JPH08229025A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JPH08229025A JPH08229025A JP8085386A JP8538696A JPH08229025A JP H08229025 A JPH08229025 A JP H08229025A JP 8085386 A JP8085386 A JP 8085386A JP 8538696 A JP8538696 A JP 8538696A JP H08229025 A JPH08229025 A JP H08229025A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】高速イメージングにおいて血流部分が高強度で
画像上に現われないようにした磁気共鳴映像装置を提供
する。 【解決手段】一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波
磁場と勾配磁場を所定のパルスシーケンスに従って印加
して得られる磁気共鳴信号から、特定のスライス面の画
像データを、高周波磁場によって励起されたスライス面
内の磁化が静磁場の不均一性の影響を含む横磁化の緩和
現象により緩和する時間内に取得する高速イメージング
を行なうに当り、画像データを取得するためのパルスシ
ーケンスを実行する前に、スライス面内の血流部分の磁
化を飽和させるか、または血流部分の水素原子核の磁化
を小さくするための９０°パルスを高周波磁場として被
検体に印加し、所定時間τ経過後に該パルスシーケンス
を実行する。
画像上に現われないようにした磁気共鳴映像装置を提供
する。 【解決手段】一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波
磁場と勾配磁場を所定のパルスシーケンスに従って印加
して得られる磁気共鳴信号から、特定のスライス面の画
像データを、高周波磁場によって励起されたスライス面
内の磁化が静磁場の不均一性の影響を含む横磁化の緩和
現象により緩和する時間内に取得する高速イメージング
を行なうに当り、画像データを取得するためのパルスシ
ーケンスを実行する前に、スライス面内の血流部分の磁
化を飽和させるか、または血流部分の水素原子核の磁化
を小さくするための９０°パルスを高周波磁場として被
検体に印加し、所定時間τ経過後に該パルスシーケンス
を実行する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴映像装置に
係り、特に心大血管系を高速に画像化するのに適した磁
気共鳴映像装置に関する。
係り、特に心大血管系を高速に画像化するのに適した磁
気共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴映像装置における画像化の方法
については、ローターバー(Lauterbur) によるプロジェ
クション法の考案以来、種々の方法が提案されており、
現在ではフーリエ法が主流となっている。
については、ローターバー(Lauterbur) によるプロジェ
クション法の考案以来、種々の方法が提案されており、
現在ではフーリエ法が主流となっている。
【０００３】しかし、フーリエ法等では磁気共鳴系に本
質的な性質である緩和現象のため、映像化には分のオー
ダの時間がかかる。このため、呼吸や心拍等による運動
部位を画像化する場合、アーチファクトや画像ぽけ等の
画質劣化が問題となる。
質的な性質である緩和現象のため、映像化には分のオー
ダの時間がかかる。このため、呼吸や心拍等による運動
部位を画像化する場合、アーチファクトや画像ぽけ等の
画質劣化が問題となる。
【０００４】画像データを短時間で取得できる高速イメ
ージングの方法としては、マンスフィールド(Mansfiel
d) 等によって提案されたエコープラナー法がある。こ
れは９０゜選択励起パルスの印加後のＦＩＤ（自由誘導
減衰）信号、あるいは９０゜選択励起パルス／１８０゜
選択励起パルスのシーケンスにより得られるエコー信号
を、スライス面（ｘ−ｙ）内の位相エンコード方向に勾
配磁場Ｇｙを印加しながら、それに直交する方向の勾配
磁場Ｇｘを高速で反復して反転させることで多数回収集
し、それによって画像を再構成するものである。マンス
フィールド等は、エコープラナー法により５０ｍｓｅｃ
程度の短時間で幼児の心臓を画像化することに成功して
いる。
ージングの方法としては、マンスフィールド(Mansfiel
d) 等によって提案されたエコープラナー法がある。こ
れは９０゜選択励起パルスの印加後のＦＩＤ（自由誘導
