JPH03106339A - 磁気共鳴イメージング装置 - 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（以下ｒＮＭＲＪと略記する）現
象を利用して被検体（人体）の所望部位の断層像を得る
磁気共鳴イメージング装置に関し、特に被検体の血管像
等の流れ（または動き）がある部分の画像をＳ／Ｎ比が
高い状態で撮像することができる磁気共鳴イメージング
装置に関する。

〔従来の技術〕

磁気共鳴イメージング装置は、ＮＭＲ現象を利用して被
検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下単
に「スビン」と称す）の密度分布、緩和時間分布等を計
測して、その計測データから被検体の任意断面を画像表
示するものである。そして、従来の磁気共鳴イメージン
グ装置は、第１図に示すように、被検体１に静磁場を与
える静磁場発生磁石２と、該被検体１に傾斜磁場を与え
る磁場勾配発生系３と、上記被検体１の生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パル
スをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するシ
ーケンサ７と、このシーケンサ７からの高周波パルスに
より被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁
気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射する送信系
４と、上記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検
出する受信系５と、この受信系５で検出したエコー信号
を用いて画像再構成演算を行う信号処理系６とを備え、
核磁気共鳴により放出されるエコー信号の計測を繰り返
し行って断層像を得るようになっていた。

この装置では、第ｌ図に示すように０．０２〜２テスラ
程度の静磁揚を発生させる静磁場発生磁石２の中に被検
体工が置かれる。この時、被検体１中のスピンは静磁場
の強さＨ。によって決まる周波数で静磁場の方向を軸と
して歳差運動を行う。この周波数をラーモア周波数と呼
び、ラーモア周波数ｙ０は、 γ ここにＨ。：静磁場強度 γ：磁気回転比 で表わされ原子核の種類毎に固有の値を持っている。ま
た、ラーモア歳差運動の角速度をω。とすると、 ω。＝２πヤ〇 の関係にあるため ω。＝γ・Ｈ，　　　　　　　　　　　　・・・（２）
で与えられる。

そして、送信系４内の高周波コイル１４ａによって、計
測しようとする原子核のラーモア周波数ヤ。に等しい周
波数ｆ。の高周波磁場（電磁波）を加えると、スピンが
励起され高いエネルギー状態に遷移する。この高周波磁
場を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定
数でもとの低い−３− エネルギー状態にもどる。この時に放出される電磁波を
受信系５内の高周波コイル１４ｂで受信し、増幅器１５
で増幅、波形整形した後、Ａ／Ｄ変換器１７でディジタ
ル化して中央処理装置（以下ｒＣＰＵＪと称す）８に送
る。ＣＰＵ８では、このデータを基に画像を再構成演算
し、被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示する
。上記の高周波磁場は、ＣＰＵ８により制御されるシー
ケンサ７が送り出す信号を図示省略の送信側の高周波コ
イル用電源によって増幅したものを高周波コイル１４ａ
に送ることで得られる。

また、上記の磁気共鳴イメージング装置においては、以
上の静磁場と高周波磁場の他に、空間内の位置情報を得
るための傾斜磁場を作るために傾斜磁場コイル９，９を
備えている。これらの傾斜磁場コイル９は、シーケンサ
７からの信号で動作する傾斜磁場電源１０から電流を供
給され、傾斜磁場を発生するものである。

ここで、磁気共鳴イメージング装置の撮像原理について
、第４図を参照して説明する。まず、第−４− ？（ａ）に示すようにＺ方向の静磁場Ｈ。中に置７）１
れた原子核は、古典物理学的に見るとｌ個の捧磁石のよ
うに振る舞い、先に述べたラーモア周波数ヤ。でＺ軸の
回りに歳差運動を行っている。この周波数は前記第（２
）式で与えられ、静磁場の強度Ｈ。に比例している。第
（１）式及び第（２）式におけるγは磁気回転比と呼ば
れ、原子核の固有の値を持っている。一般には測定対象
の原子核は膨大な数にのぼり、それぞれが勝手な位相で
回転しているために全体で見るとＸ−Ｙ面内の成分は打
ち消しあい、２方向或分のみの巨視的磁化が残る。

