JPH07327956A - 磁気共鳴イメージング装置における血流描画方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 血流描画手段を有するＭＲＩ装置において、
撮像領域内の広範な部分で均一な輝度の血管像を描出す
る三次元撮像法を提供する。 【構成】 シーケンサは送信系及び磁場勾配発生系を制
御し、三次元血流描画シーケンスに基づく高周波磁場、
傾斜磁場を被検体に加える。被検体からの応答としての
ＮＭＲ信号は受信系でデジタル信号に変換された後、信
号処理系で再構成処理、投影処理を経て二次元投影血管
画像を作成し、ディスプレイに表示する。この際、シー
ケンサは送信する高周波磁場の搬送波周波数を励起スラ
ブの中心値から画像化しようとする血流の流出側にシフ
トさせるとともに、流出側の画像対象領域外をプリサチ
ュレーションすることでスライス方向の折り返しを防い
でいる。 【効果】 撮像領域の端部の信号低下を制御でき、広い
領域で劣化の無い血管像を取得することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下「Ｎ
ＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体の所望部位の
断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置という）に関し、特に血流描画手段を有するＭＲ
Ｉ装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ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
て、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示
するものであり、このため所定のパルスシーケンスで、
関心領域のスピンを励起する高周波パルスと位置情報を
得るための傾斜磁場を繰り返し印加して、関心領域から
ＮＭＲ信号を収集する。画像に必要なＮＭＲ信号を得る
シーケンスとして一般的な手法としてスピンエコー法が
あり、ここではスピン系の励起を９０°パルスを用いて
励起し、信号読み出しのために更に１８０°パルスを用
いるものである。さらに９０°パルスより小さいプリッ
プ角（α゜）のパルスを用い、信号の読み出しにスピン
の勾配反転を利用したグラディエントエコー法等の高速
イメージング方法がある。

【０００３】またＭＲＩ装置によるイメージング法には
二次元及び三次元の計測法があり、その特徴により使い
分けられる。三次元イメージング法は、三次元のデータ
を収集するためステップ数がきわめて多くなるが、高速
イメージングなどと組合せることにより広範囲でかつ高
分解能の情報を得ることができる。三次元イメージング
法にはフーリエ変換法と投影復元法があるが、三次元フ
ーリエ変換法は、位相エンコードのための２つの傾斜磁
場の振幅（強度）を独立に変化させてデータ収集を繰り
返し、三次元マトリックスのデータを得る。即ち、矩形
状のプロファイルで画像化領域をほぼカバーする領域を
励起し、スライス方向にも位相エンコード傾斜磁場を加
え、各スライスを分離し、三次元マトリックスのデータ
を得るものであり、以下に述べる血流描画にも採用され
ている。

【０００４】ＭＲＩ装置における血流描画法としては、
飛行時間法（Time-of-flight法、以下、ＴＯＦ法とい
う）、位相法があり（特願平3-311469号）、位相法には
更に、血流による位相拡散の有無を用いて差分を行なう
Phase-sensitive法（「Cerebral MR Angioimaging（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）、133頁〜142頁）と、血流
による位相拡散の極性を反転し、差分を行なう位相シフ
ト法（Phase-contrast）（"Magnetic resonance angiog
raphy, Dumoulin CL, et al. Radiology 161:717〜720,
1986"）とがある。

【０００５】ＴＯＦ法は、スラブ（スライス）状の関心
領域の血管に、外部から磁化状態が異なるスピンが流入
し、周辺組織の静止スピンとの信号強度差が生じること
を利用して血流分布を画像化する手法であり、この信号
強度差は血流速によって変化し、高速流ほえおスラブ
（スライス）内での多重励起による飽和が起こりにく
く、信号強度が増加する。ＴＯＦ法のうち、血流を高信
号で描出するために利用している流入効果について
は、”Magnetic Resonance Imaging, Second Edition,S
tark DD et al. edited, Mosby-Year Book, Inc., pp29
9〜334,1992"に詳述されている。

【０００６】上述の血流描画手法により血流を描画する
際に、プリサチュレーションを適用することにより、動
静脈を分離描出する方法がある。この方法は、図６
（ｂ）に示すように、被検体内の撮像対象領域Ａに対し
特定の方向から流入する血流スピン６１のみを事前に高
周波パルスにより励起し（Ｂ）、飽和状態とすること
で、その血流スピンを無信号化する方法である。尚、図
６（ａ）はプリサチュレーションを行わない場合を示し
ている。ところで生体内においては図７に示すように多
くの部位で、動脈７１及び静脈７２は互いに逆方向に流
れており、プリサチュレーションを行なう領域Ｂ、Ｂ’
として撮像対象領域Ａに隣接する側のいずれかを選択す
ることで、動静脈７１、７２の選択的描出が可能にな
る。

