JPH04197343A

JPH04197343A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH04197343A
Application number: JP2331663A
Authority: JP
Inventors: Shigeru Watabe; 滋渡部
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1990-11-29
Filing date: 1990-11-29
Publication date: 1992-07-16
Anticipated expiration: 2015-10-30
Also published as: JP3105239B2

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、該磁気共鳴（以下［ＮＭＲＪと略記する）現
象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得るための
磁気共鳴イメージング装置に係り、特に被検体の特定の
血管を３次元画像として抽出することの可能な選択的３
次元血管撮像の可能な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
単にスピンと称す）の密度分布、緩和時間分布等を計測
し、その計測データを処理装置により処理して被検体の
任意の断面の画像を再１１４成し、表示するものである
。第２図は磁気共鳴イメージング装置の構成を示すもの
で、静磁場発生磁石２は永久磁石、常電導あるいは超電
導コイルで＋Ｍ成され、被検体１の周りに０．０２〜２
テスラ程度の静磁場を発生し、これと磁場勾配発生系３
から発生された傾斜磁場とが重畳されて被検体ｌに印加
さ１９．る。ごこで磁場勾配発生系３は、Ｘ。

Ｙ、　　Ｚの二軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９とご
れを駆動する傾斜磁場電源１０とからなり、シーケンサ
７により制御される。磁場勾配発生系３からの傾斜磁場
がないとすると、被検体１中のスピンは静磁場の強さＨ
ｏによって決まる周波数ν。

（−ω。／２π、ω。：角周波数）で静磁場の方向を軸
として才差運動を行なう。この周波数ν。

または角速度ω。はラーモア周波数と呼ばれ、弐（１，
）で与えられる； ωｏ　＝２πν。−７１−１０・・・・・・（１）ここ
にγは磁気回転比で、原子核の種類ごとに固有の値をも
っている。ここで送信系４にて、高周波発信器１１から
上記ラーモア周波数ν。に等しい出力周波数を出力し、
これを増幅器１３で増幅したのちシーゲンサ７出力のパ
ルスシーケンスで変調器１２において変調し、その変調
出力を高周波照射コイル１４ａから高周波磁場（電磁波
）として出力すると、ラーモア周波数ν。で才差運動し
ている原子核はそのスピンが励起され高いエネルギー状
態に遷移する。その後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エネルギ
ー状態に戻るが、この時に放出される電磁波（エコー信
号）は受信系５内の高周波受信コイル１４ｂで受信され
、増幅器１５で増幅され、位相検波器１６で検波された
後、Ａ／Ｄ変換器１７でディジタル化されてｃｐｕｓに
送られる。ＣＰＵ８では、このデータを基に画像を再構
成演算し、被検体１の断層画像をデイスプレィ２０に表
示する。

磁気ディスク１８．磁気テープ１９は処理データやプロ
グラムを格納する。磁場勾配発生系３の傾斜磁場コイル
９から磁場強度が空間的に変化する傾斜磁場が出力され
ると、これは静磁場１１゜に重畳され、ラーモア周波数
ν。を空間的に変化させる。

これにより空間的位置情報を得ることができる。

以上に概略を示した磁気共鳴イメージング装置の撮像方
法を説明する。まず、第４図（ａ）′に示ずようにＸ方
向の静磁場Ｈｏ中に置かれた原子核は、古典物理学的に
見ると１個の棒磁石のように振舞い、先に述べたラーモ
ア周波数ν。でＺ軸の周りに才差運動を行っており、そ
の周波数は式（１）で示したように静磁場の強度１］。

に比例している。−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−７面内の成分は打ち消し合い、Ｘ方
向成分のめの巨視的磁化が残る。この状態で第４図（ｂ
ｌに示すように、Ｘ方向にラーモア周波数ν。

に等しい周波数の高周波磁場Ｈ、を印加すると、」二記
の巨視的磁化は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する。

そしてパルス印加前に対しスピンを９０°倒ずような高
周波磁場Ｉ■１　は９０°パルス、１８０°倒ずような
高周波磁場Ｈ、は１８０°パルスと呼ばれる。なお、第
４図（ａｌ、　（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を用いた撮像で一般的に用いられる
方法には、２次元フーリエイメージング法がある。第５
図は上記２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示したタイミング
チャートで、これら各種のパルス状磁場のシーケンスは
、シーケンサ７出力によって高周波発信器１１の出力高
周波を変調器１２で変調し、あるいはシーケンサ７出力
によって傾斜磁場発生電源１０を制御することにより生
成される。同図において、まず９０°パルスを印加する
と巨視的磁化は第４図ｆｂｌのＹ軸方向まで回転し高エ
ネルギー状態となる。その後９０°パルス印加が終わる
と各スピン波それぞれの状態に応じてばらばらに様々な
経路を通ってＺ軸方向へ戻り始める。９０°パルス印加
後Ｔ　ｃ　／　２経過した時点に１８０°パルスが加え
られると、各スピンはＸ軸に対称に反転され、その後９
０°パルス印加終了後と同じ速度及び方向で回転を続け
るために、第５図に示す時刻Ｔ８に各スピンは−Ｙ軸方
向に収束してエコー信号Ｅが形成される。