この状態で、第４図（ｂ）に示すように、Ｘ方向にラー
モア周波数ヤ。に等しい周波数の高周波磁場Ｈ１を印加
すると、巨視的磁化はＹ方向に倒れ始める。この倒れる
角度は上記高周波磁場Ｈ１の振幅と印加時間の積に比例
、し、パルス印加時点に対し９０度倒れる時の高周波磁
場Ｈ■を９０度パルス、１８０度倒れる時の高周波磁場
Ｈ１を１８０度パルスと呼ぶ。なお、第４図（ａ），（
ｂ）におけるｘ，ｙ，ｚ三軸は、それぞれ直交したデカ
ルト座標軸である。

このような磁気共鳴イメージング装置における撮像で一
般的に用いられる方法には、二次元フーリエイメージン
グ法がある。第５図は上記二次元フーリエイメージング
法のうち代表的なスピンエコー法のパルスシーケンスを
模式的に表したタイミング線図である。第５図において
、（ａ）図は高周波磁場の信号の照射タイミング及び被
検体のスライス位置を選択的に励起するためのエンベロ
ープを示している。（ｂ）図はスライス方向の傾斜磁揚
Ｇｚの印加のタイミングを示し、（ｃ）図は位相エンコ
ード方向傾斜磁場Ｇｙの印加のタイミング及びその振幅
を変えて計測することを示しており、（ｄ）図は周波数
エンコード方向傾斜磁場Ｇｘの印加のタイミングを示し
ている。また、（ｅ）図は計測されるエコー信号（ＮＭ
Ｒ信号）を示している。

第５図に示すパルスシーケンスでは、まず、９０度パル
スを印加した後、エコータイムをＴｅとしたときのＴｅ
／２の時点で１８０度パルスを加える。

上記９０度パルスを加えた後、各スピンはそれぞれに固
有の速度でＸ−Ｙ面内で回転を始めるため、時間の経過
と共に各スピン間に位相差が生じる。

ここで１８０度パルスが加わると各スピンは第６図に示
すようにＸ軸に対称に反転し、その後も同じ速度で回転
を続けるため第５図に示す時刻Ｔｅでスピンは再び収束
し、同図（ｅ）に示すようにエコー信号を形或する。上
記のようにして信号は計測されるが、断層画像を構成す
るためには信号の空間的な分布を求めねばならない。こ
のために線形の傾斜磁場を用いる。均一な静磁場に傾斜
磁場を重畳することで空間的な磁場勾配ができる。先に
も述べたようにスピンの回転周波数は磁場強度に比例し
ているから傾斜磁場が加わった状態においては、各スピ
ンの回転周波数は空間的に異なる。

従って、この周波数を調べることによって各スピンの位
置を知ることができる。この目的のために、第５図に示
す位相エンコード方向傾斜磁場ａｙと周波数エンコード
方向傾斜磁場ＧＸが用いられている。

以上に述べたパルスシーケンスを基本単位として、位相
エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの強度を毎−７− 回変えながら一定の繰り返し時間Ｔｒ毎に、所定回数、
例えば２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を
二次元逆フーリエ変換することで第４図（ａ）に示す巨
視的磁化の空間的分布が求められる。以上の説明におい
て、３種類の傾斜磁場は互いに重複しなければ、ｘ，ｙ
，ｚのいずれであってもよく、或いはそれらの複合され
たものであっても構わない。なお、以上の磁気共鳴イメ
ージングの基本原理については、ｒＮＭＲ医学（基礎と
臨床）」（核磁気共鳴医学研究会編・丸善株式会社・昭
和５９年１月２０日発行）において詳述されている。

次に、以上のような磁気共鳴イメージング装置における
血管像の撮像原理について説明する。磁気共鳴イメージ
ング装置においては、エコー信号（ＮＭＲ信号）の計測
にあたって上述のように数種類の傾斜磁場を印加するが
、それらの傾斜磁場の印加により励起されたスピンは、
位置及び移動速度に依存した位相回転を受ける。すなわ
ち、第６図に示すように、例えば時刻ｔ１においてＸ。

の−８− 位置に２個のスビンＳ１，Ｓ．が存在するとし、方のス
ビンＳ１は静止しており、他方のスピンＳ２は速度Ｖで
Ｘ方向に移動しているとした場合、第７図に示すように
、時刻ｔ１からｔ２までの周波数エンコード方向の傾斜
磁場Ｇｘの印加により、それぞれ次式に示す位相変化Φ
Ｓ，Φｆを受ける。

