JPH05253209A - 磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング方法Info
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- JPH05253209A JPH05253209A JP4054801A JP5480192A JPH05253209A JP H05253209 A JPH05253209 A JP H05253209A JP 4054801 A JP4054801 A JP 4054801A JP 5480192 A JP5480192 A JP 5480192A JP H05253209 A JPH05253209 A JP H05253209A
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- signal
- image
- frequency pulse
- high frequency
- resonance imaging
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Abstract
(57)【要約】
【目的】従来問題となっていた撮影時間が長いこと、２
つの撮影手法を必要としていたことなどに対し、１度の
撮影で同時にしかも高速に描画することを目的とする。 【構成】撮影対象領域内の緩和時間に対し極端に短い繰
り返し時間で励起のための高周波パルスを印加し、領域
内のスピンに定常歳差状態を起こさせ、その時に生じる
高周波パルス直後のＦＩＤ信号（２０１）と高周波パル
ス直前のTime−reversedFID信号(２０２）を同時に計測
する。この場合、ＦＩＤ信号計測には、流体部の位相回
りを補正する傾斜磁場印加パターンを用い、血流を高信
号領域として描出し、Time−reversed FID信号は脳表面
に存在する脳脊髄液を強調し高信号領域として描出す
る。
つの撮影手法を必要としていたことなどに対し、１度の
撮影で同時にしかも高速に描画することを目的とする。 【構成】撮影対象領域内の緩和時間に対し極端に短い繰
り返し時間で励起のための高周波パルスを印加し、領域
内のスピンに定常歳差状態を起こさせ、その時に生じる
高周波パルス直後のＦＩＤ信号（２０１）と高周波パル
ス直前のTime−reversedFID信号(２０２）を同時に計測
する。この場合、ＦＩＤ信号計測には、流体部の位相回
りを補正する傾斜磁場印加パターンを用い、血流を高信
号領域として描出し、Time−reversed FID信号は脳表面
に存在する脳脊髄液を強調し高信号領域として描出す
る。
Description
【０００１】
【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(以下「ＭＲＩ」と言う)に係り、特
に血流と脳表面構造を同時に映像化する際のイメージン
グ方法に関する。
した断層像撮影装置(以下「ＭＲＩ」と言う)に係り、特
に血流と脳表面構造を同時に映像化する際のイメージン
グ方法に関する。
【０００２】
１） アイ・イー・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１４０頁から第１５１頁、１９８８(IEEE,Trans.
on Medical Imaging, MI−５， No.３， １４０−１
５１,１９８６) ２） マグネティック・レゾナンス・イン・メディスン
７，第３５頁から第４２頁、１９８８(Magnetic Reso
nance in Medicine ７, ３５−４２ １９８８) ３） 日本磁気共鳴医学会雑誌、Vol.９, No.３, ２１
５−２２４, １９８９従来、磁気共鳴イメージングにお
ける血流の映像化を行なう方法は、文献(１)に詳しく論
じられている。その血流部の選択原理は、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、画像間減算を行なう。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出ない。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れる。こ
の手法は、サブトラクション法と呼ばれる。
ン・メディカルイメージング、エム・アイ−５、第３
号、第１４０頁から第１５１頁、１９８８(IEEE,Trans.