上記のように形成されたエコー信号Ｅは検出されて断層
画像の構成に用いられるが、そのためにはエコー信号Ｅ
が所望の位置でのみ形成される必要があり、このために
傾斜磁場を静磁場Ｈ０に重畳し、空間的な磁場勾配を形
成する。即ち、前述のように各スピンの回転周波数ν。

は磁場強度に比例するから、傾斜磁場が印加されると各
スピンの回転周波数ν。は空間的に異なってくる。従っ
て傾斜磁場が例えばＸ方向に傾斜していれば、周波数ｒ
の高周波磁場で励起されるスピンはＸの１つの値に対す
る位置にあるもののみであり、周波数がΔｆの幅をもっ
た高周波磁場で励起されるスピンばＸのある位置で一定
の幅ΔＸの中にあるものとなり、かつそれらの回転位相
は位置により少しづつ変化する。このような共鳴するス
ピンの位置とその位相は各傾斜磁場の値が判っていれば
知ることができる。この目的のために、第５図に示すス
ライス方向傾斜磁場Ｇ２、位相エンコード方向傾斜磁場
Ｇｙ及び周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇ、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Ｇ、の強度を毎回変えながら一
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２次元逆フーリ
エ変換することで第４図ｆａ）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、あるい
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、ｒ
ＮＭＲ医学（基礎と臨床）」（核磁気共鳴医学研究全編
・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、核磁気共鳴イメージング装置において、本発明に
係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（Ｎ
ＭＲ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。即ち、第６図に示すように、例えば時刻Ｔ８
においてＸｏの位置に２個のスピンＳ、、Ｓ、が存在す
るとし、一方のスピン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する。このと
き時刻Ｔ、からＴ、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
５．Φ、を受ける。

ｂ φ５−ｆ（γ・ＧＸ−ｘｏ）ｄｔ　　　　・・・・・・
（２）ｂ Φ、＝ｆ（γ−Ｃ，，−Ｘ、＋γ・Ｇｘ−ｖ　ｔ）ｄ　
ｔ　・・・（３１ｌｌこの様子は第７図に示されており、Φ５はり。

−１ａに比例するが、Φ、はさらに（ｔ　、ｚ−ｔ　ａ
”）に比例する項が付は加わる。式（２１，（３）から
ｔｂ φ、−ΦＳ　＝Ｊ（ｒ・Ｇ、’Ｖ’　ｔ）　ｄｔｔ。

＝ａ−ｖ・（ｔｂ”　　　ｔａｚ）　　・・・（４）ａ
−γ・ＧＸ／２であり、静止スピンＳＩと移動スピンＳ
２との位相差は、移動速度Ｖに比例していることがわか
る。そこで金策８図に示すように標準的スピンエコーシ
ーケンスを印加したときの動作を考える。スピン（図中
破線で示す）は位置Ｘ０に固定しているが、移動スピン
（図中実線で示す）の位置Ｘは時間ｔに対して傾斜Ｖで
もってＸ。より直線的に増大している。傾斜磁場ＧＸを
時刻ｔ１〜ｔ２の間印加するとΔΦ、＝ａ−ｖ・＜ｔｂ
”　−ｔａ”　）の位相差が時刻ｔ２に生じ、これが１
８０６パルスによって反転され、さらに時刻ｔ４よりも
傾斜磁場ＧＸの印加により位相Φ５は印加時間に比例し
て増大し、位相Φ、ば印加時間及びその二乗に比例した
項に従って増大する。このためにエコー信号Ｅの計測時
点ｔＥにおいては静止スピンの位相Φ５と移動スピンの
位相Φ、とが揃わないことがある。ここで、上記標準ス
ピンエコーシーケンスにおける傾斜磁場に対して、第９
図に示すように負方向の傾斜磁場Ａ、Ｂを傾斜磁場Ｇ８
のシーケンスに追加することにより、エコー信号Ｅのピ
ーク時刻ｔＥに一致して静止スピンと移動スピンとの位
相が揃うようにすることができる。以下、第８図に示す
パルスシーケンス（高周波磁場ＲＦ及び傾斜磁場ＧＸの
シーケンス）を位相感応型（Ｐｈａｓｅ　５ｉｎｓｉｔ
ｉｖｅ　）シーケンスと呼び、第９図に示すパルスシー
ケンスを位相不感型（Ｐｈａｓｅ　１ｎｓｅｎｓｉｔｉ
ｖｅ　）シーケンスと呼ぶ。位相不感型シーケンスを用
いると静止部分については位相感応型シーケンスで得ら
れる信号強度と等強度の信号が得られ、移動磁化の存在
部位では、位相拡散による信号の欠損を抑え、位相感応
型シーケンスより高い信号が得られる。従って、第１０
図に示すように、位相感応型シーケンスで計測した位相
感応画像■１と、位相感応型シーケンスで計測した位相
不感画像■２との差をとって差分画像Ｉ３を得ることに
より、例えば静止部分２２を消去して血管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、ｒＣｅｒｅｂｒａｌ　ＭＲＡｎｇｉｏｉｍａｇ
ｉｎｇ　（脳血管磁気共鳴画像法）の研究−第１報−」
　（福井啓二他、ＣＴ研究１０（２）１９８８年）の第
１３３頁から第１４２頁に詳述されている。

