JPH09117421A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】被検体内を流れる血流の３次元イメージを高速
で得る。 【解決手段】静磁場発生磁石１０の均一磁場空間に置か
れた被検体４０の関心領域（撮像部位）４１を流れる流
体の流れ方向に沿って傾斜磁場（Ｇz）１１１〜１１Ｎ
を一定の時間２Ｔで極性を交互に反転させながら複数回
印加する。そして、印加されるＧzの第１番目の時間内
に第１のＲＦパルス１０１を印加して関心領域４１を選
択励起する。次いで、Ｇzの偶数番目の時間内に第２の
ＲＦパルス１０２を印加する。これらの励起により生ず
るエコー信号を傾斜磁場（Ｇy）１２１〜１２Ｎの印加
と傾斜磁場（Ｇx)１３１との印加により計測する。そし
て、得られたエコー信号Ｅ1nとＥ2nとを３次元フーリエ
変換することにより３次元の血流イメージを得る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、医用画像診断に用
いる磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと記す。）装
置に係り、特に生体内の血流画像を高速に取得する技術
に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、被検体の任意方向の任意
の断面の２次元断面像や任意部位の３次元像、更には血
流像が比較的に容易に得られるために、近年、その普及
が著しく、医用画像診断分野において重要なモダリティ
となっている。

【０００３】ＭＲＩ装置は、他のモダリティと比較し
て、撮像に要する時間が長いという欠点があったが、２
次元断層像の撮像については、特公平６−４６９８５号
公報に記載されている、通称、高速スピンエコー法（Ｆ
ａｓｔ−ＳＥ法）やグレース法（ＧＲＡＳＥ法）が実用
化されたこと、それらの高速イメージング法より更に高
速なエコー・プレナー法（Ｅｃｈｏ−Ｐｌａｎａｒ Ｉ
ｍａｇｉｎｇ法）の開発がなされたことにより、撮像時
間が長いという欠点は大幅に改善された。

【０００４】一方、被検体内の血流をイメージングする
ＭＲアンジオグラフィ（以下、ＭＲＡと記す。）の分野
について見ると、インフロー（ｉｎ−ｆｌｏｗ）効果を
利用したタイム・オブ・フライト法（Ｔｉｍｅ ｏｆ
ｆｌｉｇｈｔ法）や、磁場勾配に沿って移動する核スピ
ンの位相をフローエンコードパルスによって位相補償し
て検出するフェーズ・コントラスト法（Ｐｈａｓｅ ｃ
ｏｎｔｒａｓｔ法）等が代表的なイメージング法として
行われているが、これらは１回の励起で１つの信号を検
出するやり方であるため、血流イメージングに必要な３
次元計測データを得るために、非常に多数回のパルスシ
ーケンスの繰返しを行う必要があった。このため、被検
者を長時間にわたり拘束することになり、被検者の負担
が大きなものであった。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】ＭＲＩ装置における１
画像撮像に要する時間は、パルスシーケンスの繰返し時
間（ＴＲ）と繰返し回数によって決まる。このため、前
述の高速ＳＥ法、ＧＲＡＳＥ法、ＥＰＩ法等は、撮像部
位を１回励起して複数のＮＭＲ信号を計測して、パルス
シーケンスの繰返し回数を減少して撮像時間の短縮を図
っている。そして、ＭＲＡのイメージング法にも、上記
の断層像の高速化手法を採り入れる試みがなされてい
る。

【０００６】本発明も上記観点において、ＭＲＡの高速
イメージングの一手法を提供することを目的としてい
る。

【０００７】

【課題を解決するための手段】本発明の原理を先ず説明
する。被検体内の流体の流れる方向に沿って第１の傾斜
磁場を所定時間間隔で交互に極性を反転してｎ回（ｎ≧
４なる整数）印加するとともに、その第１の傾斜磁場の
第１番目の印加時間間隔に第１のＲＦパルスを印加して
血流を含む被検体の所定領域の核スピンを選択励起し、
その後の第１の傾斜磁場の偶数番目の印加時間間隔に第
２のＲＦパルスを印加して第１のＲＦパルスで励起した
領域を再度選択励起する。そして、前記第１の傾斜磁場
をフローエンコードパルスとして用いて流体からのエコ
ー信号を計測する。