【０００７】プリサチュレーションパルスを付加した場
合の三次元ＴＯＦ法のパルスシーケンスを図８に示す。
このパルスシーケンスでは、関心領域のスピンを励起す
るためのα゜パルス１０３以降は通常の三次元ＴＯＦパ
ルスシーケンスであるが、このα゜パルス１０３に先立
ち、プリサチュレーション高周波パルス１０１を照射
し、同時にスライス方向の傾斜磁場Ｇｓ２０１を印加す
ることでスライス方向に選択された領域（関心領域に隣
接領域）のみを励起している。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】ところで被検体の選択
された領域のみを均一に励起するためには、図９（ａ）
に示すように周波数空間で選択位置に相当する周波数ｆ
＝ｆ1を中心として帯域幅ＢＷの範囲を矩形状に高周波
磁場で励起することになるが、そのためには時間軸上で
無限長のSinc関数をエンベロープとする高周波磁場が必
要となる。しかしながら、実際上は計測時間の関係か
ら、数周期に切りだしたSinc関数または類似の関数、そ
れらを変形した関数を高周波磁場のエンベロープとして
用いることになるため、これらの高周波磁場パルスでは
完全な矩形で選択励起を行なうことができず、サイドロ
ープを有する台形状となる。

【０００９】既に述べたように三次元の計測において
は、画像化領域をほぼカバーする領域を励起し、スライ
ス方向に位相エンコード傾斜磁場を加え、各スライスを
分離するものであるから、励起プロファイルが台形状と
なり撮像領域全域に亘って均一なフリップ角で励起する
ことができない場合には、スラブの両側に相当するスラ
イスの信号強度が低下する。これに伴い、投影血管像も
血流の流入部、流出部の信号強度が低下し、血管を均一
な輝度で描出することができなかった。更に、図９
（ｂ）に示すように励起領域Ｃが画像化領域Ａに比べ厚
すぎる場合、画像化領域外の生体組織も励起を受け、ス
ライス方向のフーリエ変換後は折り返しとなって反対側
のスライスに重畳してしまう。これに対し、同図（ｃ）
に示すように励起領域Ｃが薄すぎる場合、折り返しは発
生しないが、スラブの端部にあたるスライスがスラブ中
心部に比べ低いフリップ角で励起されることになり、取
得される信号も低いものとなる。

【００１０】実際に三次元血流描画シーケンスで用いら
れる高周波磁場では、折り返しが発生しないように励起
領域Ｃを選択しており、投影像Ｄにおけるスラブ端部の
血管は図９（ｃ）に示すように輝度が低下し、特に末梢
動脈ではもとの信号が太い動脈に比べ小さいので、この
ような輝度の低下があると有効な診断情報を得ることが
できない。

【００１１】本発明はこのような投影血管像のシェーデ
ィングを抑制し、撮像領域内血管、特に動脈系撮像時の
流出部にあたる末梢動脈を均一な輝度で描出することが
可能な血流描画方法を提供することを目的とする。

【００１２】

【課題を解決するため手段】このような目的を達成する
本発明の血流描画方法は、被検体の関心領域内の血流方
向と略平行な方向に傾斜磁場を印加し、同時に高周波パ
ルスを印加することにより前記関心領域を選択励起する
シーケンスを繰り返して、関心領域からのＮＭＲ信号を
収集し、三次元フーリエ変換により血流を描画する血流
描画方法において、関心領域の励起に先立って、該関心
領域に隣接する領域のスピンを予備励起するプリサチュ
レーションパルスを印加するとともに、関心領域を励起
する励起パルスとして、励起領域が隣接領域側にシフト
するような励起パルスを用いものであり、励起領域の励
起強度プロファイルは、矩形であっても、また血流の流
れ方向に沿って増加する傾斜を有していてもよい。

【００１３】また本発明のＭＲＩ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、被検体の生体組織を構成する
原子の原子核にＮＭＲ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ＮＭＲを起こさせるために高周波磁
場を照射する送信系と、ＮＭＲ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、得ら
れた画像を表示する手段とを構え、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ＭＲＩ装置において、シーケンサは、被検体内の血流
を描出する三次元フーリエ変換に基づくパルスシーケン
スを備え、該パルスシーケンスは、高周波パルスによる
励起領域を画像化領域に対して、所望の血流の流出側に
シフトするよう励起周波数を置換すると共に、画像化領
域に隣接する流出側の領域を予備励起し、該隣接領域か
らのエコー信号を抑制するものである。