一方、３次元の血管像を取得するためには、血管撮像パ
ルスシーケンスとして３次元フーリエ変換法を応用した
シーケンスを用いる。３次元フーリエ変換法の原理は、
特開昭５８−２００１４５号「３次元ＮＭＲイメージン
グ法」で開示されており、選択された３次元の厚みある
領域から得られた計測データに対して、３次元フーリエ
変換を行なうことで、複数枚の２次元像を得ることがで
きる。端一　１６− 的に言えば、スライス方向に対しても前述の位相エンツ
ーｌ：パルスを導入し、スライスの位置に応じた位相回
転を与え、スライス方向の１次元フーリエ変換を追加す
ることにより、ボリュームを複数のスライスに分割する
手法である。この原理に基づいて、従来の磁気共鳴イメ
ージング装置における３次元血管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。即ち、
パルスシーケンスを区間１〜■及び■〜ＸＩＶに区間分
りし、区間１〜■から成る位相不感型シーケンス部と、
区間■〜ＸＩＶから成る位相感応型シーケンス部とを交
互に組み合わせたパルスシーケンスとなっている。この
ような構成とした場合は、両シーケンス部で得られる画
像間で被検体１の動きなどによる画像ずれは防止するこ
とができる。そして傾斜磁場Ｇ、、Ｇｙの双方の値を変
化させながら図示のシーケンスを繰り返すことにより、
上記のように３次元的なスピンの分布が得られる。

また、差分法を用いずに血管像検出例には、［ラビット
・ライン・スキャン・ＮＭＲ・アンギオグラフィ（Ｒａ
ｐｉｄ　Ｌｉｎｅ　５ｃａｎ　ＮＭＲ八ｎへｉｏｇｒａ
ｐｈｙ）　Ｊ（Ｊ、Ｆｒａｈｍ他著。Ｍａｇｎｅｔｉｅ
　Ｒｏｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ。

Ｖｏｌ、＋７＋Ｐ、７９　〜Ｉ’、８’Ｌ１９８８　　
ｏ　　Ａｃａｄｅｍｉｃ　　Ｐｒｅｓｓ　　Ｉｎｃ。

Ｓａｎ　Ｄｉｅｇｏ）がある。この従来例は、差分法を
用いず、血管を横断するラインの計測を行なう。その際
、事前に同一のラインをプリザチュレーションし、静止
部分の信号を抑制しておく。従って、血流は励起されて
いないフレッシュなスピンとして高信号となる。このラ
インを順次隣のラインへとスキャンする。これらを並べ
ることにより投影像としての血管像が得られる。

〔発明が力を決しようとする課題〕

」二記第１の従来例では、差分法を用いて被検体中の静
止部分を除去し移動しているスピンのみを画像化するた
め、動脈及び静脈が同時に抽出されることになり、例え
ば動脈の狭窄や閉塞が疑われる際に、関心領域に静脈が
重なり診断を阻害する場合もあった。３次元的な血管像
の場合は、その投影方向により、動脈と静脈の重なりを
避けることも可能であるが、その場合関心領域が一番望
ましい状態で投影されているとは限らず、不要な静脈に
より画像が煩雑になることは避けられなかっノこ。

更に第２の従来例は、ラインの撮像ばできるが面の撮像
はできない。従って、３次元化は不可能である。また静
止部分を抑制するやり方をとっているため、血流のみの
移動を考慮しての抽出法はとっていない。

本発明の目的は、差分法を用いずに、更にはライン走査
法を用いずに、所望の血管系のみの画像を容易にかつ確
実に取り出すことのできる磁気共鳴イメージング装置を
提供するにある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明のシーケンスは、被検体内の血流の存在する部位
の内、血流の流れ方向によって指定した血管系の撮像領
域の上流の予備励起領域を第１励起高周波パルスで選択
励起し、上記撮像領域に、この励起した血流が移動して
きた時に該血流を再び励起可能なように、上記撮像領域
を第２励起高周波パルスで選択励起し、両者の励起を受
？ｊた血管内血流のエコー信号を発生可能にせしめた構
成とした（請求項１）。

更に本発明のシーケンスは、第１励起高周波パルスと第
２励起高周波パルスは、それぞれの対応領域を選択励起
可能な相異なるスライシング周波数に設定してなる（請
求項２）。