【０００８】これらの２回の励起のうち第１のＲＦパル
スにより励起された核スピンへ、その後の第１の傾斜磁
場によってディフェーズとリフェーズを繰り返して受け
させる。一例として、流体の核スピンは、第１の傾斜磁
場の印加時間間隔の例えば、第１番目の後半、第２番
目、第３番目の前半からなるフローエンコードパルスを
受け、第３番目の印加時間間隔内に第１のエコー信号を
発生する。また、第２のＲＦスピンによる励起を受けた
流体の核スピンも同様にして、第４番目の印加時間間隔
内に第２のエコー信号を発生する。第１の傾斜磁場をそ
の後も引き続いて印加すると、第１のＲＦパルスの励起
を受けた流体の核スピンは第３番目に続き第５番目、第
７番目の様に（ｎ≧３）の奇数番目の前記時間間隔内に
エコー信号を発生し、一方、第２のＲＦパルスを受けた
流体の核スピンは第４番目に続き第６番目、第８番目の
様に（ｎ≧４）の偶数番目の前記時間間隔内にエコー信
号を発生する。

【０００９】本発明は、上記原理を用いて血流のイメー
ジングを実行するための各手段をＭＲＩ装置へ設けたも
のである。

【００１０】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
に基づいて説明する。図１４は、ＭＲＩ装置の概略構成
を示すブロック図である。図１４において、１０は静磁
場発生磁石、１１Ａは中央処理装置（以下、ＣＰＵと記
す。）、１１Ｂはシーケンサ、１２は送信系、１３は磁
場勾配発生系、１４は受信系、１５は信号処理系であ
る。

【００１１】静磁場発生磁石１０は、被検体１を収容し
得る空間の所定領域に、所定方向、例えば、被検体１の
体軸方向、または体軸と直交する方向へ強く均一な静磁
場を発生させるもので、前記空間を取り囲むように、永
久磁石、または超電導磁石のような方式の磁石を配置し
てなる。

【００１２】送信系１２は、シンセサイザ１６と、変調
器１７と、高周波増幅器１８と、送信用高周波コイル１
９とから成り、ＣＰＵ１１Ａおよびシーケンサ１１Ｂの
指令によりシンセサイザ１６から出力された高周波のパ
ルス信号を変調器１７で振幅変調し、変調された信号を
高周波増幅器１８で増幅し、増幅された高周波パルスを
被検体１に接近して配置された送信用高周波コイル１９
ヘ供給し、送信用高周波コイル１９から電磁波を被検体
１へ照射するものである。

【００１３】磁場勾配発生系１３は、直交する３軸方
向、即ちＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向へ傾斜磁場を発生する傾
斜磁場コイル２０と、各方向の傾斜磁場コイルを駆動す
る傾斜磁場電源２１とから成り、ＣＰＵ１１の指令によ
り各傾斜磁場コイルに対応した傾斜磁場電源を駆動し、
発生した傾斜磁場を静磁場へ重畳してイメージングに必
要な勾配磁場を発生するものである。

【００１４】受信系１４は、受信用高周波コイル２２
と、増幅器２３と、直交位相検波器２４と、Ａ／Ｄ変換
器２５とから成り、送信系１２の高周波コイル１９から
照射された電磁波によって被検体内から生ずる核スピン
の挙動信号（電磁波、ＮＭＲ信号という。）を被検体１
に近接して配置した受信用高周波コイル２２で検出し、
その検出信号を増幅器２３で増幅した後、直交位相検波
器２４へ入力し、直交位相検波器２４でシンセサイザ１
６の出力に基づいて直交検波を行い、ｓｉｎ成分、ｃｏ
ｓ成分の２系統の信号に分離し、それらをＡ／Ｄ変換器
２５へ入力し、Ａ／Ｄ変換器２５でＣＰＵ１１Ａおよび
シーケンサ１１Ｂの指令に基いてサンプリングしてディ
ジタル信号に変換して信号処理系１５へ出力するもので
ある。

【００１５】そして、信号処理系１５は、ＣＰＵ１１
と、磁気ディスク装置２６や光ディスク装置２７等の記
録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ装置２８とから成
り、前記ＣＰＵ１１において受信系１４から入力した信
号に対し、フーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等
の処理を行い、被検体１のスライス面内の原子核密度分
布を示す画像、例えば、水素原子核（プロトン）密度分
布像や、核スピンの緩和時間を示すＴ1強調像やT2強調
像等の画像をディスプレイ装置２８へ表示するととも
に、パルスシーケンスの様な制御ソフトウェアや画像デ
ータを記録装置へ記録するものである。ＭＲＩ装置はそ
の他に操作卓２９を備え、そこにキーボード３０が配置
されている。

【００１６】次に、本発明の要部をなすパルスシーケン
スを説明するが、その前に本発明の原理を更に詳しく説
明しておく。図５は、本発明のパルスシーケンスの一部
分を示す。図４に示すように、静磁場内に位置した被検
体４０の一部に撮像部位（以下、関心領域と記す。）４
１があり、この関心領域４１内に紙面の左から右方向へ
向かって流体ｆが流速ｖで流れているものとする。