Φｓ　＝　１（，”　（ｙＧｘ　・Ｘａ）　ｄ　ｔ　　
　　　　　・・・（３）Φｆ＝ｋ″（γＧｘ−Ｘｏ十γ
Ｇｘ−ｖｔ）ｄｔ・・・（４）この第（３）式と第（４
）式から、 Φｆ一Φｓ＝ＣＩ（γＧｘ−ｖｔ）ｄｔ？なる。そして
、この第（５）式から、静止スピン（Ｓ■）と移動スピ
ン（Ｓ２）との位相差は、移動速度Ｖに比例しているこ
とがわかる。

従って、第８図（ａ）〜（ｅ）に示す標準的スビンエコ
ーシーケンスにおいては、エコー信号Ｅの計測の際に、
同図（ｅ）に示すように、静止スピン（破線のカーブで
示す）と移動スピン（実線のカーブで示す）との位相が
揃わないこととなる。こ？で、上記標準的スピンエコー
シーケンスにおける傾斜磁場に対して、第９図（ｂ）に
示すように負方向の傾斜磁場Ａ，Ｂを追加することによ
り、同図（ｅ）に示すようにエコー信号Ｅのピーク（同
図（ａ）参照）に一致して静止スピンと移動スピンとの
位相が揃うこととなる。以下，第８図（ａ）〜（ａ）に
示すパルスシーケンスを位相感応型（ｐ−ｈａｓｅ　Ｓ
　ｅｎｓｉｔｉｖｅ）シーケンスと呼び、第９図（ａ）
〜（ｅ）に示すバスルシーケンスを位相不感型（ｐ−ｈ
ａｓｅ　Ｉ　ｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅ）シーケンスと呼ぶ
．これら二つのシーケンスで得られる画像においては、
静止部分については信号強度が等しく、移動部分につい
ては第８図に示す位相感応型シーケンスにおいてのみ位
相拡散による信号強度の低下が見られることとなる。従
って、第１０図に示すように、第８図の位相感応型シー
ケンスで計測した位相感応画像工■と、第９図の位相不
感型シーケンスで計測した位相不感画像工２との差をと
って差分画像工、を得ることにより、例えば血管２１内
の血流のような移動部分のみを画像化することができる
。このような位相感応型シーケンス及び位相不感型シー
ケンスによって得られた画像間の差から血管像を得る手
法については、ｒ　Ｃｅｒｅｂｒａｌ　Ｍ　ＲＡ　ｎｇ
ｉｏｉｍａｇｉｎｇ　（脳血管磁気共鳴画像法）の研究
一第１報一』　（福井啓二外、ＣＴ研究１０　（２）１
９８８年）の第１３３頁から第１４２頁に詳述されてい
る。

そして、従来の磁気共鳴イメージング装置における血管
像撮像の実際のパルスシーケンスは、第１１図に示すよ
うになっていた。このシーケンスは、同図（ｆ）に示す
ように、パルスシーケンスを■〜■及びＸ−ＸＷの期間
に区間分けしてあり、同図（ｇ）に示すように、期間■
〜■から或る位相不感型シーケンス部と、期間Ｘ−ＸＷ
から或る位相感応型シーケンス部とを交互に組み合わせ
たノ５ルス・シーケンスとなっている。このようなパル
スシーケンスの構成とした場合は、両シーケンス部で得
られる画像間で被検体１の動き等による画像ずれは防止
することができる。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかし、このような従来の磁気共鳴イメージンー１１一 ？装置における血管像の撮像では、血管内の血流の走行
を途切れることなく描出するために、被検体に対する撮
像のスライス厚を例えば２０■以上に設定していたが、
そのスライス内に含まれる血管の径は一定であるので，
上記スライス厚を厚くするのに従い静止部分である全体
の信号強度が大きくなり、第１０図に示す位相不感画倣
工，における血管２１（移動部分）の相対的な信号強度
が低下するものであった。すなわち、第１２図（ａ）に
示すように７、被検体１中の血管２１に対し、スライス
厚ｄｉの厚いスライス面の撮倣を行った場合には、同図
（ｂ）に示すように、全体としての静止部分２２の信号
強度Ｓｇｘが高く、検出系のダイナミックレンジＤＲ■
を広くとることとなり，このときは上記のダイナミック
レンジＤＲ１に対して血管２１の部分の信号強度Ｓｇａ
が相対的に低くなるものであった。従って、８／Ｎ比が
低くなり、第１０図に示すように、最終的に得られる差
分画像Ｉ３における血管２１の部分の画像の濃度分解能
が低下するものであった。