更に本発明では、上記各スライシング周波数には、スラ
イス選択幅を決定する周波数帯域幅を含んでなる（請求
項３）。

更に本発明のシーケンスは、選択励起時のスライシング
周波数及び周波数帯域幅が第１励起高周波パルスと第２
励起高周波パルスで互いに独立に設定されるように構成
された（請求項４）。

更に本発明のシーケンスは、第１励起高周波パルスのス
ライシング周波数帯域と第２励起高周波パルスのスライ
シング周波数帯域が一切重ならないように構成された（
請求項５）。

更に本発明のシーケンスは、上記第２励起高周波パルス
による選択励起及びエコー信号計測に続いて、第２　励
起高周波パルスと同一のスライシング周波数帯域を有す
る第３以降１個以上の励起高周波パルスによる選択励起
と、第２以降１個以上のエコー信号計測とを行なうよう
に構成された（請求項６）。

更に本発明のシーケンスは、上記第２励起高周波パルス
による選択励起及びエコー信号計測に続いて、傾斜磁場
の反転により、第２以降１個以上のエコー信号計測を行
なうように構成されたく請求項７）。

更に本発明によるシーケンスにおいては、第１タイミン
グにおいて、被検体内の撮像対象＠Ｍ域へ移動して流入
する原子核の上流部に設けた予備励起領域内で上記移動
原子核が励起されるような第１周波数をもつ高周波磁場
パルスと上記傾斜磁場パルスとが被検体に印加され、そ
の後の第２タイミングにおいて、上記予備励起領域で励
起された原子核が上記撮像対象領域へ移動してきたとき
に該原子核を再び励起するような第２周波数を持つ高周
波磁場パルス及び傾斜磁場パルスが被検体に印加され、
さらに上記第１タイミングと第２タイミンクの間の時間
だけ上記第２タイミングより経過した第３タイミングに
おいて上記第１及び第２タイミングに励起された原子核
が同一方向に揃ってエコー信号を発生ずるような傾斜磁
場パルスが上記第１及び第２タイミングの間と上記第３
タイミングとに被検体に印加されるようにした（請求項
８）。

更に本発明のシーケンスにおいては、前記第３のタイミ
ングに発生したエコー信号を第１エコー信号とし、該信
号発生後に、再びエコー信号が発生ずるような前記第２
周波数をもつ高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスが被
検体に１回または複数回印加されるように前記高周波磁
場発生手段及び傾斜磁場発生手段を制御して第２及び第
３以後のエコー信号を発生させ、前記信号処理手段は、
上記第１エコー信号、第２エコー信号及び第３以後のエ
コー信号ごとに画像を生成し、該生成した各画像を重畳
して被検体の３次元撮像画像を特徴する請求項９）。

更に本発明のシーケンスにおいては、前記第３のタイミ
ングに発生したエコー信号を第１エコー信号とし、該信
号発生後に、再びエコー信号が発生ずべく被検体に１回
または複数回印加されるように前記傾斜磁場発生手段を
制御して第２及び第３以後のエコー信号を発生させ、前
記信号処理手段は、上記第１エコー信号、第２エコー信
号及び第３以後のエコー信号ごとに画像を生成し、該生
成した各画像を重畳して被検体の３次元撮像画像を特徴
する請求項１０）。

更に本発明は、スライス面毎に第１．第２周波数をずら
し、各スライス面に与えられた第１．第２周波数に従っ
て上記シーケンスを動作させて、スライス面毎にエコー
信号を得、該エコー信号を１配列して３次元撮像画像を
得るようにした（請求項１１）。

〔作　用〕

本発明によれば、被検体内の血流の存在する部位の内、
血流の流れ方向に沿って指定した血管系更に本発明によ
れば、シーケンサによるパルスシーケンスの制御によっ
て、下記の如く指定された血管系のみを描画することが
できる。即ち、目的とする血管系の上流部を含む断面に
おいて、第２タイミングに血液内のスピンを励起し横磁
化を生成し、続く第２タイミングに撮像対象領域内に移
動してきたスピンを再励起して位相反転させる。

この２回の励起を共に受けるのは目的とする血管系に沿
って移動した血流スピンのみであり、このスピンのみが
第３タイミングで収束されてエコー信号を発生するから
、目的とする血管系のみの撮像が可能となる（請求項８
〜１０．Ｖ。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を詳細に説明する。本発明の装置
の全体構成は、ブロック図では第２図に示したものと同
じである。異なるのは３次元血管撮像のためのシーケン
サ７の動作と、その制御によって発生される高周波磁場
及び傾斜磁場のシー゛ケンスである。第１図は本発明の
特徴とする３次元血管撮像のためのパルスシーケンスの
一実施例＝　２４− を示ずもので、このシーケンスは区間１−ＸＸＩＩに区
間骨りされている。高周波磁場ＲＦはは高周波印加のタ
イミングを示すエンベロープとその周波数Ｆ１．Ｆ２等
が示されている。第３図は撮像対象例としての血管系と
高周波磁場ＲＦによる励起領域を示したもので、動脈を
上向き　（Ｘ方向）、静脈は下向きに流れているとする
。以下この例を用いて上記実施例の動作を述べる。