減衰）信号、あるいは９０゜選択励起パルス／１８０゜
選択励起パルスのシーケンスにより得られるエコー信号
を、スライス面（ｘ−ｙ）内の位相エンコード方向に勾
配磁場Ｇｙを印加しながら、それに直交する方向の勾配
磁場Ｇｘを高速で反復して反転させることで多数回収集
し、それによって画像を再構成するものである。マンス
フィールド等は、エコープラナー法により５０ｍｓｅｃ
程度の短時間で幼児の心臓を画像化することに成功して
いる。
【０００５】しかしながら、このような高速イメージン
グの手法で画像化する場合、画像データを収集する間に
スライス部位から血流が抜けない（すなわち、画像デー
タ収集中に血流が静止して見える）ことにより、得られ
た画像上に血流部分が高強度で現われてしまい、心臓壁
等との区別がつかなくなるという問題がある。これは心
臓壁や弁の形態異常等を診断する上で、極めて不都合で
ある。
グの手法で画像化する場合、画像データを収集する間に
スライス部位から血流が抜けない（すなわち、画像デー
タ収集中に血流が静止して見える）ことにより、得られ
た画像上に血流部分が高強度で現われてしまい、心臓壁
等との区別がつかなくなるという問題がある。これは心
臓壁や弁の形態異常等を診断する上で、極めて不都合で
ある。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】このように従来の高速
イメージング法では、心大血管系を画像化する場合、血
流部分と他の部分とのコントラストをとることができ
ず、診断上不都合であった。 本発明の目的は、高速イ
メージングにおいて血流部分が高強度で画像上に現われ
ないようにした磁気共鳴映像装置を提供することであ
る。
イメージング法では、心大血管系を画像化する場合、血
流部分と他の部分とのコントラストをとることができ
ず、診断上不都合であった。 本発明の目的は、高速イ
メージングにおいて血流部分が高強度で画像上に現われ
ないようにした磁気共鳴映像装置を提供することであ
る。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明はこの目的を達成
するため、一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁
場と勾配磁場を所定のパルスシーケンスに従って印加し
て得られる磁気共鳴信号から、特定のスライス面の画像
データを、高周波磁場によって励起されたスライス面内
の磁化が静磁場の不均一性の影響を含む横磁化の緩和現
象により緩和する時間内に取得する高速イメージングを
行なうに当り、画像データを取得するためのパルスシー
ケンスを実行する前に、スライス面内の血流部分の磁化
を飽和させるか、または血流部分の水素原子核の磁化を
小さくするための高周波パルスを高周波磁場として被検
体に印加し、所定時間経過後に該パルスシーケンスを実
行するようにしたことを特徴とする。
するため、一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁
場と勾配磁場を所定のパルスシーケンスに従って印加し
て得られる磁気共鳴信号から、特定のスライス面の画像
データを、高周波磁場によって励起されたスライス面内
の磁化が静磁場の不均一性の影響を含む横磁化の緩和現
象により緩和する時間内に取得する高速イメージングを
行なうに当り、画像データを取得するためのパルスシー
ケンスを実行する前に、スライス面内の血流部分の磁化
を飽和させるか、または血流部分の水素原子核の磁化を
小さくするための高周波パルスを高周波磁場として被検
体に印加し、所定時間経過後に該パルスシーケンスを実
行するようにしたことを特徴とする。
【０００８】本発明によると、画像データ取得のための
パルスシーケンス実行前に印加される高周波パルスが例
えば９０゜パルスの場合、緩和時間の長い血流部分の磁
化が飽和した状態で、画像データ取得のためのパルスシ
ーケンスが開始される。また、１８０゜パルスの場合
は、１８０゜パルスの印加時点から画像データ取得のた
めのパルスシーケンス開始までの時間を適当に選ぶこと
により、血流部分の水素原子核の磁化が小さい状態で画
像デー夕取得のためのパルスシーケンスが開始される。
従って、これらのいずれの場合も、画像上では血流部分
と他の部分（例えば心臓壁，弁，血管壁等）とが十分な
コントラストをもって表示されることになる。
パルスシーケンス実行前に印加される高周波パルスが例
えば９０゜パルスの場合、緩和時間の長い血流部分の磁
化が飽和した状態で、画像データ取得のためのパルスシ
ーケンスが開始される。また、１８０゜パルスの場合
は、１８０゜パルスの印加時点から画像データ取得のた