ー１２ー これに対し、第１２図（ａ）に示すように、スライス厚
ｄｔの薄いスライス面の撮倣を行った場合には、同図（
Ｑ）に示すように、全体としての静止部分２２′の信号
強度Ｓｇｚは低くなり、検出系のダイナミックレンジＤ
Ｒ２は狭くなるが、血管２１の部分の信号強度Ｓｇａは
一定であるため、上記のダイナミックレンジＤＲ．に対
して血管２ｌの部分の信号強度Ｓｇａが相対的に高くな
る。従って、この場合は、Ｓ／Ｎ比はあまり低くならず
、最終的に得られる差分画像工．における血管２１の部
分の画像の濃度分解能は低下しない。このように，被検
体１のスライス面のスライス厚を厚くしたり（ｄ１）、
薄くしたり（ｄ２）することにより，例えば血管像の濃
度分解能が変化するものであった。特に、血管２１内の
血流の走行を途切れることなく描出するために被検体１
に対する撮像のスライス厚を厚くすると、Ｓ／Ｎ比が低
くなり、最終的に得られる血管像の濃度分解能が低下し
て鮮明な血管像が得られないものであった。

そこで、本発明は、このような問題点を解決し被検体の
血管像等の流れ（または動き）がある部分の画像をＳ／
Ｎ比が高い状態で撮像することができる磁気共鳴イメー
ジング装置を提供することを目的とする。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的を達或するために、本発明による磁気共鳴イメ
ージング装置は、被検体に静磁場を与える静磁場発生手
段と、該被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と
、上記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁
気共鳴を起こさせる高周波パルスをある所定のパルスシ
ーケンスで繰り返し印加するシーケンサと、このシーケ
ンサからの高周波パルスにより被検体の生体組織の原子
核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射す
る送信系と、上記の核磁気共鳴により放出されるエコー
信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー
信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備え
、核磁気共鳴により放出されるエコー信号の計測を繰り
返し行って断層像を得る磁気共鳴イメージング装置にお
いて、上記シーケンサは、送信系に印加する高周波磁場
によりエコー信号を計測するのに先立ち，被検体の撮像
スライス面を事前に高周波磁場で励起するために上記送
信系に所定のリード角をおいて高周波磁場を印加すると
共に傾斜磁場を印加するシーケンスを発生するものとし
、上記被検体の静止部分のエコー信号強度を抑制するよ
うにしたものである。

〔作　用〕

このように構威された磁気共鳴イメージング装置は、シ
ーケンサによるパルスシーケンスの制御によって、送信
系に印加する高周波磁場によりエコー信号を計測するの
に先立ち、被検体の撮像スライス面を事前に高周波磁場
で励起するために上記送信系に所定のリード角をおいて
高周波磁場を印加すると共に傾斜磁場を印加するシーケ
ンスを発生し、上記被検体の静止部分のエコー信号強度
を抑制するように動作する。これにより、被検体の血管
像等の流れ（または動き）がある部分の画像をＳｌＮ比
が高い状態で撮像することができる。

一１５− 〔実施例〕 以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明
する。

第１図は本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体
構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージン
グ装置は，核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体
の断層像を得るもので、第ｌ図に示すように、静磁場発
生磁石２と、磁場勾配発生系３と、送信系４と、受信系
５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理装置
（ＣＰＵ）８とを備えて威る。

上記静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにその体軸方
向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させ
るもので、上記被検体１の周りのある広がりをもった空
間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式
の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系３は
、ｘ，ｙ，ｚの王軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と
、それぞれのコイルを馳動する傾斜磁場電源１０とから
成り、後述のシーケンサ７からの命令に従ってそ１６ー れぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することによ
り、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ
を被検体１に印加するようになっている。