on Medical Imaging, MI−５， No.３， １４０−１
５１,１９８６) ２） マグネティック・レゾナンス・イン・メディスン
７，第３５頁から第４２頁、１９８８(Magnetic Reso
nance in Medicine ７, ３５−４２ １９８８) ３） 日本磁気共鳴医学会雑誌、Vol.９, No.３, ２１
５−２２４, １９８９従来、磁気共鳴イメージングにお
ける血流の映像化を行なう方法は、文献(１)に詳しく論
じられている。その血流部の選択原理は、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、画像間減算を行なう。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出ない。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れる。こ
の手法は、サブトラクション法と呼ばれる。
【０００３】次に、脳表面構造を描画する方法は、文献
（３）に論じられている。文献(３)の方法は、Long TR
−Long TEのスピンエコー法を使用し、脳表に存在する
脳脊髄液を強度に強調する方法である。これにより、脳
溝，脳裂の深度に合せ、脳脊髄液が強調されるため脳脊
髄液が天然の造影剤のごとく利用でき、脳の表面構造が
描出できる。
（３）に論じられている。文献(３)の方法は、Long TR
−Long TEのスピンエコー法を使用し、脳表に存在する
脳脊髄液を強度に強調する方法である。これにより、脳
溝，脳裂の深度に合せ、脳脊髄液が強調されるため脳脊
髄液が天然の造影剤のごとく利用でき、脳の表面構造が
描出できる。
【０００４】次に、定常歳差状態に生じる信号を映像化
する方法は、文献(２)に論じられている。撮影対象の緩
和時間に対し、極端に短い繰り返し時間で高周波パルス
を照射すると撮影領域に定常歳差状態(ＳＳＦＰ：Stead
y−State Free Precession）が起こり、高周波パルスの
直後にフリーインダクションディケイ（ＦＩＤ：FreeIn
duction Decay)信号を、高周波パルスの直前にタイム・
リバースド・フリーインダクションディケイ（Time−re
versed FID）信号が生じる。この時のTime−reversed F
ID信号は、前前段の高周波パルスと前段の高周波パルス
により生じるエコー信号と同様の性質を持つため強く横
緩和を受ける。また、この信号は、２倍の繰り返し時間
をエコー信号とする。
する方法は、文献(２)に論じられている。撮影対象の緩
和時間に対し、極端に短い繰り返し時間で高周波パルス
を照射すると撮影領域に定常歳差状態(ＳＳＦＰ：Stead
y−State Free Precession）が起こり、高周波パルスの
直後にフリーインダクションディケイ（ＦＩＤ：FreeIn
duction Decay)信号を、高周波パルスの直前にタイム・
リバースド・フリーインダクションディケイ（Time−re
versed FID）信号が生じる。この時のTime−reversed F
ID信号は、前前段の高周波パルスと前段の高周波パルス
により生じるエコー信号と同様の性質を持つため強く横
緩和を受ける。また、この信号は、２倍の繰り返し時間
をエコー信号とする。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術では、血
流を描出する場合、ＦＩＤ信号または、スピンエコー信
号を使用し、脳表面構造を描画する場合は、Long TR−L
ong TEのスピンエコー法を使用し、別々の撮影手法で画
像化していた。
流を描出する場合、ＦＩＤ信号または、スピンエコー信
号を使用し、脳表面構造を描画する場合は、Long TR−L
ong TEのスピンエコー法を使用し、別々の撮影手法で画
像化していた。
【０００６】そのため、血流画像と脳表面構造の画像を
得るには少なくとも２回の撮影が必要であり、撮影時間
がかかり、被検者への負担が大きくなる。また、モーシ
ョンアーチファクト等の増加により、血流と表面構造の
位置関係が正確に描出されないという問題があった。
得るには少なくとも２回の撮影が必要であり、撮影時間
がかかり、被検者への負担が大きくなる。また、モーシ
ョンアーチファクト等の増加により、血流と表面構造の
位置関係が正確に描出されないという問題があった。
【０００７】本発明の目的は、ＳＳＦＰ状態に生じる信