第１図において、区間Ｉでは周波数Ｆ１　±ΔＦｌ（但
し、１？１が中心周波数、±ΔＦ１がスライス選択幅を
決定する周波数帯域）のα　６（例えば９０°）パルス
（選択励起パルス）及びスライス方向傾斜磁場パルスＧ
□の印加により、第３図の傾斜を施した第１励起領域が
励起される。ここでＺ軸は血流の方向としている。続い
て区間■では、傾斜磁場パルスＧ、、、Ｇ、、及びＧＸ
Ｉを印加する。

傾斜磁場Ｇ２□、Ｇ、、の印加によりＺ軸及びＹ軸方向
に沿って直線的に変化する値の位相回転が与えられ、傾
斜磁場ＧＸ１の印加によりＸ方向に配列したスピンの位
相が０次、１次ともに拡散する。ここでスライス方向の
傾斜磁場Ｇ２□は０レヘルを中心としたステップ変化を
せず、負のオフセット（強度Ｃ、Ｏ）を中心としたステ
ップ変化となる。

区間■では、傾斜磁場Ｇｙ１の印加を継続すると共に、
傾斜磁場Ｇ２３．ＧＸ２を印加する。傾斜磁場Ｇｚ３の
印加は、区間■のＧ２４印加柊了時点で、スライス方向
（Ｘ方向）に配列されたスピンの位相を、０次、１次と
もに揃える（移動しているスピンの位相も揃える）ため
のもので、この値は各傾斜磁場パルスＧ　２１による位
相回転が式（４）の形で与えられるので、Ｇｚ＋（ｔ　＋”　　Ｌ　ａ”）／２　　ｃ、ｏ（ｔ　
ｔ”　　ｔ　＋”）／２十０２３（ｔ　３”−ｔ　２”
）／２−Ｇ２４（ｔ　４”　ｔ　３”）／２−Ｇ２４（
ｔ　Ｓ”−ｔ　４”）／２＝　Ｏ・旧・・（５）により
定められる。この式でＧｚｉ　（ｉ＝０．　１等）は各
傾斜磁場の勾配の絶対値、１＋　　（１＝０゜１、・・
・）は第１図に示した各傾斜磁場パルスの印加開始、終
了等の時刻である。また傾斜磁場ＧＸ７の印加によりＸ
方向のスピンの位相が０次に関しての１ノ揃う　（移動
していないスピンの位相のみが揃う）。区間■では、ス
ライシング周波数ｆ２±Δｆ２（ｆ、が中心周波数、±
Δｆ２がスライス選択幅を決定する周波数帯域）のα２
　°パルス（選択励起パルス）及びスライス方向の傾斜
磁場パルス（’；　２　、ｌの印加により第３図の第２
励起領域が励起される。α２″パルスを例えば１８０°
パルスとすることにより、第２励起領域内の静止部分の
スピンは横磁化を生じず、区間■のエコー信号計測時に
、静止部分からは如何なる信号も発しない。

この励起でエコー信号を発生するのは、区間Ｉで第１励
起領域に存在してα１°パルスにより励起され、かつ区
間■で第２励起領域に存在するスピンのみであり、第３
図に示す動脈内を流れる血液中めスピンに相当する。区
間Ｖでば、なんらのパルスも印加しない。区間■では、
周波数エンコード方向に負の傾斜磁場パルスＧＸ３を印
加する。区間■では正の傾斜磁場パルスＧＸ４を印加し
ながらエコー信号Ｅ、の計測を行なう。この時、エコー
信号Ｅ１のピークにおいてＸ方向に配列したスピンの位
相が揃うように、傾斜磁場パルスＧＸＩ〜Ｇイ、の印加
時間及び傾斜磁場強度が式（６）を満たすように言周整
しておく。

ｃＸｔ（ｔ　２”−ｔ　＋”）／２＋　Ｇｘｚ（ｔ　３
”　　ｔ　２”）／２十ｃｘｆｆ（ｔ　？”　　ｔ　６
２）／２　　ＧＸ４（ｔ　ｅ”　　ｔ　７”）／２＝０
・・・（６）以」−の区間■〜■により、第９図で説明
した位相不感型シーケンスによるエコー信号Ｅｌの計測
が終わる。これ力９冬ねると１つの軸に集中していたス
ピンは再びばらばらにＺ軸方向へ戻り始め、区間■と同
様な状態になるから、再び区間■で負の傾斜磁場パルス
ＧＸＳを印加し、区間■では、これに加えてスライス方
向の傾斜磁場Ｇ２５を印加する。これらの傾斜磁場ＧＸ
、、Ｇ、、の印加は次に述べる第２のエコー信号Ｅ２の
ピークにおいて０次。