この傾斜磁場の加え方により、被検体ｌに対するスライ
ス面を設定することができる。シーケンサ７は、上記被
検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴
を起こさせる高周波パルスをある所定のパルスシーケン
スで繰り返し印加するもので．ＣＰＵ８の制御で動作し
、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を
送信系４及び磁場勾配発生系３並びに受信系５に送るよ
うになっている。送信系４は、上記シーケンサ７から送
り出される高周波パルスにより被検体ｌの生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高
周波信号を照射するもので、高周波発振器ｌ１と変調器
１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａ
とから或り、上記高周波発振器１１から出力された高周
波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器工２で振
幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増
幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された
高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波が上
記被検体１に照射されるようになっている。受信系５は
、被検体１の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出
されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので，受
信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波
器１６とＡ／Ｄ変換器１７とから成り、上記送信側の高
周波コイル１４ａから照射された電磁波による被検体１
の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配
置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５及
び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力
してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ７がら
の命令によるタイミングで直交位相検波器１６によりサ
ンプリングされた二系列の収集データとされ、その信号
が信号処理系６に送られるようになっている。この信号
処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８及び磁気テ
ープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０
とから成り、上記ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計
算像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あ
るいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を
画像化してディスプレイ２０に断層像として表示するよ
うになっている。なお、第１図において、送信側及び受
信側の高周波コイル１４ａ，’１４ｂと傾斜磁場コイル
９，９は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発
生磁石２の磁場空間内に配置されている。

ここで、本発明においては、上記シーケンサ７は、送信
系４に印加する高周波磁場によりエコー信号を計測する
のに先立ち、被検体１の撮像スライス面を事前に高周波
磁場で励起するために上記送信系４に所定のリード角を
おいて高周波磁場を印加すると共に傾斜磁場を印加する
シーケンスを発生するものとされている。

次に、本発明による磁気共鳴イメージング装置における
血管像の撮像動作について、第２図を参照して説明する
。第２図は本発明の血管像撮像におけるパルスシーケン
スを模式的に表したタイミ−１９一 ？グ線図である。第２図において、（ａ）図は高周波磁
場の信号の照射タイミング及び被検体のスライス位置を
選択的に励起するためのエンベロープを示し、（ｂ）図
はスライス方向の傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングを示
しており、（Ｃ）図は位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ
の印加のタイミング及びその振幅を変えて計測すること
を示し、（ｄ）図は周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｘ
の印加のタイミングを示している。また、（ｅ）図は計
測されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示しており、（ｆ
）図はパルスシーケンスを■〜ＩＩに区間分けして示し
たものである。なお、前述の第１０図に示したように、
血管像が位相不感画像Ｉ２と位相感応画像工，との差分
画像工．とじて得られるものであるため、（ｇ）図にお
いて、（ｆ）図に示すパルスシーケンスのうち期間■〜
■から成り位相不感画倣工．を生成する部分を位相不感
型シーケンス部とし、期間■〜ＸＶから威り位相感応画
倣工■を生威する部分を位相感応型シーケンス部として
区分して示している。ここで、符号Ｔｖエ及びＴｗ，は
、そ−２０− ？ぞれ両シーケンス部間の待ち時間を示している。

第２図において、まず、期間■では、（ａ）図に示すよ
うに、送信系４に印加する９０度選択励起パルスにより
エコー信号を計測するのに先立ち、所定のリード角をお
いて例えばα１度選択励起パルス（０”≦α■≦９０゜
）及びα，度選択励起パルス（０’≦α２≦９０゜）の
照射を一定の間隔をあけて行うと同時に、（ｂ）図に示
すようにスライス方向傾斜磁場Ｇｚ■を印加する。これ
により、目的とするスライス内のスピンを連続的に励起
する。