【００１７】本発明は、この流速ｖで流れている流体ｆ
を含む関心領域４１に対し、図５に示す様なＲＦパルス
の印加と傾斜磁場の印加とを行い、流体ｆからエコー信
号を発生させる。すなわち、図５に示すように、流体ｆ
の流れる方向に沿って傾斜磁場（Ｇz）５３を印加する
とともに、関心領域４１内の核スピンを励起するＲＦパ
ルス５１を印加する。ＲＦパルス５１は、静磁場（Ｂ
0）と傾斜磁場（Ｇz）５３との強度と関心領域４１の場
所と厚みとにより決まる周波数と帯域幅とを有した高周
波磁場で、その印加量は関心領域４１内の核スピンをα
1°だけ静磁場方向から傾ける量とされる。そして、Ｒ
Ｆパルス５１と傾斜磁場（Ｇz）５３の印加時間を便宜
上２Ｔ時間とする。

【００１８】ＲＦパルス５１と傾斜磁場（Ｇz）５３と
を２Ｔ時間（以下、第１の期間と記す。）印加した後、
即、傾斜磁場（Ｇz）５３と極性が反対の傾斜磁場（Ｇ
z）５４を印加する。傾斜磁場（Ｇz）５４は、ＲＦパル
ス５１と傾斜磁場（Ｇz）５３との印加により選択励起
された関心領域４１内の核スピンのスライス方向におけ
る位相合わせ（ｒｅｐｈａｓｉｎｇ）として従来より良
く知られている傾斜磁場であるが、本発明では、この傾
斜磁場（Ｇz）５４は、前記第１の期間の後に位相合わ
せのためにその１／２のＴ時間印加する通常の方法とは
異なり、前記第１の期間に引き続いて更に２Ｔ時間（以
下、第２の期間と記す。）だけ印加する。

【００１９】そして、第２の期間の開始とともに、ＲＦ
パルス５２を印加し始め、第２の期間終了とともに、Ｒ
Ｆパルス５２の印加を停止する。ＲＦパルス５２は前記
関心領域４１内の核スピンをα2°だけ静磁場方向から
傾ける量を印加する。これにより、関心領域４１内の核
スピンは次のように励起される。

【００２０】先ず、静止している組織の核スピンはＲＦ
パルス５１とＲＦパルス５２との双方によりα1°とα2
°との励起を受ける。ただし、ミクロ的にはＲＦパルス
５１による励起終了からＲＦパルス５２による励起終了
までには２Ｔ時間が経過しているので、その時間経過に
よる核スピンの緩和が生ずるため、上記励起角は（α1
°＋α2°）より小さくなっている。

【００２１】一方、関心領域４１内を速度ｖで流れてい
る流体ｆは、ＲＦパルス５１の印加時に関心領域４１内
にあった流体ｆ1は、ＲＦパルス５１によって静止部と
同じくα1°の励起を受けている。続いて、ＲＦパルス
５１の印加開始からＲＦパルス５２の印加開始までに２
Ｔ時間が経過するので、この間に関心領域４１内にあっ
てＲＦパルス５１の励起を受けた流体ｆ1の一部は関心
領域外へ流出し、流体ｆ1の上流にいたＲＦパルス５１
の励起を受けなかった流体ｆ2が関心領域４１内に流れ
込んでくる。したがって、ＲＦパルス５２の印加によっ
て、関心領域４１内に残存していた流体ｆ1は静止部と
同じくα1°とα2°の励起を受け、新たに関心領域４１
内に流れ込んできた流体ｆ2はα2°の励起のみを受け
る。

【００２２】第２の期間が終了後、傾斜磁場（Gz）を２
Ｔ時間ずつ交互に極性を反転して印加する。

【００２３】次に、上記の励起による流体のエコー信号
の計測法を説明する。本発明では、傾斜磁場（Ｇz）を
フローエンコードパルスとしてエコー信号を計測する。
すなわち、ＲＦパルス５２による励起と傾斜磁場（Ｇ
z）５４の印加終了後直ちに傾斜磁場（Ｇz）５４に対し
て極性が反対の傾斜磁場（Ｇz）５５を２Ｔ時間（以
下、第３の期間と記す。）だけ印加し、その後、再度極
性を反転した傾斜磁場（Ｇz）５６を２Ｔ時間（以下、
第４の期間と記す。）印加する。