【００１４】

【作用】励起領域を所望の血流の流出側へシフトするこ
とにより、流出側において励起プロファイルが傾斜する
ことを防止し、関心領域（スラブ）端部の信号低下を抑
制することができる。また、流出側の隣接領域をプリサ
チュレーションパルスによって、事前に励起、飽和させ
ることにより、励起領域のシフトによって画像化領域外
の生体組織からのＮＭＲ信号に起因して折り返し信号が
生じるのを抑制することができる。

【００１５】またこのようなパルスシーケンスを備えた
ＭＲＩ装置では、シーケンサの制御により、まずプリサ
チュレーションパルスを照射し、所望の血流の流出部に
相当する画像化領域外のスピンを飽和させ、続いて搬送
周波数が流出側に△ｆだけシフトした高周波磁場(帯域
幅ＢＷ＋２△ｆ)で励起を行ない、得られるＮＭＲ信号
を収集する。得られた信号は信号処理系で三次元血管デ
ータとして再構成し、この三次元血管データを複数の二
次元画像に投影する。

【００１６】

【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。図３は本発明によるＭＲＩ装置の全体
構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、ＮＭ
Ｒ現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図３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とを備えて成る。

【００１７】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、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の三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル
９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電
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、Ｇ
ｙ、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１に対するスライス面を
設定することができる。

【００１８】シーケンサ７は、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磁
場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、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磁場パルスを
照射するもので、高周波発振器１１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とから成
り、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の命令にしたがって変調器１２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１
３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、電磁波である高周
波パルスが被検体１に照射されるようになっている。本
発明においては、高周波パルスとして、それによる被検
体の励起領域が隣接する領域側にシフトするような励起
パルスを発生することができるように、高周波発振器１
１はシーケンサ７の命令に従い搬送波の周波数をシフト
する機能を備えている。

【００１９】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、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か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。

【００２０】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、ＣＰＵ８でフーリエ変
換、補正係数計算、画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、図３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の磁場空間内に設置されている。

【００２１】ここで本発明においては、シーケンサ７が
血流描出のためのシーケンスを起動し、計測データを信
号処理系６で再構成することにより、三次元の血管デー
タを作成する。この血流描出方法のためのシーケンス
を、図２に示す。このパルスシーケンスは三次元のＴＯ
Ｆ法に基づくパルスシーケンスであり、図９のパルスシ
ーケンスと同様に、高周波パルス１０２以降の、撮影領
域を画像化するためのシーケンスの他に、動静脈の選択
的描出を行なうためのプリサチュレーションパルス１０
１を備えている。

【００２２】ここで、プリサチュレーションパルス１０
１は、図１（ａ）に示すように画像化領域（スラブ）Ａ
に隣接する領域Ｂのスピンを予備励起するためのもの
で、所定の領域を所定のフリップ角で励起することがで
きるパルスであれば良く、ＦＭ波でも振幅変調による高
周波パルスであっても良い。プリサチュレーションパル
スの励起する帯域幅は適宜設定することができるが、画
像化領域を励起しないように、画像化領域と接する側の
周波数の限界を決定する。即ち、画像化領域の中心周波
数がｆ１でその帯域がＢＷであるとき、プリサチュレー
ションパルスの励起する帯域における下限或いは上限の
周波数はｆ1＋ＢＷ／２またはｆ1−ＢＷ／２とする。
尚、図１の例では下限の周波数をｆ1＋ＢＷ／２にして
いるが、画像化しようとする血流が動脈か静脈かにより
プリサチュレーションする領域が異なるのは言うまでも
ない。このようなプリサチュレーションパルスの励起す
る帯域は、プリサチュレーションパルス１０１が高周波
パルスである場合、その搬送波の周波数及びそれと同時
に印加されるスライス方向の傾斜磁場Ｇｓ２０１の傾斜
を適当に選択することにより決められる。