号を利用し、従来と同様ＦＩＤ信号を計測し血流を高信
号領域に描画した画像を得ると同時に、Time−ｒｅｖｅ
ｒｓｅｄ ＦＩＤ信号を計測し脳表面に存在する脳脊髄
液を強調した強度の横緩和時間強調画像から脳表面構造
画像を得、それらの画像を比較または合成することで血
流と脳表面構造の位置関係を描画することにある。
号を利用し、従来と同様ＦＩＤ信号を計測し血流を高信
号領域に描画した画像を得ると同時に、Time−ｒｅｖｅ
ｒｓｅｄ ＦＩＤ信号を計測し脳表面に存在する脳脊髄
液を強調した強度の横緩和時間強調画像から脳表面構造
画像を得、それらの画像を比較または合成することで血
流と脳表面構造の位置関係を描画することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、撮影対象領域内の緩和時間に対し極端に短い繰り返
し時間で高周波パルスを印加し定常歳差状態を起こし、
その時のＦＩＤ信号とＴｉｍｅ−reversed FID信号を同
時に計測し、さらに、ＦＩＤ信号から血流を高輝度に描
出した血流画像を得、Time−reversed FID信号から脳表
に存在する脳脊髄液を強調した脳表面構造画像を得る。
さらに、画像作成には、最大値投影法，重み付け加算
法、及び画像間演算を行なうようにしたものである。
に、撮影対象領域内の緩和時間に対し極端に短い繰り返
し時間で高周波パルスを印加し定常歳差状態を起こし、
その時のＦＩＤ信号とＴｉｍｅ−reversed FID信号を同
時に計測し、さらに、ＦＩＤ信号から血流を高輝度に描
出した血流画像を得、Time−reversed FID信号から脳表
に存在する脳脊髄液を強調した脳表面構造画像を得る。
さらに、画像作成には、最大値投影法，重み付け加算
法、及び画像間演算を行なうようにしたものである。
【０００９】
【作用】撮影対象領域内の緩和時間に対し極端に短い繰
り返し時間で励起のための高周波パルスを印加し、領域
内のスピンに定常歳差状態を起こさせ、その時に生じる
高周波パルス直後のＦＩＤ信号と高周波パルス直前のTi
me−reversed FID信号を同時に計測する。この場合、Ｆ
ＩＤ信号計測には、流体部の位相回りを補正する傾斜磁
場印加パターンを使用する。それぞれの信号から、血流
を高信号領域として描画した血流画像と脳表に存在する
脳脊髄液を強調し描画した脳表面構造画像の２つ画像が
同時に得られる。また、これらの画像間演算により血流
と脳表面構造の位置関係を明瞭に把握することができ
る。さらに、撮影時間に関しては、定常歳差状態を利用
した高速撮影法を使うため非常に短い。
り返し時間で励起のための高周波パルスを印加し、領域
内のスピンに定常歳差状態を起こさせ、その時に生じる
高周波パルス直後のＦＩＤ信号と高周波パルス直前のTi
me−reversed FID信号を同時に計測する。この場合、Ｆ
ＩＤ信号計測には、流体部の位相回りを補正する傾斜磁
場印加パターンを使用する。それぞれの信号から、血流
を高信号領域として描画した血流画像と脳表に存在する
脳脊髄液を強調し描画した脳表面構造画像の２つ画像が
同時に得られる。また、これらの画像間演算により血流
と脳表面構造の位置関係を明瞭に把握することができ
る。さらに、撮影時間に関しては、定常歳差状態を利用
した高速撮影法を使うため非常に短い。
【００１０】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面にて詳細に説明
する。
する。
【００１１】図１に本発明の一実施例であるＭＲＩ装置
の構成概要を示すブロック図を示す。図において１０１
は、均一な静磁場を発生させる磁石、１０２は、被検体
内で核磁気共鳴を生じさせるための高周波磁場を発生さ
せる励起システム、１０３は、被検体から発生する信号
を受信し検波した後、Ａ／Ｄ変換する受信システム、１
０４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システム、
１０５は、計測システム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なう画像処理システム、１０６
は、上記構成における各システムの動作タイミングをコ
ントロールするシーケンス制御システム、１０７は、高
周波の送受信に使用するプローブ、１０８は、オペレー
ションを行なう操作卓である。
の構成概要を示すブロック図を示す。図において１０１