【００２４】ここで関心領域４１内の核スピンの挙動を
観察するが、それに当たりＲＦパルス５１の印加の時間
中心を時刻ｔ＝０とする。すると、時刻ｔ＝０〜４Ｔ間
に印加される傾斜磁場（Ｇz）がフローエンコードパル
スであり、励起された核スピンは、時刻ｔ＝０以降の傾
斜磁場（Ｇz）の振幅の時間積分値に応じて位相変化を
起こすが、ｔ＝０〜４Ｔ間において核スピンの位相θは
式１によって表わされる。

【００２５】

【数１】

【００２６】ここに、γは核スピンの磁気回転比、ｒは
関心領域内での核スピンの位置、ｖは流体ｆ1の流速を
示す。なお、式１においてｖ＝０としたものは静止部の
核スピンの位相変化を示すが、本発明は流体をイメージ
ングの対象としているので、静止部の核スピンの挙動説
明は省略する。

【００２７】図５からも明らかに読み取れるが、ｔ＝０
〜４Ｔ間に印加された傾斜磁場（Ｇz）の時間積分値は
０となる。したがって、励起された流体ｆ1から時刻４
Ｔにピークとなるエコー信号７１が時刻ｔ＝３Ｔ〜５Ｔ
間に発生する。

【００２８】次に、ＲＦパルス５２によってα2°の励
起を受けた関心領域４１内の核スピンの挙動を説明す
る。ＲＦパルス５１の印加開始からＲＦパルス５２の印
加開始までに２Ｔ時間が経過しているので、その間にＲ
Ｆパルス５１の励起を受けた流体ｆ1は距離（２Ｔｖ）
だけ流れ、関心領域４１内からその一部は流出する。そ
して、ＲＦパルス５１の励起を受けなかった流体ｆ2が
その分だけ流入する。流体ｆ1と流体ｆ2とが混在する関
心領域４１がＲＦパルス５２の照射を受けると、前述の
ように関心領域４１内に残存した流体ｆ1は（α1°＋α
2°）の励起を受け、流入した流体ｆ2はα2°の励起を
受ける。

【００２９】励起を受けた流体ｆ2を単独に観察する
と、時刻ｔ＝６Ｔで前述のＲＦパルス５１の励起を受け
た流体ｆ1と同様、核スピンの位相はθ＝０となる。こ
の場合、時刻ｔ＝４Ｔ〜７Ｔ間に印加された傾斜磁場
（Ｇz）がフローエンコードパルスである。したがっ
て、時刻ｔ＝５Ｔ〜７Ｔ間にエコー信号７２が発生し、
ｔ＝６Ｔにエコー信号７２はピーク値を示す。

【００３０】一方、関心領域４１内に残存し、ＲＦパル
ス５１とＲＦパルス５２との２回励起を受けた流体ｆ1
の核スピンは、ＲＦパルス５１の励起中の時刻ｔ＝０か
らフローエンコードパルスに曝されており、時刻ｔ＝Ｔ
〜３Ｔ間にＲＦパルス５２の照射を受けるが、ＲＦパル
ス５２は流体ｆ1の核スピンの励起角度を増加しはする
が、核スピンの位相には影響を与えない。したがって、
ＲＦパルス５１とＲＦパルス５２との２回の励起を受け
た流体ｆ1の核スピンは、時刻ｔ＝３Ｔ〜５Ｔ間にエコ
ー信号７１を発生し、時刻ｔ＝５Ｔ〜７Ｔ間にはエコー
信号を発生しない。

【００３１】以下、上記原理を用いた本発明の実施の形
態としてのイメージング用パルスシーケンスを説明す
る。図１は本発明の流体イメージング用パルスシーケン
スの第一の例を示す。図１において、横軸は時間経過を
示しており、ＲＦはＲＦパルスの印加タイミング、Ｇz
は第１の方向の傾斜磁場の印加タイミングと印加強度、
Ｇyは第２の方向の傾斜磁場の印加タイミングと印加強
度、Ｇxは第３の方向の傾斜磁場の印加タイミングとス
テップ状に変化する印加強度、ｅｃｈｏは計測されるエ
コー信号の発生タイミングを示している。なお、ここで
Ｇx,Ｇy,Ｇzの各々の傾斜磁場は互いに直交した方向へ
発生させられる。

【００３２】図１と図５を用い実際の流体、具体的には
生体内を流れる血流のイメージングのためのエコー信号
計測方法を説明する。先ず、被検体１の検査部位４０を
静磁場発生磁石１０内の均一磁場空間へ位置させ、撮像
のための位置決めを行う。位置決めは従来から行われて
いる位置決め用の画像を撮像して、それをモニタ用ディ
スプレイへ表示し、モニタ用ディスプレイへカーソルに
よりこれから撮像する部位を入力する方法が採用できる
が、本発明の原理説明で述べたように、撮像の対象とな
る流体が選択励起されたボリウム内をそのボリウムに各
々隣接した一方の領域から他方の領域へと貫通して流れ
るように撮像部位が選択される必要がある。流体を血流
とした場合には、血流は人体の体軸方向に沿って流れる
ものが多いので、以下それを代表的なケース事例として
説明する。