めのパルスシーケンス開始までの時間を適当に選ぶこと
により、血流部分の水素原子核の磁化が小さい状態で画
像デー夕取得のためのパルスシーケンスが開始される。
従って、これらのいずれの場合も、画像上では血流部分
と他の部分（例えば心臓壁，弁，血管壁等）とが十分な
コントラストをもって表示されることになる。
【０００９】
【発明の実施の形態】図１は本発明の一実施形態に係る
磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。同図
において、静磁場磁石１および勾配磁場コイル３はシス
テムコントローラ１０により制御される励磁用電源２お
よび駆動回路４によってそれぞれ駆動され、寝台６上の
被検体５（例えば人体）に対して、一様な静磁場と、注
目する所望の断層面内の直交するｘ，ｙの二方向、およ
びそれに垂直なｚ方向に磁場強度が直線的に変化する勾
配磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。
磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。同図
において、静磁場磁石１および勾配磁場コイル３はシス
テムコントローラ１０により制御される励磁用電源２お
よび駆動回路４によってそれぞれ駆動され、寝台６上の
被検体５（例えば人体）に対して、一様な静磁場と、注
目する所望の断層面内の直交するｘ，ｙの二方向、およ
びそれに垂直なｚ方向に磁場強度が直線的に変化する勾
配磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。
【００１０】被検体５にはさらにシステムコントローラ
１０の制御の下で、送信部８ａ，８ｂからの高周波信号
によりプローブ７から発生される高周波磁場が印加され
る。プローブ７により受信された磁気共鳴信号は、受信
部８で増幅および検波された後、システムコントローラ
１０の制御の下でデータ収集部１１に送られる。データ
収集部１１では、受信部９を介して取出された磁気共鳴
信号をシステムコントローラ１０の制御の下で収集し、
それをＡ／Ｄ変換した後、電子計算機１２に送る。
１０の制御の下で、送信部８ａ，８ｂからの高周波信号
によりプローブ７から発生される高周波磁場が印加され
る。プローブ７により受信された磁気共鳴信号は、受信
部８で増幅および検波された後、システムコントローラ
１０の制御の下でデータ収集部１１に送られる。データ
収集部１１では、受信部９を介して取出された磁気共鳴
信号をシステムコントローラ１０の制御の下で収集し、
それをＡ／Ｄ変換した後、電子計算機１２に送る。
【００１１】電子計算機１２はコンソール１３により制
御され、データ収集部１１から入力された磁気共鳴信号
について画像再構成処理を行ない、２次元の画像データ
を得る。また、電子計算機１２はシステムコントローラ
１０の制御をも行なう。電子計算機１２により画像デー
タは画像ディスプレイ１４に供給され、画像表示され
る。
御され、データ収集部１１から入力された磁気共鳴信号
について画像再構成処理を行ない、２次元の画像データ
を得る。また、電子計算機１２はシステムコントローラ
１０の制御をも行なう。電子計算機１２により画像デー
タは画像ディスプレイ１４に供給され、画像表示され
る。
【００１２】図２に、本発明に基づいてパルスシーケン
サ４によって制御されるパルスシーケンスの一例を示
す。高周波磁場としてのＲＦパルスと、スライス用，読
出し用および位相エンコード用の各勾配磁場Ｇｚ，Ｇ
ｘ，Ｇｙを図のように印加する。この例では画像データ
を取得するためのパルスシーケンスは、高速イメージン
グの一手法として知られているエコープラナー法による
ものであり、ＲＦパルスとして９０゜選択励起パルスを
印加すると同時にスライス用勾配磁場Ｇｚを印加してス
ライス面（ｘ−ｙ）内の原子核（例えば水素原子核）ス
ピンを励起した後、１８０゜パルスを印加し、スライス
面に平行な方向に読出し用勾配磁場Ｇｘを反転させなが
ら反復して印加し、さらにこの読出し用勾配磁場Ｇｘの
反転毎に、スライス用勾配磁場Ｇｚと平行でかつ読出し
用勾配磁場Ｇｘと直交する方向に位相エンコード用勾配
磁場Ｇｙを印加する。
サ４によって制御されるパルスシーケンスの一例を示
す。高周波磁場としてのＲＦパルスと、スライス用，読
出し用および位相エンコード用の各勾配磁場Ｇｚ，Ｇ
ｘ，Ｇｙを図のように印加する。この例では画像データ
を取得するためのパルスシーケンスは、高速イメージン
グの一手法として知られているエコープラナー法による
ものであり、ＲＦパルスとして９０゜選択励起パルスを