は、均一な静磁場を発生させる磁石、１０２は、被検体
内で核磁気共鳴を生じさせるための高周波磁場を発生さ
せる励起システム、１０３は、被検体から発生する信号
を受信し検波した後、Ａ／Ｄ変換する受信システム、１
０４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システム、
１０５は、計測システム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なう画像処理システム、１０６
は、上記構成における各システムの動作タイミングをコ
ントロールするシーケンス制御システム、１０７は、高
周波の送受信に使用するプローブ、１０８は、オペレー
ションを行なう操作卓である。
【００１２】図２に、定常歳差状態（ＳＳＦＰ）に生じ
る信号を示す。２０１が、高周波パルス直後の生じるＦ
ＩＤ信号であり、２０２が、高周波パルス直前に生じる
Time−reversed FID信号である。
る信号を示す。２０１が、高周波パルス直後の生じるＦ
ＩＤ信号であり、２０２が、高周波パルス直前に生じる
Time−reversed FID信号である。
【００１３】図３，図４に、本発明の原理にもなってい
る傾斜磁場の印加パターンを示す。図３が、流体部に位
相回り引き起こす位相感応傾斜磁場印加パターンであ
り、フローエンコードパルスと呼ばれる。３０１と３０
２は、印加時間が等しく、出力値が反対の傾斜磁場であ
る。流体部の速度をＶとすると図３に示す傾斜磁場を印
加された流体部の位相回りθは次の式で表される。
る傾斜磁場の印加パターンを示す。図３が、流体部に位
相回り引き起こす位相感応傾斜磁場印加パターンであ
り、フローエンコードパルスと呼ばれる。３０１と３０
２は、印加時間が等しく、出力値が反対の傾斜磁場であ
る。流体部の速度をＶとすると図３に示す傾斜磁場を印
加された流体部の位相回りθは次の式で表される。
【００１４】
【数１】
【００１５】γ： 磁気回転比 Ｘ(t)＝Ｘ0＋Ｖｔ 図４は、流体部の位相回りを補正する位相不感傾斜磁場
印加パターンである。図３のフローエンコードパルスを
逆転させ２つ続けた形をとっている。この傾斜磁場を印
加された流体部の位相回りは零になる。
印加パターンである。図３のフローエンコードパルスを
逆転させ２つ続けた形をとっている。この傾斜磁場を印
加された流体部の位相回りは零になる。
【００１６】
【数２】
【００１７】本発明を実施する傾斜磁場パルスシーケン
スの一実施例を図５，図６，図７に示す。
スの一実施例を図５，図６，図７に示す。
【００１８】図５が、ＳＳＦＰ状態の２つの信号(高周
波パルスの直後，直前に生じる信号)を同時にサンプリ
ングし、高周波パルス直後の信号から血流を高信号領域
として描画し、高周波パルス直前の信号から脳表に存在
する脳脊髄液を強調し脳表面構造を描画する２次元パル
スシーケンスである。
波パルスの直後，直前に生じる信号)を同時にサンプリ
ングし、高周波パルス直後の信号から血流を高信号領域
として描画し、高周波パルス直前の信号から脳表に存在
する脳脊髄液を強調し脳表面構造を描画する２次元パル
スシーケンスである。
【００１９】映像化する対象領域を５０２でスライス選
択し、５０１の任意角度の高周波パルスで励起する。こ
の時、撮影領域の緩和時間に対し、極端に短い繰り返し
時間（ＴＲ）で励起し、高周波パルス直後に生じる信号
を５０８，５０９，５１０の傾斜磁場によりエコー信号
として集め、５１２でＡ／Ｄサンプリングする。さら
に、高周波パルス直前に生じる信号を５１０，５１１の
傾斜磁場によりエコー信号として集め、５１３でサンプ
リングする。この過程を５０６，５０７の同一の位相エ
ンコードプロジェクション内に計測する。５０３，５０
４，５０５は、５０２でスライス方向に乱された位相を
戻すためのものであるが、５０２，503，５０４で流体
部の位相回りを零にする位相不感傾斜磁場印加パターン
を形成している。５０５，５０２で流体部に位相回りを
起こさせる位相感応傾斜磁場印加パターンを形成してい
るが、これは、５０２，５０３，５０４同様、位相不感
傾斜磁場印加パターンとしても良い。５０７は、５０６
による位相回りをＡ／Ｄサンプリング後、元に戻すよう
に５０６と絶対値が等しく符号が逆の量として印加す
る。５０８，５０９，５１０，５１１は、信号に周波数
エンコードをし、エコー信号として集めるために印加す