【００３３】図１において、パルスシーケンスの開始と
ともに人体の体軸方向（これを便宜上、Ｚ方向と記
す。）へ沿って所定の強度の傾斜磁場（Ｇz）１１１を
発生させる。傾斜磁場（Ｇz）１１１はＣＰＵ１１の命
令により傾斜磁場電源２１が対応した傾斜磁場コイルへ
電流を供給することにより発生させられる。そして、こ
の傾斜磁場（Ｇz）１１１を印加すると同時にＲＦパル
ス１０１を印加する。ＲＦパルス１０１は静磁場と傾斜
磁場（Ｇz）１１１との重畳した磁場から決まる前記撮
影部位における核スピンを励起するための共鳴周波数と
帯域幅を有した高周波磁場を発生させるもので、ＣＰＵ
１１の命令によりシンセサイザ１６が出力した前記共鳴
周波数の高周波信号を変調器１７で振幅変調し、その変
調された信号を高周波増幅器１８で増幅してＲＦコイル
（高周波コイル）１９ａへ供給することで形成される。
ＲＦパルス１０１と傾斜磁場（Ｇz）１１１は印加開始
から２Ｔ時間印加され、印加開始からＴ時間後にＲＦパ
ルス１０１は振幅がピーク値となるように印加される。
ここで、前述の原理説明と整合を図るため、ＲＦパルス
１０１と傾斜磁場（Ｇz）１１１の印加開始からＴ時間
経過した時刻を時刻ｔ＝０とする。

【００３４】前記ＲＦパルス１０１と傾斜磁場（Ｇz）
１１１の印加により、図４に示す関心領域４１内の核ス
ピンはα1°だけ静磁場方向に対して励起される。この
ため、ＲＦパルス１０１の印加量はそれに応じた値に設
定される。励起角度α1°としては、１５°〜２０°の
範囲で適宜設定すると良い。このＲＦパルス１０１の励
起により、関心領域４１内の静止部組織の核スピンと血
流組織の核スピンはα1°の励起を受ける。

【００３５】そして、時刻ｔ＝Ｔ、即ちＲＦパルス１０
１と傾斜磁場（Ｇz）１１１の印加開始から２Ｔ時間が
経過した時刻に、ＲＦパルス１０１の照射を停止すると
ともに傾斜磁場（Ｇz）の極性をそれまでの極性に対し
て反転する。この極性の反転は、傾斜磁場コイルに流す
電流の方向を逆にすることで、かつ瞬時に行う。そし
て、傾斜磁場（Ｇz）１１１と強度が同一で逆極性の傾
斜磁場（Ｇz）１１２の印加開始とともにＲＦパルス１
０２の印加を開始する。ＲＦパルス１０２はＲＦパルス
１０１と同様に関心領域４１内の核スピンのみを選択励
起するように周波数と帯域幅が設定されており、核スピ
ンの励起角がα2°となるようにその印加量が設定され
ている。この場合、図１に示すようにＲＦパルス１０１
とＲＦパルス１０２とによる励起のインターバルＴＩは
２Ｔ時間である。なお、ＲＦパルス１０２による核スピ
ンの励起角α2°は、前記α1°（＝１５°〜２０°）と
同じか、又はその近傍の値に設定すると良い。次いで、
時刻ｔ＝３Ｔとなった時に、ＲＦパルス１０２の照射は
停止されるとともに、傾斜磁場（Ｇz）の極性は再度反
転される。ＲＦパルス１０２の印加により、関心領域４
１内の核スピンはα2°の励起を受ける。

【００３６】そして、上記ＲＦパルス１０１とＲＦパル
ス１０２との励起によるエコー信号の検出のため傾斜磁
場（Ｇy）１２１〜１２Ｎと傾斜磁場（Ｇx）１３１と傾
斜磁場（Ｇz）１１３〜１１Ｎとを印加する。傾斜磁場
（Ｇx），（Ｇy），（Ｇz）は各々、直交する方向へ印
加される傾斜磁場であり、傾斜磁場（Ｇy）は傾斜磁場
（Ｇz）の極性反転のタイミングに対応して、即ち、３
Ｔ，５Ｔ，７Ｔ，…の時刻に対応して印加され、検出さ
れるエコー信号毎に異なった位相情報を与える。また、
傾斜磁場（Ｇx）は選択励起された関心領域４１内の核
スピンへ紙面に直交した方向へ位置情報を与える、つま
り、いわゆる３次元計測のための位置情報を与える。し
たがって、傾斜磁場（Ｇx）はエコー信号の計測前に印
加され、パルスシーケンスの繰り返し毎に異なった値を
等ステップ的に与えられる。なお、時刻ｔ＝３Ｔ以降に
印加される傾斜磁場（Ｇz）１１３〜１１Ｎはリードア
ウト方向の傾斜磁場として作用し、傾斜磁場（Ｇz）が
印加されている間に受信系１４によってエコー信号が検
出される。