【００２３】また図２のパルスシーケンスにおいて、高
周波パルス１０２は、少なくとも画像化領域を含む領域
を励起し、ＮＭＲ信号を得るためのパルスで、９０°或
いはそれよりフリップ角の小さいα°パルスで、その搬
送波の周波数は撮像スラブ中心に相当する周波数ｆ1に
対し△ｆだけ隣接領域側（末梢血管側）にシフトしてお
り、帯域幅は中心周波数がｆ1のときにおける帯域幅Ｂ
Ｗに対して、ＢＷ＋２△ｆとなる。このような高周波パ
ルスによる励起プロファイルＣと画像化領域Ａとの関係
を図１（ａ）に示す。中心周波数を△ｆシフトすること
により、励起プロファイルＣの帯域がプリサチュレーシ
ョン領域Ｂ（隣接領域）に広がっていることがわかる。

【００２４】高周波パルス１０２以降は撮像領域内を画
像化する部分で、従来の三次元ＴＯＦシーケンスと同一
の構成である。即ち、位相エンコード方向に位相エンコ
ードするための傾斜磁場３０２、スライス方向に位相エ
ンコードするための傾斜磁場Ｇｓ２０５及びエコー信号
を読み出すためのリードアウト（周波数エンコード）傾
斜磁場Ｇｆ４０３を含み、更に流れによる位相誤差を除
去するために極性反転した傾斜磁場２０４、２０４’及
び４０２、４０２’が加えられている。尚、プリサチュ
レーションパルス１０１の直後にくわえられる傾斜磁場
２０２、３０１、４０１は、ディフェイズにより横磁化
を消失させるスポイラー勾配である。また傾斜磁場Ｇｓ
２０１、２０３はそれぞれパルス１０１、１０２による
励起領域を決定するための磁場である。

【００２５】次に図２のパルスシーケンスによる血流描
画について説明する。まずプリサチュレーションパルス
１０１により、対象とする血管を含む撮像領域(スラブ)
Ａに対し、流出側の撮像領域外であって撮像領域に隣接
する生体組織を事前に励起し、この領域Ｂ内のスピンを
飽和させ、同領域Ｂからの信号を抑制する。これによっ
て画像化しようとする血流と反対方向の流れ、例えば静
脈も無信号化できる。続いて傾斜磁場パルス２０３と同
時にα°パルス１０１（中心周波数ｆ1＋△ｆ）を印加
することにより、帯域幅ＢＷ＋２△ｆの領域を励起す
る。引き続きスライスエンコード、位相エンコードの各
傾斜磁場２０５、３０２を印加した後、リードアウトの
傾斜磁場４０３を印加しながらエコー信号５０１を計測
する。プリサチュレーションパルス１０１印加からエコ
ー信号５０１計測までを所定の繰り返し時間ＴＲでスラ
イスエンコード傾斜磁場２０５及び位相エンコード傾斜
磁場３０２をそれぞれ独立して変化させながら、繰り返
すことにより三次元データを得る。

【００２６】得られた三次元データを信号処理系６にお
いてフーリエ変換することで三次元血管データとする。
これら三次元のデータセットは、血流または血管が相対
的に高信号で描出された二次元画像を積み重ねたもので
あり、このままでは血管の走行や形状を把握するのは困
難であるので、Ｘ線血管造影像やＤＳＡ(Digital Subtr
action Angiography)と同様の投影血管像を作成する投
影方法により、任意の二次元投影像に変換される。

【００２７】例えば、図４に示すように、血管の一部分
をそれぞれ部分的に含む連続した多数枚の二次元画像か
ら成る三次元データを、所望の投影方向から投影する。
一般的には、冠状断、矢状断、軸横断の方向に投影する
が、血管の前後関係等奥行き知覚を得るには、ある軸を
中心とした回転、たとえば±４５゜程度角度のついた投
影から、５゜〜１０゜おきに投影像を作成し、それらを
動画像として表示することによって、血管の奥行き情報
を把握可能になる。

【００２８】尚、ある視点から三次元のデータを投影す
る方法としては、光線軸跡法（raytracing）を用いるこ
とができる。特にある光軸上にある信号値の最大のもの
を、血管と見做し、最大値により１枚の投影像を作成す
る最大値投影法(Maximum Intensity Projection) 或い
は、最小値により投影像を作成する最小値投影法（Mini
mum Intensity Projection）は、光線上の画素値を加算
する方法に比べノイズの影響を受けにくいので好適であ
る。

【００２９】このようにして得られる本発明の血管像Ｄ
は、図１（ｂ）に示すようにプリサチュレーション領域
に隣接する画像端部において末梢血管を均一な輝度で描
出することできる。尚、プリサチュレーション領域と反
対側の端部では、励起プロファイルが傾斜しているため
に信号が弱くなるが、一般に反対側は太い血管となるの
で診断には影響がない。