１次の位相を揃えるためである。区間Ｘ−ＸＩではスラ
イス方向に傾斜磁場Ｇ２６を印加しておき、区間ＸＩで
スライシング周波数ｆ２±Δｆ２のα３゜−リ０− パルスを印加する。これにより第３図の第２励起領域が
再び励起される。ここでα３°パルスを例えば１８０°
パルスとすることにより、第２励起領域内の静止部分の
スピンば横磁化を生じず、第２エコー信号１ｓ２には何
等寄与しない。この励起でエコー信号を発生ずるのは、
区間Ｉで第１励起領域に存在し、区間■及び区間Ｘｌで
第２励起領域に存在するスピンのみであり、第１エコー
信号Ｅ。

と同じく第３図に示す動脈内を流れる血液中のスピンに
相当する。このとき区間■終了時と同じく区間Ｘｌの終
了時点においてＸ方向に配列したスピンの位相が揃うよ
うにするために傾斜磁場パルスＧ２．〜Ｇ２６の印加時
間及び傾斜磁場強度を、次の式を満たすように調整して
おく。

ｃｒｚｓ（ｔ　＋＋”　　ｔ　＋ｏ”）／２＋　Ｇ−ａ
（Ｌ　Ｉ□”−ｔｚ”）／２十Ｇｚ６（Ｌ　１３”　　
ｔ　＋□”）／２＝０　　　　　　・・・・・・（７）
続いて区［川Ｘ■ではなんらかのパルスも印加せず、区
間Ｘ　ＩＩ＋で正の傾斜磁場パルスＧＸ６を印加ず−３
〇− る。区間ＸＩＶでは、正の傾斜磁場パルスＧＸ７を印加
するとともに、エコー信号Ｅ２の計測を行なう。

このとき、エコー信号Ｅ２のピークにおいて、Ｘ方向に
配列したスピンの位相が揃うようにするために、傾斜磁
場パルスＧつ、〜ＧＸ７の印加時間及び傾斜磁場強度を
次式を満たずように調整しておく。

−〇つａ　（ｔ　ｑ”　　ｔ　ｏ”）／２　’＋−Ｇ’
Ｘ５　（ｔ　＋□”　ｔ　９”）／２十Ｇｘｂ（ｔ　１
５”　　ｔ　１４”）／２−’　ＧＫ？（ｔ　＋ｂ”　
　ｔ　＋ｓ２）／２＝　Ｏ・・・（８）なお区間ＸＩＶ
では、区間χ■と異なりエコー信号計測時の傾斜磁場Ｇ
Ｘの極性が反転しており、画像再構成時には周波数方向
の画像反転を要する。

以上の区間■〜ｘ■と区間Ｉがやはり位相不感型シーケ
ンスを構成して第２エコー信号Ｅ２が計測される。続く
区間ＸＶ−ＸＸＩでは、区間■〜区間ＸＩＶと傾斜磁場
ＧＸの極性が反転することを除いて全く同一の動作を行
い、第３のエコー信号Ｅ３が計測される。区間ＸＸＩＩ
ではなんらのパルスも印加せず、次のα、°パルス印加
から始まるシーケンスの繰り返しまでの待ち時間となる
。

以上に示した区間■〜ＸＸＨのパルスシーケンスを、ス
ライス方向の傾斜磁場Ｇ２□と傾斜磁場Ｇｙ１の磁場強
度をそれぞれｎ、凹＋ｎ２回づつ値を変えながら繰り返
すと、ｎ、Ｘｎ２ｘ　（１回のシーケンスでのエコー信
号の数−ｎ３）個の計測データが得られる　（第１図で
はｎ３＝３）。そこで第２図のＣＩ）　Ｕ　８によりこ
のデータの３次元フーリエ変換を行えば、ｎ、Ｘｎ：１
個の２次元画像が得られる。■シーケンス中のエコー信
号Ｅ＋　、Ｅ２　。

・・・から得た画像は、第１励起時からの時間遅れが各
々異なり、これらを各々のスライス（１つの０２値ごと
）について加算することにより、広範囲の流速の変化に
も対応した血管像が得られる。こうして得られた２次元
画像は流血のみの画像であり、これらをスライス方向（
Ｘ方向）に順に積み重ねたものが第３図の第２励起領域
中の選択された血管（動脈）の３次元データとなり、移
動スピンをもつ静脈は撮像されない。この３次元血管デ
ータば、第１２図に示す投影処理を行えば、任意の２次
元投影像に変換される。

なお、第１図の実施例では第２．第３のエコー信号生成
のために傾斜磁場Ｇ２及びＧＸの双方と１８０°パルス
を印加したが、これを傾斜磁場Ｇ、のみで行なうことも
できる　（グランジェントエコー法）。第１３図はその
実施例を示しており、区間■までは第１図と同じである
。しかし区間■以後では傾斜磁場ＧＸのみを印加してＺ
、　　Ｘ方向に配列されたスピンの位相が０次、１次と
もにエコー信号ピーク時に揃えて動脈のみの像を得るよ
うにしている。また第１図、第１３図の実施例では、３
エコー取得のパルスシーケンスについて説明したが、エ
コーの数ｎ３は繰り返し時間（ＴＲ）に応じて自由に増
減可能である。