このとき、α１度及びα２度の選択励起パルスの照射間
隔（実質的な繰り返し時間）は、撮像対象となる部位に
応じて最適な間隔を選択すればよい。

次に、期間■においては、（ａ．）図に示すようにα３
度選択励起パルスに続いて９０度選択励起パルスを照射
すると共に、（ｂ）図に示すようにスライス方向傾斜磁
場Ｇｚ■の印加を継続する。これにより、被検体の当該
スライス内のスピンは、第４図におけるＸ−Ｙ面内に倒
れる。次に、期間■では、スライス方向及びリードアウ
ト方向の流れを有するスピンの位相を戻すためのフロー
エンコードパルスとして、（ｂ）図に示すようにスライ
ス方向傾斜磁場Ｇｚに負のハ　スＧｚ２を印加すると共
に、（ｄ）図に示すように周波数エンコード方向傾斜磁
場ＧＸに負のパルスＧｘエを印加し，さらに（Ｑ）図に
示すように位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙに位相エン
コードパルスＧｙ１を印加する。次に、期間■において
は、（Ｃ）図に示すように上記の位相エンコードパルス
Ｇｙエを引き続き印加すると共に、（ｂ）図に示すよう
にスライス方向傾斜磁場Ｇｚに正のフローエンコードパ
ルスＧｚ３を印加し、さらに（ｄ）図に示すように周波
数エンコード方向傾斜磁場Ｇｘに正のフローエンコード
パルスＧｘ．を印加する。次に、期間■では、（ａ）図
に示すように９０度選択励起パルスに続いて１８０度選
択励起パルスを照射すると共に、（ｂ）図に示すように
スライス方向傾斜磁場Ｇｚにスライス選択のためのパル
スＧｚ．を印加する。これにより、被検体の当該スライ
ス内のスピンは、１８０度回転すると共に、２方向に配
列したスピンの位相が０次、１次ともに？う。次に、期
間■においては、（ｄ）図に示すように周波数エンコー
ド方向傾斜磁場Ｇｘに負のフローエンコードパルスＧｘ
．を印加する。次に、期間■では、（ｄ）図に示すよう
に周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｘに正のパルスＧｘ
．を印加すると共に、（ｅ）図に示すようにエコー信号
Ｅ■の計測を行う。このとき、エコー信号Ｅ■の計測の
中央において、Ｘ方向に配列したスピンの位相がＯ次、
１次ともに揃うように、（ｄ）図に示す周波数エンコー
ド方向傾斜磁場ＧｘのパルスＧｘ１，　Ｇｘ，，Ｇｘａ
の印加時間及び傾斜磁場強度を、次の第（６）式に従っ
て調整してある。

？こで、Ｇｘ■：パルスＧｘ１の傾斜磁場強度Ｇｘ２：
パルスＧｘ２の Ｇｘ３：パルスＧｘ３の Ｇｘ．：パルスＧｘ４の −２３− ？■〜ｔＧ：各パルスＧｘ■〜Ｇｘ４の印加開始時刻及
び終了時刻 そして、期間■は、次の位相感応型シーケンス部に入る
待ち時間Ｔｗ■であり、何らのパルスも印加しない。

第２図において、期間■〜ＸＶは位相感応型シーケンス
部であり、まず、期間■では前述の期間■と同様に、（
ａ）図に示すように、送信系４に印加する９０度選択励
起パルスにより次のエコー信号を計測するのに先立ち、
所定のリード角をおいて例えばα、度選択励起パルス及
びα２度選択励起パルスの照射を一定の間隔をあけて行
うと同時に、（ｂ）図に示すようにスライス方向傾斜磁
場Ｇｚｓを印加する。これにより、目的とするスライス
内のスピンを連続的に励起する。次に、期間Ｘにおいて
は、（ａ）図に示すようにα２度選択励起パルスに続い
て９０度選択励起パルスを照射すると共に、（ｂ）図に
示すようにスライス方向傾斜磁場Ｇｚ，の印加を継続す
る。これにより、被検体の当該スライス内のスピンは、
第４図におけるＸ−Ｙ面内に−２４一 倒れる。次に、期間夏では、スライス方向及びリードア
ウト方向の流れを有するスピンの位相をより拡散させる
ために、（ｂ）図に示すようにスライス方向に正のパル
スＧｚｓを印加すると共に、（ｄ）図に示すように周波
数エンコード方向に正のパルスＧｘ．を印加し、さらに
（Ｃ）図に示すように位相エンコード方向に位相エンコ
ードパルスＧｙｚを印加する。次に、期間店においては
、（Ｃ）図に示すように上記の位相エンコードパルスＧ
ｙ２を引き続き印加すると共に、（ｂ）図に示すように
スライス方向に負のフローエンコードパルスＧｚ．を印
加し、さらに（ｄ）図に示すように周波数エンコード方
向に正のフローエンコードパルスＧｘ，を印加する。