【００３７】エコー信号の検出は、血流方向、即ちＺ軸
方向に直交した方向を検出方向とし、かつ、前記関心領
域４１のＺ軸方向における長さを検出領域とする受信用
高周波コイル２１によって検出される。前述の本発明の
原理で説明したように、検出されるエコー信号は、ＲＦ
パルス１０１の励起とＲＦパルス１０２の励起とによる
ものが交互に現われ、図１では、ＲＦパルス１０１の励
起によるエコー信号をＥ1n、ＲＦパルス１０２の励起に
よるエコー信号をＥ2nで表わしている。これらのエコー
信号の計測に先立って、傾斜磁場（Ｇy）１２１を印加
する。傾斜磁場（Ｇy）１２１は、受信系１４によって
検出したエコー信号を記憶するｋ空間のアドレスの初期
値（オフセットとも言う。）を設定し、その後に印加さ
れる傾斜磁場（Ｇy）は、前記ｋ空間の実際のアドレス
を設定する。本実施例では、エコー信号Ｅ1nとＥ2nとが
同一ｋ空間上の異なったアドレスに記憶されるように印
加される。

【００３８】受信用高周波コイル２２によって順次検出
されたエコー信号Ｅ1nとＥ2nは、それぞれ増幅器２３に
よって増幅された後、直交検波器２４でシンセサイザ１
６の出力信号を参照信号として検波され、Ａ／Ｄ変換器
２５でディジタル信号に変換されＣＰＵ１１内のメモリ
（ｋ空間）へ記憶される。

【００３９】予め設定されたパルスシーケンスの繰返し
時間ＴＲ内に所定数のエコー信号が計測されると、再度
図１に示すパルスシーケンスが繰り返して実行される。
そして、２回目以降のパルスシーケンスの実行は、上記
第１回目のパルスシーケンスの実行に対し、傾斜磁場
（Ｇy）１２１の値を所定値に変更して行い、前記エコ
ー信号の計測数が所定数になったら、次いで、傾斜磁場
（Ｇx）１３１の値を変更して再度エコー信号の計測を
繰り返す。

【００４０】このように計測したエコー信号を図６に示
すように、傾斜磁場（Ｇx）,（Ｇy）,（Ｇz）の時間積
分値を座標軸ｋx−ｋy−ｋzとする３次元ｋ空間に配列
し、それらのデータを３次元フーリエ変換することによ
り、図７に示すような３次元画像を得る。ここで、図７
からも明らかなように、目的とした画像は血流の３次元
像である。したがって、関心領域４１内の血流以外の静
止部は、画像上で血流の観察の妨げとなってはならな
い。そのためには、静止部からのエコー信号の発生を抑
制するか、又はエコー信号を発生させなくする等の策を
講ずる必要がある。そのための方法はいろいろあるが、
ここではその一方法を説明する。先ず、図１に示すエコ
ー信号計測のためのパルスシーケンスの繰返し時間ＴＲ
を５０ミリ秒〜１００ミリ秒に設定したとき、それより
も十分に短い繰返し時間を設定し、その設定された繰返
し時間ＴＲ’でパルスシーケンスを複数回実行して、静
止部の核スピンを飽和させる方法を採用できる。静止部
の核スピンを飽和させた後、図１のパルスシーケンスを
実行すると、時刻ｔ＝３Ｔ，５Ｔ，７Ｔ，…にピーク値
を持った静止部からのエコー信号の出現を抑止できる。
そして、エコー信号Ｅ1nには前記本発明の原理で説明し
たように流体ｆ1からのエコー信号が、またエコー信号
Ｅ2nには流体ｆ2からのエコー信号のみが含まれるよう
になる。

【００４１】エコー信号Ｅ1nとＥ2nとは、関心領域４１
内における流体ｆ1とｆ2との占める割合で表わされ、そ
れらは以下のような式２および式３で表わされる。

【００４２】

【数２】

【００４３】

【数３】

【００４４】さらに、流体は、関心領域４１内を一定速
度ｖで直進するものと仮定し、緩和の影響を無視する
と、エコーに占める流体ｆ1とｆ2の割合は、領域内に占
めるそれぞれの体積比で表わされるので、以下の式４に
よって近似できる。