尚、本実施例において、第１励起高周波パルスと第２励
起高周波パルスとで、選択励起時のスライシング周波数
と周波数帯域幅とは、互いに独立に設定するようにする
とよい場合がある。即ち、スライシング周波数に関して
は以下の観点で設定する。α１で励起された血流のスピ
ンをα２で励起するためにば速い速度の血流はα１−α
２までの移動距離が長くなるので、α２では正しくその
移動場所を励起する必要がある。そこで、速度の速い血
流に対しては（ｆ２−ｆＩ）を大きく、遅い血流に対し
ては（ｆｚ　　ｆＩ）を小さくすることが必要となる。

一方、周波数帯域幅（スライス幅）Δｆに関しては以下
の観点で設定する。着目血流において、その最大速度を
Ｖｍａｘ　＋最小速度をＶｍｉｎとし、その差分ΔＶを
考える。静脈では、心組同期の収縮期と拡張期との流速
差Δ■は小さい。一方、動脈では、流速差差分ΔＶは極
めて大きい。そこで、動脈抽出か静脈抽出かでΔＶが異
なり、それぞれの抽出対象によって別々にΔｆを設定す
ることが望ましい。

更に、第１励起高周波パルスと第２励起高周波パルスと
で、スライシング周波数帯域が空間的に一切重ならない
ように構成してもよい。これは、重なった部分があると
、血管以外の部位が励起されて撮像されてしまうためで
ある。

更に、第１図の実施例では、α２．α２の後にα３．α
４を加えるようにしたがこれはいわゆるマルチエコー法
を利用したものであり、α鵞とα２とだけ１個のエコー
ＥＩのみを得るようにしてもよい。但し、流速の異なる
血流がつかまえにくいとの問題はある。

尚、動脈検出例としたが、静脈のみの検出にも適用でき
ることは言うまでもない。

〔発明の効果〕

本発明によれば、シーケンサ７によるパルスシーケンス
の制御によって、所望の血管系のみを３次元画像として
描画できる効果があり、特に動脈系の唐、狭窄、閉塞な
どを、静脈系に邪魔されることな（観察でき、診断の精
度向上に寄与することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の特徴とする３次元血管撮像パルスシー
ケンスの一実施例を示すタイムチャート、第２図は核磁
気共鳴イメージング装置の全体構成を示ずブ１１ツク図
、第３図は第１図の３次元血管゛撮像パルスシーケンス
による励起領域と血管系の関係を示す図、第４図は原子
核スピンの挙動の説明図、ｉ　５　図はスビンユコー法
で用いるパルスシーケンスのタイミングチャート、第６
図及び第７図はスピンが移動したときに傾斜磁場から受
ける影響の説明図、第８図は位相感応型シーケンスの動
作説明図、第９図は位相不感型シーケンスの動作説明図
、第１０図は位相不感画像と位相感応画像との差分から
血管像を得る処理の説明図、第１１図は従来の３次元血
管撮像パルスシーケンスのタイムチャー１・、第１２図
は３次元画像の２次元への投影の説明図、第１３図は本
発明の特徴とする３次元血管撮像パルスシーケンスの別
の実施例を示すタイムチ中−１−である。１・・・被検体、２・・・磁場発生装置、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、１
４ａ・・・送信側の高周波コイル、１４ｂ・・・受信側
の高周波コイル。第４（ｂ）