印加すると同時にスライス用勾配磁場Ｇｚを印加してス
ライス面（ｘ−ｙ）内の原子核（例えば水素原子核）ス
ピンを励起した後、１８０゜パルスを印加し、スライス
面に平行な方向に読出し用勾配磁場Ｇｘを反転させなが
ら反復して印加し、さらにこの読出し用勾配磁場Ｇｘの
反転毎に、スライス用勾配磁場Ｇｚと平行でかつ読出し
用勾配磁場Ｇｘと直交する方向に位相エンコード用勾配
磁場Ｇｙを印加する。
【００１３】この方法によれば、９０゜選択励起パルス
によって励起されたスライス面内の磁化が静磁場の不均
一性の影響を含む横磁化の緩和現象により緩和する時間
内に、スライス面内の２次元の画像データを取得でき
る。この方法で得られるエコー信号Ｓn(ｋx,ｋy)は、次
式で表わされる。
によって励起されたスライス面内の磁化が静磁場の不均
一性の影響を含む横磁化の緩和現象により緩和する時間
内に、スライス面内の２次元の画像データを取得でき
る。この方法で得られるエコー信号Ｓn(ｋx,ｋy)は、次
式で表わされる。
【００１４】Ｓn(ｋx,ｋy)＝∫∫ρ（ｘ，ｙ）ｅｘｐ
｛ｉ（ｋx ｘ＋ｋy ｙ）｝ｄｘｄｙ・ｅｘｐ｛−２／Ｔ
2 * （τE ＋（ｎ−１）τP ）｝ ［ｎ：エコー信号の番号，Ｔ1 ：縦緩和時間，Ｔ2 * ：
静磁場の不均一性の影響を含む横緩和時間，Ｋx ＝γＧ
x Ｔx ，Ｋy ＝Ｋoy（ｎ−１），Ｋoy：１回の位相エン
コード量］ これらのエコー信号をフーリエ変換することにより、画
像データを得る。フーリエ空間上では、図３に示すよう
な軌跡でデータを収集することになる。図３においてｋ
ｘは読出し方向、ｋｙは位相エンコード方向を表わす。
｛ｉ（ｋx ｘ＋ｋy ｙ）｝ｄｘｄｙ・ｅｘｐ｛−２／Ｔ
2 * （τE ＋（ｎ−１）τP ）｝ ［ｎ：エコー信号の番号，Ｔ1 ：縦緩和時間，Ｔ2 * ：
静磁場の不均一性の影響を含む横緩和時間，Ｋx ＝γＧ
x Ｔx ，Ｋy ＝Ｋoy（ｎ−１），Ｋoy：１回の位相エン
コード量］ これらのエコー信号をフーリエ変換することにより、画
像データを得る。フーリエ空間上では、図３に示すよう
な軌跡でデータを収集することになる。図３においてｋ
ｘは読出し方向、ｋｙは位相エンコード方向を表わす。
【００１５】ここで、本発明は上記のような画像データ
を取得するためのパルスシーケンスを実行する前に、高
周波磁場として、例えば図２に示すように９０゜パルス
を印加する。この９０゜パルスとしてはスライス面内の
磁化のみに影響を与える選択励起パルス、スライス面お
よびその周辺を励起する非選択励起パルスいずれを用い
てもよい。この９０゜パルスの印加後、例えば血液部分
の緩和時間より短い適当な時間τ経過してから、画像デ
ー夕取得のためのパルスシーケンスを開始する。このよ
うにすると、例えば心大血管系等を画像化する場合、血
流部分からの信号が飽和した状態で画像データが取得さ
れる。従って、血流以外の部分、例えば心臓壁，弁，血
管壁等を血流部分と明確なコントラストをもって画像化
することができ、診断上極めて有用となる。
を取得するためのパルスシーケンスを実行する前に、高
周波磁場として、例えば図２に示すように９０゜パルス
を印加する。この９０゜パルスとしてはスライス面内の
磁化のみに影響を与える選択励起パルス、スライス面お
よびその周辺を励起する非選択励起パルスいずれを用い
てもよい。この９０゜パルスの印加後、例えば血液部分
の緩和時間より短い適当な時間τ経過してから、画像デ
ー夕取得のためのパルスシーケンスを開始する。このよ
うにすると、例えば心大血管系等を画像化する場合、血
流部分からの信号が飽和した状態で画像データが取得さ
れる。従って、血流以外の部分、例えば心臓壁，弁，血
管壁等を血流部分と明確なコントラストをもって画像化
することができ、診断上極めて有用となる。
【００１６】なお、画像データを取得するためのパルス
シーケンスの前に印加するＲＦパルスとしては、１８０
゜パルスでもよい。その場合、血液における水素原子核
のスピン格子緩和時間（縦緩和時間Ｔ1 ）が既知とすれ
ば、１８０゜パルス印加時点からＴ1 にほぼ等しい時
間、好ましくはＴ1 ・ｌｏｇ２経過後、画像データ取得
のためのパルスシーケンスを開始することが望ましい。
すなわち、１８０゜パルスの印加によって−ｚ方向を向
く磁化−Ｍｏを生じさせると、Ｔ1 の緩和過程に従って
磁化は＋Ｍｏへと変化するが、その際に磁化Ｍｚが零の
点を横切る。１８０゜パルス印加時点をｔ＝０とすれ
ば、Ｍｚ＝０の時刻ｔｏは Ｍｚ＝Ｍｏ（１−２ｅ-t/T1 ） １−２ｅ-to/T1＝０ より、ｔｏ＝Ｔ1 ・ｌｏｇ２となる。従って、時刻ｔｏ
で画像データ取得のためのパルスシーケンスを開始すれ