【００３０】また、本実施例においては、画像化のため
の高周波パルスとしてその励起プロファイルがほぼ台形
のものについて説明したが、励起プロファイルとして傾
斜した形状のものを用いることができる。図５（ａ）、
（ｂ）はそのような本発明の他の実施例について簡略化
して示したものである。傾斜した励起プロファイルＣ
は、高周波パルスを最適化された励起パルス波形で振幅
変調することにより、或いは位相変調することにより実
現できる。この実施例でも、励起プロファイルＣを流出
側にシフトさせることにより、画像端部からの信号の低
下を防止している。更にこの実施例では血流方向に沿っ
て増加する傾斜したプロファイルとすることで、スラブ
内の多重の励起による血流の飽和を抑制する効果を付加
することができる。

【００３１】更に以上の実施例では、ＴＯＦ法について
述べたが、本発明は、血流を描出する三次元フーリエ変
換に基づくパルスシーケンスを含むものであれば、位相
法（Phase Sensitive法、Phase Contrast法）について
も適用でき、同様の効果を得ることができる。

【００３２】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、励
起領域を所望の血流の流出側へシフトすることにより、
関心領域（スラブ）端部の信号低下を抑制することがで
き、且つ流出側の隣接領域をプリサチュレーションパル
スによって、事前に励起、飽和させることにより、励起
領域のシフトによって画像化領域外の生体組織からのＮ
ＭＲ信号に起因して折り返し信号が生じるのを抑制する
ことができる。これにより撮像領域内の血管を広い範囲
に亘って均一な信号強度で描出することができる。また
プリサチュレーションする領域を異ならせることによ
り、動脈と静脈を分離して描画できる。

【００３３】さらに関心領域を励起する励起プロファイ
ルとして傾斜したプロファイルのものを用いることによ
り、スラブ内での多重励起による飽和を補正することが
できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による血流描画方法の１実施例を説明す
る図。

【図２】本発明のＭＲＩ装置における三次元ＴＯＦアン
ジオグラフィのパルスシーケンスを模式的に表わしたタ
イミング線図。

【図３】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示
すブロック図。

【図４】血管像投影表示方法の説明図。

【図５】（ａ）及び（ｂ）はそれぞれ本発明の他の実施
例を示す説明図。

【図６】プリサチュレーションによる血流信号の無信号
化の原理を示す模式図。

【図７】プリサチュレーションによる動静脈の選択的描
出の原理を示す模式図。

【図８】従来のプリサチュレーション付加型三次元ＴＯ
Ｆ法のパルスシーケンスを模式的に表わしたタイミング
線図。

【図９】（ａ）〜（ｃ）はそれぞれ従来のＭＲＩ装置に
おける三次元血流描画方法による励起プロファイルＣと
得られる画像Ｄとの関係を示す説明図。

【符号の説明】

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 １０１・・・・・・プリサチュレーションパルス １０２・・・・・・高周波パルス（励起パルス） ５０１・・・・・・ＮＭＲ信号（エコー信号） Ａ・・・・・・画像化領域 Ｂ・・・・・・隣接領域

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体の関心領域内の血流方向と略平行な
   方向に傾斜磁場を印加し、同時に高周波パルスを印加す
   ることにより前記関心領域を選択励起するシーケンスを
   繰り返して、前記関心領域からのＮＭＲ信号を収集し、
   三次元フーリエ変換により血流を描画する血流描画方法
   において、前記関心領域の励起に先立って、該関心領域
   に隣接する領域のスピンを予備励起するプリサチュレー
   ションパルスを印加するとともに、前記関心領域を励起
   する励起パルスとして、前記励起領域が前記隣接領域側
   にシフトするような励起パルスを用いたことを特徴とす
   る磁気共鳴イメージング装置における血流描画方法。
2. 【請求項２】前記励起領域の励起強度プロファイルは、
   前記血流の流れ方向に沿って増加する傾斜を有すること
   を特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置
   における血流描画方法。
3. 【請求項３】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、
   前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磁場を照射する
   送信系と、前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、得られた
   画像を表示する手段とを構え、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、前記シーケンサは、
   前記被検体内の血流を描出する三次元フーリエ変換に基
   づくパルスシーケンスを備え、該パルスシーケンスは、
   前記高周波パルスによる励起領域を画像化領域に対し
   て、所望の血流の流出側にシフトするよう励起周波数を
   置換すると共に、前記画像化領域に隣接する流出側の領
   域を予備励起し、該隣接領域からのエコー信号を抑制す
   ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。