Claims

【特許請求の範囲】

（１）被検体に静磁場を与えて被検体内の原子核スピン
に才差運動を発生させる静磁場発生手段と、上記静磁場
にその強度が空間的に変化する傾斜磁場を重畳して上記
才差運動の回転周波数に空間的変化を与える傾斜磁場発
生手段と、上記才差運動している原子核スピンを励起し
て高エネルギー状態へ励起するための高周波数磁場を発
生する高周波磁場発生手段と、上記傾斜磁場及び高周波
磁場の被検体への印加がパルス的に行われるように制御
し、これにより被検体からエコー信号を発生するように
制御するシーケンスを持つシーケンサと、上記エコー信
号を受信する受信系と、該受信系で得たエコー信号の信
号処理を行って被検体の構造を示す画像を再構成する信
号処理手段と、この処理結果を表示する表示手段と、を
備えた磁気共鳴イメージング装置において、上記シーケ
ンスは、上記被検体内の血流の存在する部位の内、血液
の流れ方向によって指定した血管系の撮像領域の上流の
予備励起領域を第１励起高周波パルスで選択励起し、上
記撮像領域にこの励起した血流が移動してきた時に該血
流を再び励起可能なように、上記撮像領域を第２励起高
周波パルスで選択励起し、両者の励起を受けた血管内血
流のエコー信号を発生可能にせしめた構成とする磁気共
鳴イメージング装置。
（２）上記シーケンスは第１励起高周波パルスと第２高
周波パルスは、それぞれの対応領域を選択励起可能な相
異なる第１、第２のスライシング周波数に設定してなる
請求項１の磁気共鳴イメージング装置。
（３）上記各スライシング周波数には、スライス選択幅
を決定する周波数帯域幅を含んでなる請求項１の磁気共
鳴イメージング装置。
（４）上記シーケンスは、選択励起時のスライシング周
波数及び周波数帯域幅が第１励起高周波パルスと第２励
起高周波パルスで互いに独立に設定されるように構成さ
れたことを特徴とする、請求項３記載の励起共鳴イメー
ジング装置。
（５）上記シーケンスは、第１励起高周波パルスのスラ
イシング周波数帯域と第２励起高周波パルスのスライシ
ング周波数帯域が一切重ならないように構成されたこと
を特徴とする、請求項４記載の磁気共鳴イメージング装
置。
（６）上記シーケンスは、上記第２励起高周波パルスに
よる選択励起及びエコー信号計測に続いて、第２励起高
周波パルスと同一のスライシング周波数帯域を有する第
３以降１個以上の励起パルスによる選択励起と、第２以
降１個以上のエコー信号計測とを行なうように構成され
たことを特徴とする、請求項４記載の磁気共鳴イメージ
ング装置。
（７）上記シーケンスは、上記第２励起高周波パルスに
よる選択励起及びエコー信号計測に続いて、傾斜磁場の
反転により、第２以降１個以上のエコー信号計測を行な
うように構成されたことを特徴とする、請求項４記載の
磁気共鳴イメージング装置。
（８）被検体に静磁場を与えて被検体内の原子核スピン
に才差運動を発生させる静磁場発生手段と、上記静磁場
にその強度が空間的に変化する傾斜磁場を重畳して上記
才差運動の回転周波数に空間的変化を与える傾斜磁場発
生手段と、上記才差運動している原子核スピンを高エネ
ルギー状態へ励起するための高周波数磁場を発生する高
周波磁場発生手段と、上記傾斜磁場及び高周波磁場の被
検体への印加がパルス的に行われるように制御して上記
高周波磁場により励起された原子核スピンが低エネルギ
ー状態へ戻るときにエコー信号を発生するように制御す
るシーケンサと、上記エコー信号を受信し信号処理を行
って被検体の構造を示す画像を構成する信号処理手段と
を備えた磁気共鳴イメージング装置において、上記シー
ケンサは、第１タイミングにおいて、被検体内の撮像対
象領域へ移動して流入する原子核の上流部に設けた予備
励起領域内で上記移動原子核が励起されるような第１周
波数をもつ高周波磁場パルスと上記傾斜磁場パルスとが
被検体に印加され、その後の第２タイミングにおいて、
上記予備励起領域で励起された原子核が上記撮像対象領
域へ移動してきたときに該原子核を再び励起するような
第２周波数を持つ高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルス
が被検体に印加され、さらに上記第１タイミングと第２
タイミングの間の時間だけ上記第２タイミングより経過
した第３タイミングにおいて上記第１及び第２タイミン
グに励起された原子核が同一方向に揃ってエコー信号を
発生するような傾斜磁場パルスが上記第１及び第２タイ
ミングの間と上記第３タイミングとに被検体に印加され
るように上記傾斜磁場発生手段及び高周波磁場発生手段
を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
。
（９）前記シーケンスは、前記第３のタイミングに発生
したエコー信号を第１エコー信号とし、該信号発生後に
、再びエコー信号が発生するような前記第２周波数をも
つ高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスが被検体に１回
または複数回印加されるように前記高周波磁場発生手段
及び傾斜磁場発生手段を制御して第２及び第３以後のエ
コー信号を発生させ、前記信号処理手段は、上記第１エ
コー信号、第２エコー信号及び第３以後のエコー信号ご
とに画像を生成し、該生成した各画像を重畳して被検体
の１つのスライス面での断層像を得るように構成するこ
とを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装
置。
（１０）前記シーケンスは、前記第３のタイミングに発
生したエコー信号を第１エコー信号とし、該信号発生後
に、再びエコー信号が発生すべく被検体に１回または複
数回印加されるように前記傾斜磁場発生手段を制御して
第２及び第３以後のエコー信号を発生させ、前記信号処
理手段は、上記第１エコー信号、第２エコー信号及び第
３以後のエコー信号ごとに画像を生成し、該生成した各
画像を重畳して被検体の１つのスライス面での断層像を
得るように構成することを特徴とする請求項８記載の磁
気共鳴イメージング装置。
（１１）スライス面毎に第１、第２周波数をずらし、各
スライス面に与えられた第１、第２周波数に従って上記
シーケンスを動作させて、スライス面毎にエコー信号を
得、該エコー信号を配列して３次元撮像画像を得るよう
にした請求項２〜１０のいずれか１つの磁気共鳴イメー
ジング装置。