【００４５】

【数４】

【００４６】次に、本発明の第二の実施例を説明する。
図２はそのパルスシーケンスを示す。図２のパルスシー
ケンスが図１のパルスシーケンスと異なるのは、傾斜磁
場（Ｇy）２２２〜２２Ｎの印加方法にある。すなわ
ち、図１のパルスシーケンスでは傾斜磁場（Ｇy）１１
２〜１１Ｎは検出されるエコー信号毎に異なった位相エ
ンコード量を付加するように印加したが、本実施例で
は、エコー信号Ｅ1nとＥ2nとの一対のエコー信号、例え
ばエコー信号Ｅ11とＥ12には同一の位相エンコード量を
付加する点が異なる。

【００４７】このため、本実施例では計測されたエコー
信号Ｅ1nとＥ2nは図８と図１０に示すように各々別の３
次元ｋ空間に記憶される。これにより、これらのエコー
信号を利用して、次のような３次元画像６４を作成でき
る。すなわち、図８に示すエコー信号Ｅ1nの集合をフー
リエ変換すると図９のように血流ｆ1のみの画像６２が
得られ、また図１０に示すエコー信号Ｅ2nの集合をフー
リエ変換すると図１１のように血流ｆ2のみの画像６３
が得られる。そしてまた、図１２に示すエコー信号Ｅ1n
とＥ2nとの加算集合をフーリエ変換すると図１３のよう
に血流ｆ1とｆ2を含んだ画像６２，６３が得られる。こ
れに対し、第一の実施例で得られる画像は、エコー信号
Ｅ1nとエコー信号Ｅ2nとの平均値画像を得ているものと
言える。

【００４８】以上、本発明の実施例を説明したが、上記
第一の実施例および第二の実施例において、Ｇy、Ｇz平
面上の信号を１度のＴＲで計測する例を説明したが、傾
斜磁場Ｇy、Ｇxの印加方法の組合わせにより、ｋz−ｋy
−ｋx上の走査順序を変形して計測しても良い。

【００４９】さらに、第一の実施例および第二の実施例
では、連続するＲＦパルス１０１、１０２の印加は図５
に示す方法を採用しているが、図１および図２における
インターバルＴＩをＲＦパルスの印加時間を変えること
なく延長することができる。すなわち、図３において、
第１のＲＦパルス３０１とＺ方向に沿って磁場強度が変
化する傾斜磁場（Ｇz）３１１を同時に２Ｔ時間印加し
た後、第２のＲＦパルス３０２を印加する前に、傾斜磁
場（Ｇz）３１１と極性が反転した傾斜磁場（Ｇz）３１
２および同一極性の傾斜磁場（Ｇz）３１３を各２Ｔ時
間印加する。そして再度傾斜磁場（Ｇz）の極性を反転
し傾斜磁場（Ｇz）３１４を印加開始するとともに第２
のＲＦパルス３０２を印加する。傾斜磁場（Ｇz）３１
４およびＲＦパルス３０２は２Ｔ時間印加し、その後傾
斜磁場（Ｇz）を２Ｔ時間毎に極性を反転して印加しな
がらエコー信号を計測する。

【００５０】この時計測されるエコー信号のうち、奇数
番目のエコー信号と偶数番目のエコー信号の位相は本発
明の原理で説明したのと同様に計算され、エコー信号３
２１には流体ｆ1の情報が含まれ、エコー信号３２２に
は流体ｆ2の情報が含まれる。このように、第１のＲＦ
パルスと第２のＲＦパルスとの間に、２Ｔ時間で振幅の
極性が反転する傾斜磁場を偶数個挿入しても、流体ｆ1
の情報を含むエコー信号と流体ｆ2の情報を含むエコー
信号が交互に発生するという関係に変化はきたさない。

【００５１】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、第
１の高周波磁場と、流れの方向に沿って強度の変化する
第１の傾斜磁場とを同時に印加し、次いで、第２の高周
波磁場と、前記第１の傾斜磁場とは極性の異なる第２の
傾斜磁場とを同時に印加し、流体を含む被検体の関心領
域を選択励起し、さらに、前記傾斜磁場と同一方向に強
度が変化する第３の傾斜磁場を傾斜磁場の振幅の極性を
少なくとも一度反転させて繰り返し印加することによ
り、第１の高周波磁場を受けた流体の情報を含むエコー
信号と、第１および第２の高周波磁場を受けた流体の情
報を含むエコー信号とを少なくとも１個ずつ交互に発生
し、それらのエコー信号に第１の傾斜磁場とそれぞれ直
交した方向に第４、第５の傾斜磁場を印加してエコー信
号に空間的位置情報を付与して検出するようにしたの
で、高速に流体計測が可能となり、またそれにより高速
に流体の３次元イメージングが可能となる。