ば、血流部分からの信号は抑圧され、血流部分と他の部
分とのコントラストを大きくとることができる。但し、
血流部分と他の部分とのコントラストを高める上では、
１８０゜パルスの印加時点から画像データ取得のための
パルスシーケンスを開始するまでの時間は、厳密にＴ1
・ｌｏｇ２に設定する必要はなく、血流部分の磁化が小
さいｔｏ前後のタイミングで、画像データの取得のため
のパルスシーケンスを開始しても実用上は十分である。
すなわち、１８０゜パルス印加時点からＴ1 にほぼ等し
い時間経過後、画像データ取得のためのパルスシーケン
スを開始すればよい。また、１８０゜パルスとしては選
択励起パルス，非選択励起パルスのいずれを用いてもよ
い。
シーケンスの前に印加するＲＦパルスとしては、１８０
゜パルスでもよい。その場合、血液における水素原子核
のスピン格子緩和時間（縦緩和時間Ｔ1 ）が既知とすれ
ば、１８０゜パルス印加時点からＴ1 にほぼ等しい時
間、好ましくはＴ1 ・ｌｏｇ２経過後、画像データ取得
のためのパルスシーケンスを開始することが望ましい。
すなわち、１８０゜パルスの印加によって−ｚ方向を向
く磁化−Ｍｏを生じさせると、Ｔ1 の緩和過程に従って
磁化は＋Ｍｏへと変化するが、その際に磁化Ｍｚが零の
点を横切る。１８０゜パルス印加時点をｔ＝０とすれ
ば、Ｍｚ＝０の時刻ｔｏは Ｍｚ＝Ｍｏ（１−２ｅ-t/T1 ） １−２ｅ-to/T1＝０ より、ｔｏ＝Ｔ1 ・ｌｏｇ２となる。従って、時刻ｔｏ
で画像データ取得のためのパルスシーケンスを開始すれ
ば、血流部分からの信号は抑圧され、血流部分と他の部
分とのコントラストを大きくとることができる。但し、
血流部分と他の部分とのコントラストを高める上では、
１８０゜パルスの印加時点から画像データ取得のための
パルスシーケンスを開始するまでの時間は、厳密にＴ1
・ｌｏｇ２に設定する必要はなく、血流部分の磁化が小
さいｔｏ前後のタイミングで、画像データの取得のため
のパルスシーケンスを開始しても実用上は十分である。
すなわち、１８０゜パルス印加時点からＴ1 にほぼ等し
い時間経過後、画像データ取得のためのパルスシーケン
スを開始すればよい。また、１８０゜パルスとしては選
択励起パルス，非選択励起パルスのいずれを用いてもよ
い。
【００１７】なお、本発明における最初の９０゜パルス
あるいは１８０゜パルスの印加後に行なう画像データ取
得のためのパルスシーケンスは、図２に限定されるもの
ではなく、それ以外の例えば図４〜図７に示すような種
々のパルスシーケンスを使用することができる。図２に
示したパルスシーケンスとの相違のみを説明する。図４
は読出し用勾配磁場Ｇｘの反復反転を図２のように矩形
状でなく、正弦波状に滑らかに行なう例であり、得られ
る画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡は図
３と同様である。
あるいは１８０゜パルスの印加後に行なう画像データ取
得のためのパルスシーケンスは、図２に限定されるもの
ではなく、それ以外の例えば図４〜図７に示すような種
々のパルスシーケンスを使用することができる。図２に
示したパルスシーケンスとの相違のみを説明する。図４
は読出し用勾配磁場Ｇｘの反復反転を図２のように矩形
状でなく、正弦波状に滑らかに行なう例であり、得られ
る画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡は図
３と同様である。
【００１８】図５は読出し用勾配磁場Ｇｘについては図
２の場合と同様とし、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙに
ついては矩形状に印加せずに、読出し用勾配磁場Ｇｘの
印加中、静的に印加するようにしたものである。また、
図６は読出し用勾配磁場Ｇｘについては図４と同じく正
弦波状、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙについては図５
と同様な静的印加としたものである。これら図５および
図６のパルスシーケンスによるフーリエ空間上でのデー
タ収集軌跡は、いずれも図８に示すようになる。但し、
これらの場合データサンプリング間隔Δｔは、 Δφ＝∫tp tp+ tγＧx ｄt が一定となるようにとる。
２の場合と同様とし、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙに
ついては矩形状に印加せずに、読出し用勾配磁場Ｇｘの
印加中、静的に印加するようにしたものである。また、
図６は読出し用勾配磁場Ｇｘについては図４と同じく正
