾斜磁場の印加時間で
   制御する。 １７、請求項第１６項の方法において、印加時間を短く
   することにより前記可変な０次モーメントの大きさを大
   きくする。 １８、体内の特定部分のスピンを励起させる処理と、前
   記励起したスピンに位相変化を与える位相エンコード磁
   場を印加する処理と、傾斜磁場を印加しながらエコー信
   号を計測する処理と、前記励起からエコー信号計測まで
   の処理を位相エンコードを変化させながら繰り返し行い
   ２次元エコー信号を計測する処理と、前記２次元エコー
   信号を用いて画像を再生する処理と、画像の低域を表す
   前記２次元エコー信号の中央データ領域を切り出す処理
   と、前記中央データ領域から画像の位相を推定する処理
   と、前記推定位相を用いて前記再生画像の位相補正を行
   う処理とからなることを特徴とする磁気共鳴動体イメー
   ジング方法。 １９、請求項第１８項の方法において、前記中央データ
   領域の切り出しサイズを、励起から計測までの時間の関
   数とする。 ２０、請求項第１９項の方法において、前記関数を単調
   非減少関数にする。 ２１、請求項第２０項の方法において、前記中央データ
   領域を切り出す処理は、フィルタをかける処理を含む。 ２２、請求項第１８項の方法において、前記エコー信号
   を計測する処理は、請求項第１項の計測方法にて信号を
   計測する処理からなる。 ２３、請求項第２２項の方法において、３次元イメージ
   ングを行う。 ２４、請求項第２２項の方法において、前記位相を推定
   する処理は、３次元計測データの中央の３次元データ領
   域をもちいて推定する処理からなる。 ２５、請求項第２３項の方法において、前記位相を推定
   する処理は、３次元計測データをスライス方向にまず１
   次元フーリエ変換してスライス毎の計測データに変換し
   た後、各々の中央領域のデータを用いて推定位相を得る
   処理からなる。 ２６、請求項第２３項の方法において、前記位相補正を
   行う処理は、再生した複数枚の２次元画像の中のいずれ
   か１枚の画像の推定位相を用いておこなう。 ２７、請求項第２３項の方法において、前記位相補正を
   行う処理は、すべての画像を加算したプロジェクション
   画像の推定位相を用いておこなう。 ２８、請求項第２７項の方法において、前記プロジェク
   ション画像を、３次元計測データの中央の２次元エコー
   データから求める。 ２９、請求項第１−１３項の方法において、前記両極性
   位相エンコード磁場を有する血管撮影用シーケンスを用
   いる。 ３０、請求項第１４−１７項の方法において、前記、０
   次モーメントを発生させる傾斜磁場を有する血管撮影用
   シーケンスを用いる。 ３１、請求項第１８−２８項の方法において、前記位相
   補正を行つて血管撮影を行う。 ３２、請求項第２９−３１項の方法において、異なる２
   種類のシーケンスを用いて撮影した画像間でサブトラク
   ションを行う。 ３３、請求項第３２項の方法において、前記２種類のシ
   ーケンスとして、血管内の血流により位相が変化しやす
   い位相感応シーケンスと、血管内の血流により位相が変
   化しにくい位相不感シーケンスとを用いる。 ３４、請求項第３３項の方法において、前記２種類のシ
   ーケンスともに、請求項第１項の両極性位相エンコード
   磁場を用いる。 ３５、請求項第３４項の方法において、前記２種類のシ
   ーケンスの中で、位相不感シーケンスに請求項第２項の
   両極性位相エンコード磁場を用い、位相感応シーケンス
   に請求項第４項の両極性位相エンコード磁場を用いる。 ３６、請求項第２９−３１項の血管撮影において、得ら
   れた画像の血管部の位相情報を利用して、動脈と静脈を
   分離する。 ３７、請求項第３６項の方法において、前記動脈と静脈
   の分離は、位相の符号で行う。 ３８、請求項第３６項の方法において、得られた動脈と
   静脈を各々分離して表示する。 ３９、請求項第３６項の方法において、得られた動脈と
   静脈を各々カラー化して表示する。 ４０、請求項第３９項の方法において、得られた動脈を
   赤で、静脈を青で表示する。 ４１、請求項第３６項の方法において、分離された動脈
   と静脈を血管部が黒く映つている画像にそれぞれ加算し
   て表示する。 ４２、請求項第４１項の方法において、前記血管部が黒
   く映つている画像として位相感応シーケンスで撮影した
   画像を用いる。 ４３、請求項第４１項の方法において、２枚の加算画像
   と血管部が黒く映つている画像の合計３枚の画像を用い
   て表示する。 ４４、請求項第４３項の方法において、前記３枚の画像
   にそれぞれ赤、青、緑のいずれかの色を割り当ててカラ
   ー表示する。 ４５、請求項第４４項の方法において、前記３枚の画像
   のうち、動脈加算画像に赤を、静脈加算画像に青を、残
   りの画像に緑をそれぞれ割り当てる。 ４６、請求項第３６項の方法において、前記位相情報を
   濃淡画像として表示する。 ４７、請求項第３６項の方法において、前記位相情報を
   カラー画像として表示する。 ４８、請求項第４７項の方法において、前記カラー画像
   は、表示装置のルック・アップ・テーブルを用いて得る
   。 ４９、請求項第４８項の方法において、前記ルック・ア
   ップ・テーブルに赤と青を用いる。 ５０、請求項第４９項の方法において、前記ルック・ア
   ップ・テーブルは、中間濃度以下を赤に、中間濃度以上
   を青にする。 ５１、請求項第４９項の方法において、前記ルック・ア
   ップ・テーブルは、中間濃度以下を青に、中間濃度以上
   を赤にする。 ５２、請求項第５０−５１項の方法において、前記ルッ
   ク・アップ・テーブルは、中間濃度からの距離の関数で
   きまる濃度の色を付加する。 ５３、請求項第５２項の方法において、前記関数は、中
   間濃度からの距離の単調非減少関数である。 ５４、請求項第５２項の方法において、前記関数は、中
   間濃度からの距離の線形関数である。