【００５２】また、本発明をフローリフェーズ法を用い
たＥＰＩ法と比較すれば、エコー信号は本発明の方が１
／２の時間間隔で発生できるので、スキャン時間を同一
とすれば本発明の方が画素数の多い高空間分解能の画像
が得られ、また、画素数の同一画像を得る場合には本発
明の方がスキャン時間がほぼ１／２に近い短時間とな
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施の形態の血流イメージング
用パルスシーケンスを示す図

【図２】本発明の第２の実施の形態の血流イメージング
用パルスシーケンスを示す図

【図３】本発明の第３の実施の形態のパルスシーケンス
の一部を示す図

【図４】本発明の原理を説明するための関心領域とその
内部を流れる流体を示す図

【図５】本発明の原理を説明するための励起方法とそれ
により流体から発生するエコー信号との関係を示す図

【図６】図１の実施例でのエコー信号の３次元ｋ空間へ
の配置を示す図

【図７】図６に示すエコー信号により作成された流体の
３次元像を示す図

【図８】図２の実施例での第１のＲＦパルスによる励起
から生ずるエコー信号の３次元ｋ空間への配置を示す図

【図９】図８に示すエコー信号により作成された流体の
３次元像を示す図

【図１０】図２の実施例での第２のＲＦパルスによる励
起から生ずるエコー信号の３次元ｋ空間への配置を示す
図

【図１１】図１０に示すエコー信号により作成された流
体の３次元像を示す図

【図１２】図８と図１０に示す各エコー信号をエンコー
ド量毎に加算して作成したエコー信号の３次元ｋ空間へ
の配置を示す図

【図１３】図１２に示すエコー信号により作成された流
体の３次元像を示す図

【図１４】ＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図

【符号の説明】

４０ 被検体 ４１ 関心領域（撮像部位） ６２ 流体ｆ1の３次元画像 ６３ 流体ｆ2の３次元画像 ６４ 関心領域の３次元画像 １０１，１０２ ＲＦパルス １１１〜１１Ｎ Ｚ方向傾斜磁場 １２１〜１２Ｎ Ｙ方向傾斜磁場 １３１ Ｘ方向傾斜磁場 １４１，１４２ エコー信号 ｆ 流体 Ｅ1n，Ｅ2n エコー信号

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】静磁場内に置かれた被検体内の流体の流れ
   る方向へ沿って第１の傾斜磁場を所定時間間隔で交互に
   極性を反転してｎ回（ｎ≧４なる整数）印加する手段
   と、前記第１の傾斜磁場を印加している第１番目の時間
   間隔内に前記被検体の所定領域内の核スピンを励起する
   第１のＲＦパルスを発生させ、その後の偶数番目の一つ
   の時間間隔内に前記被検体の所定領域内の核スピンを励
   起する第２のＲＦパルスを発生する手段と、前記第１の
   ＲＦパルスによる励起により生ずる第１のエコー信号を
   前記第２のＲＦパルスの印加直後の時間間隔内に、前記
   第２のＲＦパルスによる励起により生ずる第２のエコー
   信号を前記第１のエコー信号計測直後の時間間隔内に検
   出する手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメー
   ジング装置。
2. 【請求項２】前記第１のエコー信号と第２のエコー信号
   とを交互に複数組計測することを特徴とする請求項１に
   記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 【請求項３】請磁場内に置かれた被検体内の流体の流れ
   る第１の方向へ沿って第１の傾斜磁場を所定時間間隔で
   交互に極性を反転してｎ回（ｎ≧４なる整数）印加する
   手段と、第１番目の前記所定時間間隔に第１のＲＦパル
   スを、第２番目の前記所定時間間隔に第２のＲＦパルス
   を印加し、前記被検体の流体を含む所定領域を順次選択
   励起する手段と、第１番目の選択励起により生ずる前記
   流体からのエコー信号をN≧３なる奇数番目の前記第１
   の傾斜磁場印加時間間隔内に、第２番目の選択励起によ
   る前記流体からのエコー信号をｎ≧４なる偶数番目の前
   記第１の傾斜磁場印加時間間隔内に検出する手段と、前
   記第１の傾斜磁場と直交する方向に第２の傾斜磁場を発
   生し、前記エコー信号の各々に第２の方向の位置情報を
   付与する手段と、前記第１の傾斜磁場及び第２の傾斜磁
   場の双方に直交した方向へ第３の傾斜磁場を発生し、前
   記エコー信号の各々に第３の方向の位置情報を付与する
   手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング
   装置。