次に、期間Ｘ厘では、（ａ）図に示すように９０度選択
励起パルスに続いて１８０度選択励起パルスを照射する
と共に、（ｂ）図に示すようにスライス方向にスライス
選択のためのパルスＧｚ．を印加する。これにより、被
検体の当該スライス内のスピンは、１８０度回転すると
共に、Ｚ方向に配列したスピンの位相がＯ次のみ揃う。

次に、期間ｘｌ１においては、？ｄ）図に示すように周
波数エンコード方向に正のフローエンコードパルスＧｘ
，を印加する。これにより、上記フローエンコードバル
スＧｘｓで拡散しＸ方向に配列したスピンの位相を戻し
、エコー信号のピークでＯ次項についてのみ、位相を揃
える。

次に、期間ｘｖでは、（ｄ）図に示すように周波数エン
コード方向に正のパルスＧｘ．を引き続き印加すると共
に、（ｅ）図に示すようにエコー信号Ｅ２の計測を行う
。このとき、エコー信号Ｅ，の計測の中央において、Ｘ
方向、Ｚ方向に配列したスピンの位相はＯ次項のみ揃っ
ている。そして、期間ｘｗは、次の位相不感型シーケン
ス部に入る待ち時間Ｔ％ｌ，であり、何らのパルスも印
加しない。

このような撮像動作において、本発明では、第２図に示
す期間Ｉ及び■における高周波磁場（α■度選択励起パ
ルス、α２度選択励起パルス）の照射及び傾斜磁場（ス
ライス方向のパルスＧｚ１，　Ｇｚ．）の印加により、
第１２図（ａ）に示す被検体１の静止部分２２．２２’
からのエコー信号の強度が抑制される。すなわち、第３
図に示すように、α１度選択励起パルス（０”≦α１≦
９０’　）及びα２度選択励起パルス（０’≦α２≦９
０゜）を一定の間隔（実質的な繰り返し時間）をおいて
照射することにより、第４図（ａ）に示す巨視的磁化は
熱的平衡状態に戻る前に再度励起されることになる。こ
のため、第３図（ａ）に示すように、縦緩和時間Ｔ１の
長い組織ほど、平衡状態に戻るのが遅く、選択励起パル
スを数回照射後の巨視的磁化ベクトルの大きさは小さく
なる。ところが、第１２図（ａ）に示すような血管２１
内の血流については、選択励起領域外（すなわちスライ
ス外）からの流入があるため、静止部分２２．２２’　
が受けるような磁化の飽和を受けにくい。従って、この
ような血管２１の部分に対して静止部分２２．２２’の
信号が相対的に低下することとなる。これにより、第１
０図において、位相不感画像工，と位相感応画Ｉｔ　’
ｒ　ｘとの二画像間で差分をとる際に、血管２１の部分
のダイナミックレンジを広くとることが可能となる。従
って，第１０図に示す差分画像工．において、血管２１
の描出能、静止部分２−２７− ２の除去効果及びＳｌＮ比を向上することができる。

以上のように、第２図に示す期間１’−ＸＶＩのパルス
シーケンスを、（ｃ）図に示す位相エンコード方向傾斜
磁場ａｙの磁場強度を変えながら所定回数だけ繰り返し
、二次元フーリエ変換により、第ｌＯ図に示すような位
相不感画像工２と位相感応画像工，の二つの画豫を得る
。そして、これら二画倣間で差をとることにより差分画
像工．を生成し、静止部分２２を除去し血管２１だけを
残した血管像を得ることができる。

なお、第２図において、（ａ）図に示す９０度選択励起
パルスに先立って照射するα１度及びα２度などの選択
励起パルスは２個に限らずいくつでもよいが、（ｇ）図
に示す位相不感型シーケンス部と位相感応型シーケンス
部との間の待ち時間Ｔｗ１，ＴＶ２が長い場合には、そ
の個数を増やすことにより，第１０図に示す位相感応画
１ｔｉ　Ｉ　ｚ及び位相不感画ａＬにおける血管２１以
外の静止部分２２の信号強度を抑制する効果を高めるこ
とができる。

＝２８− また、第１０図においては、位相不感画像工２と位相感
応画像工，とから差分画像工，を得ることにより血管像
を得ているが、位相不感画像工２のみでも血管２１の画
像を得ることは可能である。

この場合、静止部分２２の完全な除去はできないが、血
管２ｌ内の血流の走行は確認することができる。

〔発明の効果〕

本発明は以上のように構威されたので、シーケンサ７に
よるパルスシーケンスの制御によって、送信系４に印加
する高周波磁場によりエコー信号を計測するのに先立ち
、被検体１の撮像スライス面を事前に高周波磁場で励起
するために上記送信系４に所定のリード角をおいて高周
波磁場を印加すると共に傾斜磁場を印加するシーケンス
を発生することにより、上記被検体１の静止部分２２の
エコー信号強度を抑制することができる。従って、血管
像等の流れまたは動きのある部分の信号強度を相対的に
高めることが可能となり、静止部分２２の除去効果及び
血管像等の描出能を向上することができる。このことか
ら、被検体１の血管像等の流れ（または動き）がある部
分の画像をＳ／Ｎ比が高い状態で撮像することができ、
鮮明な血管像等を得ることができる。

【図面の簡単な説明】 第ｌ図は本発明及び従来の磁気共鳴イメージング装置の
全体構成を示すブロック図、第２図は本発明の磁気共鳴
イメージング装置における血管像撮倣のパルスシーケン
スを模式的に表したタイミング線図、第３図は送信系に
所定のリード角をおいて高周波磁場の印加及び傾斜磁場
の印加をすることにより被検体の静止部分のエコー信号
強度を抑制する状態を示す説明図、第４図は磁気゛共鳴
イメージング装置の撮像原理を説明するために原子核ス
ピンの挙動を示す説明図、第５図は一般的な磁気共鳴イ
メージング装置における二次元フーリエイメージング法
のうち代表的なスピンエコー法のパルスシーケンスを模
式的に表したタイミング線図、第６図゛は傾斜磁場の印
加により移動スピンに与えられる位相回転を示す説明図
、第７図は傾斜磁場の印加により静止スピン及び移動ス
ピンが受ける位相変化を示す説明図、第８図は位相感応
型シーケンスによる位相変化を示すタイミング線図、第
９図は位相不感型シーケンスによる位相変化を示すタイ
ミング線図、第１０図は位相不感画像と位相感応画像と
の差分をとることにより血管像を得る状態を示す説明図
、第ｌ１図は従来の磁気共鳴イメージング装置における
血管像撮像の実際のパルスシーケンスを示すタイミング
線図、第１２図は従来装置における血管像撮像において
被検体のスライス面のスライス厚によって血管像の濃度
分解能が変化する状態を示す説明図である。 １・・・被検体、　２・・・静磁場発生磁石、　３・・
・磁場勾配発生系、　４・・・送信系、　５・・・受信
系、６・・・信号処理系、　７・・・シーケンサ、　８
・・・ＣＰＵ、　９・・・傾斜磁場コイル、　　１０・
・・傾斜磁場電源、　１４ａ・・・送信側の高周波コイ
ル、　１４ｂ・・・受信側の高周波コイル、　２１・・
・血管、　２２，２２′・・・静止部分、　Ｅ１，　Ｅ
１・・エコー信号。 特開平３ １０６３３９　（１０） 駁 × 図 １フ −ｈ ０

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、該被検体に
   傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、上記被検体の生
   体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせ
   る高周波パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返
   し印加するシーケンサと、このシーケンサからの高周波
   パルスにより被検体の生体組織の原子核に核磁気共鳴を
   起こさせるために高周波信号を照射する送信系と、上記
   の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受
   信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像
   再構成演算を行う信号処理系とを備え、核磁気共鳴によ
   り放出されるエコー信号の計測を繰り返し行って断層像
   を得る磁気共鳴イメージング装置において、上記シーケ
   ンサは、送信系に印加する高周波磁場によりエコー信号
   を計測するのに先立ち、被検体の撮像スライス面を事前
   に高周波磁場で励起するために上記送信系に所定のリー
   ド角をおいて高周波磁場を印加すると共に傾斜磁場を印
   加するシーケンスを発生するものとし、上記被検体の静
   止部分のエコー信号強度を抑制するようにしたことを特
   徴とする磁気共鳴イメージング装置。