弦波状、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙについては図５
と同様な静的印加としたものである。これら図５および
図６のパルスシーケンスによるフーリエ空間上でのデー
タ収集軌跡は、いずれも図８に示すようになる。但し、
これらの場合データサンプリング間隔Δｔは、 Δφ＝∫tp tp+ tγＧx ｄt が一定となるようにとる。
【００１９】図７は勾配磁場Ｇｘ，Ｇｙを Ｇx ＝ａ ｃｏｓｂ ｔ−ａｂ ｓｉｎｂ ｔ Ｇy ＝ａ ｓｉｎｂ ｔ−ａｂ ｃｏｓｂ ｔ のように印加するものであり、この場合フーリエ空間上
では図９に示すような渦巻き状のデータ収集軌跡とな
る。
では図９に示すような渦巻き状のデータ収集軌跡とな
る。
【００２０】
【発明の効果】本発明によれば、高速イメージング法に
より生体内を画像化する場合、血流部分が高強度で表示
されるのを防止して、血流部分と他の部分とのコントラ
ストを大きくとることができ、心大血管系等の診断に好
適する磁気共鳴映像装置を提供することができる。
より生体内を画像化する場合、血流部分が高強度で表示
されるのを防止して、血流部分と他の部分とのコントラ
ストを大きくとることができ、心大血管系等の診断に好
適する磁気共鳴映像装置を提供することができる。
【図１】本発明の一実施形態に係る磁気共鳴映像装置の
構成を示すブロック図
構成を示すブロック図
【図２】同実施形態における画像データを得るためのパ
ルスシーケンスの一例を示すタイムチャート
ルスシーケンスの一例を示すタイムチャート
【図３】図２のパルスシーケンスによって得られる画像
データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡を示す図
データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡を示す図
【図４】本発明における画像データを得るためのパルス
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
【図５】本発明における画像データを得るためのパルス
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
【図６】本発明における画像データを得るためのパルス
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
【図７】本発明における画像データを得るためのパルス
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
シーケンスの他の例を示すタイムチャート
【図８】図５および図６のパルスシーケンスによって得
られる画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡
を示す図
られる画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡
を示す図
【図９】同じく図７のパルスシーケンスによって得られ
る画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡を示
す図
る画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡を示
す図
１…静磁場磁石 ２…励磁用電源 ３…勾配磁場生成コイル ４…駆動回路 ５…被検体 ６…寝台 ７…プローブ ８…送信部 ９…受信部 １０…システムコントローラ １１…データ収集部 １２…電子計算機 １３…コンソール １４…画像ディスプレイ
Claims (3)
- 【請求項１】一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波
磁場と勾配磁場を所定のパルスシーケンスに従って印加
して得られる磁気共鳴信号から、特定のスライス面の画
像データを、前記高周波磁場によって励起されたスライ
ス面内の磁化が静磁場の不均一性の影響を含む横磁化の
緩和現象により緩和する時間内に取得する磁気共鳴映像
装置において、 前記画像データを取得するためのパルスシーケンスを実
行する前に、前記スライス面内の血流部分の磁化を飽和
させるか、または血流部分の水素原子核の磁化を小さく
するための高周波パルスを高周波磁場として被検体に印
加し、所定時間経過後に前記パルスシーケンスを実行す
る手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴映像装置。 - 【請求項２】前記高周波パルスが９０゜パルスであるこ