るものであるが、５０８，５０９，５１０で位相不感傾
斜磁場印加パターンを形成している。５１０，５１１で
位相感応傾斜磁場印加パターンを形成しているが、これ
は、５０８，５０９，５１０同様、位相不感傾斜磁場印
加パターンとしても良い。撮影対象を頭部特に頭頂部付
近として、５０６と５０７の位相エンコードプロジェク
ションを変えながら信号を計測し、像再構成すると５１
２でサンプリングした信号からは、血流を高信号領域と
して描画した画像が、５１３でサンプリングした信号か
らは、脳表に存在する脳脊髄液を強調し脳表面構造を描
画した画像が同時に得られる。
択し、５０１の任意角度の高周波パルスで励起する。こ
の時、撮影領域の緩和時間に対し、極端に短い繰り返し
時間（ＴＲ）で励起し、高周波パルス直後に生じる信号
を５０８，５０９，５１０の傾斜磁場によりエコー信号
として集め、５１２でＡ／Ｄサンプリングする。さら
に、高周波パルス直前に生じる信号を５１０，５１１の
傾斜磁場によりエコー信号として集め、５１３でサンプ
リングする。この過程を５０６，５０７の同一の位相エ
ンコードプロジェクション内に計測する。５０３，５０
４，５０５は、５０２でスライス方向に乱された位相を
戻すためのものであるが、５０２，503，５０４で流体
部の位相回りを零にする位相不感傾斜磁場印加パターン
を形成している。５０５，５０２で流体部に位相回りを
起こさせる位相感応傾斜磁場印加パターンを形成してい
るが、これは、５０２，５０３，５０４同様、位相不感
傾斜磁場印加パターンとしても良い。５０７は、５０６
による位相回りをＡ／Ｄサンプリング後、元に戻すよう
に５０６と絶対値が等しく符号が逆の量として印加す
る。５０８，５０９，５１０，５１１は、信号に周波数
エンコードをし、エコー信号として集めるために印加す
るものであるが、５０８，５０９，５１０で位相不感傾
斜磁場印加パターンを形成している。５１０，５１１で
位相感応傾斜磁場印加パターンを形成しているが、これ
は、５０８，５０９，５１０同様、位相不感傾斜磁場印
加パターンとしても良い。撮影対象を頭部特に頭頂部付
近として、５０６と５０７の位相エンコードプロジェク
ションを変えながら信号を計測し、像再構成すると５１
２でサンプリングした信号からは、血流を高信号領域と
して描画した画像が、５１３でサンプリングした信号か
らは、脳表に存在する脳脊髄液を強調し脳表面構造を描
画した画像が同時に得られる。
【００２０】図６は、３次元計測のシーケンスである。
６０１，６０２は、スライス方向の位相エンコード用傾
斜磁場である。６０１と６０２の関係は、５０６と５０
７と同様、位相回りをＡ／Ｄサンプリング後、元に戻す
ように絶対値が等しく符号が逆の量として印加する。
６０１，６０２は、スライス方向の位相エンコード用傾
斜磁場である。６０１と６０２の関係は、５０６と５０
７と同様、位相回りをＡ／Ｄサンプリング後、元に戻す
ように絶対値が等しく符号が逆の量として印加する。
【００２１】図７は、エコー信号を非対称に計測する場
合のシーケンスである。通常エコー信号は、Ａ／Ｄサン
プリング区間の中央にピークが来るように対称に計測す
るが、高周波パルス直後のＦＩＤ信号に対しては血流の
位相回りを極力小さくし、より高信号に、直後のTime−
reversed FID信号に対しては信号の横緩和時間の強調度
合を強めるためエコー信号をＡ／Ｄサンプリング区間の
中央よりそれぞれ前方と後方にずらして非対称に計測す
る。そのため、７０１，７０２，７０３は、位相不感傾
斜磁場印加パターンを形成しているが、印加量が、５０
８，５０９に比べ少ないため、エコー信号は、７０５の
Ａ／Ｄサンプリング区間の中央より前方にそのピークが
発生させる。７０３，７０４も印加量が５１１に比べ少
ないため、エコー信号は、７０６のＡ／Ｄサンプリング
区間の中央より後方にそのピークを発生させる。
合のシーケンスである。通常エコー信号は、Ａ／Ｄサン
プリング区間の中央にピークが来るように対称に計測す
るが、高周波パルス直後のＦＩＤ信号に対しては血流の
位相回りを極力小さくし、より高信号に、直後のTime−
reversed FID信号に対しては信号の横緩和時間の強調度
合を強めるためエコー信号をＡ／Ｄサンプリング区間の
中央よりそれぞれ前方と後方にずらして非対称に計測す
る。そのため、７０１，７０２，７０３は、位相不感傾
斜磁場印加パターンを形成しているが、印加量が、５０
８，５０９に比べ少ないため、エコー信号は、７０５の
Ａ／Ｄサンプリング区間の中央より前方にそのピークが
発生させる。７０３，７０４も印加量が５１１に比べ少
ないため、エコー信号は、７０６のＡ／Ｄサンプリング
区間の中央より後方にそのピークを発生させる。
【００２２】図８は、３次元画像データから投影画像を
得るための画像処理方法である。３次元の画像データを
８０１〜８０５とする。８０６は、８０１〜８０５の画
像データから投影し作成した２次元画像である。８０１
〜８０５の同一位置にある画素をＳ1〜Ｓnとすると、こ
れらを使い８０６上の画素Ｓを得る場合、Ｓ1〜Ｓnの
内、最大値をＳの値とする（最大値投影法）。
得るための画像処理方法である。３次元の画像データを
８０１〜８０５とする。８０６は、８０１〜８０５の画
像データから投影し作成した２次元画像である。８０１
〜８０５の同一位置にある画素をＳ1〜Ｓnとすると、こ
れらを使い８０６上の画素Ｓを得る場合、Ｓ1〜Ｓnの
内、最大値をＳの値とする（最大値投影法）。
【００２３】
【数３】
【００２４】また、Ｓ1〜Ｓnの値に任意の重み付けをし
て加算した値をＳとすることもできる（重み付け加算
法）。
て加算した値をＳとすることもできる（重み付け加算
法）。
【００２５】
【数４】
【００２６】図９は、血流画像と脳表面画像の合成法で
ある。９０１は血流画像、９０２は脳表面画像である。
９０１，９０２を重み付け加算、または別々の色に着色
し加算した画像が９０３である。９０３より脳表面の構
造と血流との位置関係が明瞭になる。
ある。９０１は血流画像、９０２は脳表面画像である。
９０１，９０２を重み付け加算、または別々の色に着色
し加算した画像が９０３である。９０３より脳表面の構
造と血流との位置関係が明瞭になる。
【００２７】
【発明の効果】本発明は、以上説明してきたように構成
されているので以下に記載されるような効果を奏する。
定常歳差状態に生じるＦＩＤ信号とTime−reversed FID
信号をそれぞれ計測することで、血流を高信号領域とし
て描画する画像と脳表の脳脊髄液を強調し脳表面構造を
描画する画像を同時に、しかも高速に得ることができ
る。さらに、得られた画像に対し、画像間演算を行ない
合成することで血流と脳表面構造の位置関係を正確に把
握することができる。
されているので以下に記載されるような効果を奏する。
定常歳差状態に生じるＦＩＤ信号とTime−reversed FID
信号をそれぞれ計測することで、血流を高信号領域とし
て描画する画像と脳表の脳脊髄液を強調し脳表面構造を
描画する画像を同時に、しかも高速に得ることができ
る。さらに、得られた画像に対し、画像間演算を行ない
合成することで血流と脳表面構造の位置関係を正確に把
握することができる。
【図１】本発明のイメージング方法が適用される磁気共
鳴イメージング装置（ＭＲＩ）の構成を示すブロックダ
イヤグラムを示す図である。
鳴イメージング装置（ＭＲＩ）の構成を示すブロックダ
イヤグラムを示す図である。
【図２】撮影領域の緩和時間に対し極端に短い繰り返し
時間で高周波パルスを印加した場合に起こる定常歳差状
態（ＳＳＦＰ）により生じる信号を示す図である。
時間で高周波パルスを印加した場合に起こる定常歳差状
態（ＳＳＦＰ）により生じる信号を示す図である。
【図３】流体部に位相回りを起こす位相感応傾斜磁場パ
ターン（フローエンコードパルス）を示す図である。
ターン（フローエンコードパルス）を示す図である。
【図４】流体部の位相回りを補正する位相不感傾斜磁場
パターンを示す図である。
パターンを示す図である。
【図５】本発明の磁気共鳴イメージング方法の一実施例
のパルスシーケンスを示す図である。
のパルスシーケンスを示す図である。
【図６】本発明の磁気共鳴イメージング方法のもう一つ
の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
【図７】本発明の磁気共鳴イメージング方法のもう一つ
の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
【図８】本発明の磁気共鳴イメージング方法の一実施例
である投影画像を得るための画像処理方法を示す図であ
る。
である投影画像を得るための画像処理方法を示す図であ
る。
【図９】本発明の磁気共鳴イメージング方法の一実施例
である血流画像と脳表面画像の合成法を示す図である。
である血流画像と脳表面画像の合成法を示す図である。
１０１…磁石、１０２…励起システム、１０３…受信シ
ステム、１０４…傾斜磁場発生システム、１０５…画像
処理システム、１０６…シーケンス制御システム、１０
７…プローブ、１０８…操作卓、２０１…ＦＩＤ信号、
２０２…Time−reversed FID信号。
ステム、１０４…傾斜磁場発生システム、１０５…画像
処理システム、１０６…シーケンス制御システム、１０
７…プローブ、１０８…操作卓、２０１…ＦＩＤ信号、
２０２…Time−reversed FID信号。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ
Claims (9)
- 【請求項１】体内の特定部位のスピンを励起させる手段
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
ド傾斜磁場を印加する手段と、傾斜磁場を印加しながら
エコー信号を計測する手段と、前記励起からエコー信号
計測までの手順を位相エンコード傾斜磁場を変化させな
がら繰り返し行ない、２次元（３次元）のエコー信号を
計測する手段と前記２次元（３次元）エコー信号を用い
て画像を再生する手段を持つ磁気共鳴イメージング装置
において、撮影対象領域の緩和時間に対し、極端に短い
繰り返し時間（ＴＲ）で励起のための任意角度の高周波
パルスを印加し、領域内のスピンに定常歳差運動(Stead
y−State Free Precession）を起こさせ、その時生じる
高周波パルス直前及び直後の信号を同時に計測し、直後
の信号から頭部の血流を描画し、直前の信号から脳表面
を描画すること、また、その二つ画像から合成画像を作
成することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項２】請求項１において、高周波パルス直後の信
号に対しては血流の位相回りを取り除くように傾斜磁場
を印加し血流を高信号領域として描画し、高周波パルス
直前の信号に対しては傾斜磁場の印加パターンを特に規
定しないが、横緩和時間の長い成分、特に、脳表面に存
在する脳脊髄液を強調し、高信号領域として描画するこ
とを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項３】請求項１において、高周波パルス直後及び
直前の信号を計測する場合、エコー信号を非対称にサン
プリングするように傾斜磁場を印加し、高周波パルス直
後の信号に対しては、流体部の位相回りを極力小さく
し、より高信号に、直前の信号に対しては、信号の横緩
和時間の強調度合いを強めることを特徴とする磁気共鳴
イメージング方法。 - 【請求項４】請求項１において、３次元計測された画像
データ及び２次元のマルチスライス計測による３次元の
画像データから任意面に投影した２次元画像を作成する
場合、元の３次元の画像データの複数の画素の内、高周
波パルス直後の信号に対する画像データに関しては、最
大値のものを投影画素として投影画像を作成し（最大値
投影法）、血流を高信号領域として描画、さらに高周波
パルス直前の信号に対する画像データに関しても同様の
方法で、最大値のものを投影画素として投影画像を作成
し、横緩和時間の長い部分、特に、脳表面に存在する脳
脊髄液を高信号領域とし、脳表面構造を描画することを
特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項５】請求項１において、高周波パルス直後の信
号から作成した画像と高周波パルス直前の信号から作成
した画像との間で重み付け加算処理を行ない、脳表面構
造を描画した画像の上に血流画像を重ね、脳表面構造と
血流との位置関係を明瞭にすることを特徴とする磁気共
鳴イメージング方法。 - 【請求項６】請求項１において、高周波パルス直後の信
号から作成した画像と高周波パルス直前の信号から作成
した画像との間でそれぞれの画像を別々の色で着色し加
算することで、脳表面構造と血流との位置関係を明瞭に
することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項７】請求項４において、高周波パルス直前の信
号から脳表面に存在する脳脊髄液を高信号領域として描
画する場合、３次元計測された画像データ及び２次元の
マルチスライス計測による３次元の画像データに対し、
重み付け加算処理を施し、２次元の脳表面構造画像を作
成することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項８】請求項４において、高周波パルス直前の信
号から、脳表面構造を描画した画像を作成する場合、脳
表面の脳脊髄液を高輝度に描出した画像に白黒反転処理
を施し、表面構造の描出能を高めることを特徴とする磁
気共鳴イメージング方法。 - 【請求項９】請求項１において、撮影対象のスライス面
に対し、その上面または下面の特定の領域を撮影以前に
あらかじめ高周波パルスにより励起させておき、スライ
ス面に流入して来る血流を選択的に描出することを特徴
とする磁気共鳴イメージング方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4054801A JPH05253209A (ja) | 1992-03-13 | 1992-03-13 | 磁気共鳴イメージング方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4054801A JPH05253209A (ja) | 1992-03-13 | 1992-03-13 | 磁気共鳴イメージング方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05253209A true JPH05253209A (ja) | 1993-10-05 |
Family
ID=12980853
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4054801A Pending JPH05253209A (ja) | 1992-03-13 | 1992-03-13 | 磁気共鳴イメージング方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05253209A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH10137211A (ja) * | 1996-11-14 | 1998-05-26 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| JP2006075596A (ja) * | 2004-09-06 | 2006-03-23 | Zang Hee Cho | Ｐｅｔ−ｍｒｉハイブリッドシステム |
| JP2014054565A (ja) * | 2009-09-30 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、表示処理システム |
| KR101650891B1 (ko) * | 2015-07-09 | 2016-08-24 | 성균관대학교산학협력단 | 자기 공명 전기 임피던스 영상기술을 이용한 자기 공명 영상시스템 및 전도율 분포 영상 생성방법 |
-
1992
- 1992-03-13 JP JP4054801A patent/JPH05253209A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH10137211A (ja) * | 1996-11-14 | 1998-05-26 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| JP2006075596A (ja) * | 2004-09-06 | 2006-03-23 | Zang Hee Cho | Ｐｅｔ−ｍｒｉハイブリッドシステム |
| JP2014054565A (ja) * | 2009-09-30 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、表示処理システム |
| KR101650891B1 (ko) * | 2015-07-09 | 2016-08-24 | 성균관대학교산학협력단 | 자기 공명 전기 임피던스 영상기술을 이용한 자기 공명 영상시스템 및 전도율 분포 영상 생성방법 |
| WO2017007282A1 (ko) * | 2015-07-09 | 2017-01-12 | 성균관대학교산학협력단 | 자기 공명 전기 임피던스 영상기술을 이용한 자기 공명 영상시스템 및 전도율 분포 영상 생성방법 |
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