とを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項３】前記高周波パルスが１８０゜パルスであ
り、前記画像データを取得するためのパルスシーケンス
はこの１８０゜パルス印加時点から被検体内の血液部分
における水素原子核のスピン格子緩和時間にほぼ等しい
時間経過後、実行されることを特徴とする請求項１記載
の磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8085386A JP2791305B2 (ja) | 1996-04-08 | 1996-04-08 | 磁気共鳴映像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8085386A JP2791305B2 (ja) | 1996-04-08 | 1996-04-08 | 磁気共鳴映像装置 |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61072982A Division JPH0722574B2 (ja) | 1986-03-31 | 1986-03-31 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08229025A true JPH08229025A (ja) | 1996-09-10 |
| JP2791305B2 JP2791305B2 (ja) | 1998-08-27 |
Family
ID=13857315
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8085386A Expired - Lifetime JP2791305B2 (ja) | 1996-04-08 | 1996-04-08 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2791305B2 (ja) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59105549A (ja) * | 1982-12-09 | 1984-06-18 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査方法 |
| JPS59107246A (ja) * | 1982-10-15 | 1984-06-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 局在化ｎｍｒ化学シフト分光法を実施する方法と装置 |
| JPS60168041A (ja) * | 1983-12-14 | 1985-08-31 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Ｎｍｒ作像方法と装置 |
| JPS62231644A (ja) * | 1986-03-31 | 1987-10-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
-
1996
- 1996-04-08 JP JP8085386A patent/JP2791305B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59107246A (ja) * | 1982-10-15 | 1984-06-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 局在化ｎｍｒ化学シフト分光法を実施する方法と装置 |
| JPS59105549A (ja) * | 1982-12-09 | 1984-06-18 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査方法 |
| JPS60168041A (ja) * | 1983-12-14 | 1985-08-31 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Ｎｍｒ作像方法と装置 |
| JPS62231644A (ja) * | 1986-03-31 | 1987-10-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2791305B2 (ja) | 1998-08-27 |
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|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |