JPH10248825A - Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 - Google Patents
Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法Info
- Publication number
- JPH10248825A JPH10248825A JP10001274A JP127498A JPH10248825A JP H10248825 A JPH10248825 A JP H10248825A JP 10001274 A JP10001274 A JP 10001274A JP 127498 A JP127498 A JP 127498A JP H10248825 A JPH10248825 A JP H10248825A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- pulse
- imaging surface
- execution means
- imaging
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】血管自体の明瞭さを確保し、脂肪、筋肉などの
実質部からのＭＲ信号を抑制した、血管の視認性、識別
性を向上させた血流像を提供する。 【解決手段】撮像面のスピンを選択励起してエコー信号
を収集するための第１のパルスシーケンスＰＳ−Ａを位
相エンコード量毎に実行する手段と、第１のパルスシー
ケンスに相前後して、撮像面とは異なる面を事前励起す
るプリパルスを含みかつこのプリパルスの印加後に撮像
面のスピンを選択励起してエコー信号を収集する第２の
パルスシーケンスＰＳ−Ｂを位相エンコード量毎に実行
する手段と、各別に得られるエコー信号から２枚のフレ
ーム画像を再構成し、画像間の差分画像を生成する手段
とを備える。第１、第２のパルスシーケンスはリフェー
ズパルスと、ＦＥ法に基づく読出し方向傾斜磁場の極性
を反転させる読出し用パルスを含む。
実質部からのＭＲ信号を抑制した、血管の視認性、識別
性を向上させた血流像を提供する。 【解決手段】撮像面のスピンを選択励起してエコー信号
を収集するための第１のパルスシーケンスＰＳ−Ａを位
相エンコード量毎に実行する手段と、第１のパルスシー
ケンスに相前後して、撮像面とは異なる面を事前励起す
るプリパルスを含みかつこのプリパルスの印加後に撮像
面のスピンを選択励起してエコー信号を収集する第２の
パルスシーケンスＰＳ−Ｂを位相エンコード量毎に実行
する手段と、各別に得られるエコー信号から２枚のフレ
ーム画像を再構成し、画像間の差分画像を生成する手段
とを備える。第１、第２のパルスシーケンスはリフェー
ズパルスと、ＦＥ法に基づく読出し方向傾斜磁場の極性
を反転させる読出し用パルスを含む。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の原子核
スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメ
ージング）に係り、とくに、２次元撮影面を通過する血
流のタイム・オブ・フライト（time of flight:TOF）効
果を使って血流イメージングを行うＭＲイメージング方
法及びＭＲＩ装置に関する。
スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメ
ージング）に係り、とくに、２次元撮影面を通過する血
流のタイム・オブ・フライト（time of flight:TOF）効
果を使って血流イメージングを行うＭＲイメージング方
法及びＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置
かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高
周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する
ＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高
周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する
ＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】この磁気共鳴イメージングの分野におい
て、既に、被検体内の血流をイメージングする技術が実
際の医療現場で使用されている。血流イメージング法の
一つとして、２次元のタイム・オブ・フライト（time o
f flight:TOF：飛行時間）効果を使う手法がある。タイ
ム・オブ・フライト（time of flight:TOF）法は、血流
中を流れるスピンが単純にその位置を変えることを利用
するもので、この手法を使って２次元像を作成し、その
２次元像を積み重ねて形成した３次元像から血管の最大
値投影像や回転像を得るようになっている。
て、既に、被検体内の血流をイメージングする技術が実
際の医療現場で使用されている。血流イメージング法の
一つとして、２次元のタイム・オブ・フライト（time o
f flight:TOF：飛行時間）効果を使う手法がある。タイ
ム・オブ・フライト（time of flight:TOF）法は、血流
中を流れるスピンが単純にその位置を変えることを利用
するもので、この手法を使って２次元像を作成し、その
２次元像を積み重ねて形成した３次元像から血管の最大
値投影像や回転像を得るようになっている。
【０００４】この２次元のタイム・オブ・フライト法
（以下、「２Ｄ−ＴＯＦ法」という）はスライス面に直
交する血管に対して特に有効で、かつ被検体の体軸方向
の広い範囲にわたる血流観察に適している。この２Ｄ−
ＴＯＦ法の撮影で使用するパルスシーケンスとしてはリ
フェーズパルスが使われ、指定スライス位置の２次元領
域が撮影される。
（以下、「２Ｄ−ＴＯＦ法」という）はスライス面に直
交する血管に対して特に有効で、かつ被検体の体軸方向
の広い範囲にわたる血流観察に適している。この２Ｄ−
ＴＯＦ法の撮影で使用するパルスシーケンスとしてはリ
フェーズパルスが使われ、指定スライス位置の２次元領
域が撮影される。
【０００５】被検体としての人体各部の血流速度は末梢
に進むほど遅くなる。遅い血流速度の場合、タイム・オ
ブ・フライト効果を活かした描出を行うため、パルスシ
ーケンスのフリップアングルやスライス厚を撮影の都度
調整するようにしている。
に進むほど遅くなる。遅い血流速度の場合、タイム・オ
ブ・フライト効果を活かした描出を行うため、パルスシ
ーケンスのフリップアングルやスライス厚を撮影の都度
調整するようにしている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】上述した２Ｄ−ＴＯＦ
法によると、例えば下肢血流のような血流速度が遅い場
合、比較的深いフリップ角（９０°に近いフリップ角）
を使用した方がコントラストは上がる。しかし、フリッ
プ角が高くなるにつれて、血管の周りの脂肪からのＭＲ
信号も高くなるから、後処理としての最大値投影時にこ
の脂肪信号が問題になる。つまり、脂肪部分が高い輝度
値に変調され、最大値投影時に脂肪が強調されてしまう
等の問題が生じ、血管の描出能は高くならない。この２
Ｄ−ＴＯＦ法の場合、撮像領域の限られた部分ならば良
好な脂肪抑制を実施できるが、広い部分全体にわたり均
一に脂肪を抑制することは困難である。
法によると、例えば下肢血流のような血流速度が遅い場
合、比較的深いフリップ角（９０°に近いフリップ角）
を使用した方がコントラストは上がる。しかし、フリッ
プ角が高くなるにつれて、血管の周りの脂肪からのＭＲ
信号も高くなるから、後処理としての最大値投影時にこ
の脂肪信号が問題になる。つまり、脂肪部分が高い輝度
値に変調され、最大値投影時に脂肪が強調されてしまう
等の問題が生じ、血管の描出能は高くならない。この２
Ｄ−ＴＯＦ法の場合、撮像領域の限られた部分ならば良
好な脂肪抑制を実施できるが、広い部分全体にわたり均
一に脂肪を抑制することは困難である。
【０００７】そこで、イメージング用のＭＲ信号を収集
するパルスシーケンス（本スキャンとも呼ばれる）の前
に、脂肪から発生するＭＲ信号を抑制するプリパルスを
印加する手法も実施されている。しかし、そのようなプ
リパルスを単純に印加しただけでは、撮像スライス面に
流入する血流からのＭＲ信号までもが抑制されてしま
い、血流像として十分な解像度、視認性の画像は得られ
ない。
するパルスシーケンス（本スキャンとも呼ばれる）の前
に、脂肪から発生するＭＲ信号を抑制するプリパルスを
印加する手法も実施されている。しかし、そのようなプ
リパルスを単純に印加しただけでは、撮像スライス面に
流入する血流からのＭＲ信号までもが抑制されてしま
い、血流像として十分な解像度、視認性の画像は得られ
ない。
【０００８】本発明は、このような従来技術による不都
合に鑑みてなされたもので、血管自体の明瞭さを確保す
るとともに、脂肪、筋肉などの実質部からのＭＲ信号を
抑制した、血管の視認性、識別性を向上させた血流像を
提供することを、その目的とする。
合に鑑みてなされたもので、血管自体の明瞭さを確保す
るとともに、脂肪、筋肉などの実質部からのＭＲ信号を
抑制した、血管の視認性、識別性を向上させた血流像を
提供することを、その目的とする。
【０００９】また本発明は、血流速度が高い状態で撮像
するようにして、血流から高いＭＲ信号値を収集し、血
管のＳ／Ｎを上げるとともに、脂肪、筋肉などの実質部
からのＭＲ信号を抑制した、血管の視認性、識別性を向
上させた血流像を提供することを、別の目的とする。
するようにして、血流から高いＭＲ信号値を収集し、血
管のＳ／Ｎを上げるとともに、脂肪、筋肉などの実質部
からのＭＲ信号を抑制した、血管の視認性、識別性を向
上させた血流像を提供することを、別の目的とする。
【００１０】さらに本発明は、ＥＣＧゲート（electroc
ardiogram gating）を掛ける撮像を実施して血流を確実
に捕捉して血流信号値を上げ、Ｓ／Ｎを向上させること
を、別の目的とする。
ardiogram gating）を掛ける撮像を実施して血流を確実
に捕捉して血流信号値を上げ、Ｓ／Ｎを向上させること
を、別の目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明の第１は、被検体の２次元撮像面を通過する
流体を画像化するＭＲＩ装置において、前記撮像面のス
ピンを選択励起してエコー信号を収集するための第１の
パルスシーケンスを位相エンコード量毎に実行する第１
の実行手段と、前記第１のパルスシーケンスに相前後し
て前記撮像面とは異なる面を事前励起するプリパルスを
含み、かつこのプリパルスの印加後に前記撮像面のスピ
ンを選択励起してエコー信号を収集する第２のパルスシ
ーケンスを位相エンコード量毎に実行する第２の実行手
段と、前記第１および第２の実行手段により各別に得ら
れる前記エコー信号を前記撮像面の画像に生成する処理
手段とを備えたことを特徴とする。
め、本発明の第１は、被検体の２次元撮像面を通過する
流体を画像化するＭＲＩ装置において、前記撮像面のス
ピンを選択励起してエコー信号を収集するための第１の
パルスシーケンスを位相エンコード量毎に実行する第１
の実行手段と、前記第１のパルスシーケンスに相前後し
て前記撮像面とは異なる面を事前励起するプリパルスを
含み、かつこのプリパルスの印加後に前記撮像面のスピ
ンを選択励起してエコー信号を収集する第２のパルスシ
ーケンスを位相エンコード量毎に実行する第２の実行手
段と、前記第１および第２の実行手段により各別に得ら
れる前記エコー信号を前記撮像面の画像に生成する処理
手段とを備えたことを特徴とする。
【００１２】好適には、前記第１および第２の実行手段
により実行される第１および第２のパルスシーケンス
は、読出し方向傾斜磁場の極性を反転させるリフェーズ
パルスを含む。また、前記第１および第２の実行手段に
より実行される第１および第２のパルスシーケンスは、
前記リフェーズパルスの印加後に印加するＦＥ法に基づ
く前記読出し方向傾斜磁場の極性を反転させる読出し用
パルスを含むようにしてもよい。さらに、前記第１およ
び第２の実行手段により実行される第１および第２のパ
ルスシーケンスは、前記選択励起を行うために印加する
前記スピンのフリップ角が９０°以下で使用するＲＦパ
ルスを含むように形成してもよい。
により実行される第１および第２のパルスシーケンス
は、読出し方向傾斜磁場の極性を反転させるリフェーズ
パルスを含む。また、前記第１および第２の実行手段に
より実行される第１および第２のパルスシーケンスは、
前記リフェーズパルスの印加後に印加するＦＥ法に基づ
く前記読出し方向傾斜磁場の極性を反転させる読出し用
パルスを含むようにしてもよい。さらに、前記第１およ
び第２の実行手段により実行される第１および第２のパ
ルスシーケンスは、前記選択励起を行うために印加する
前記スピンのフリップ角が９０°以下で使用するＲＦパ
ルスを含むように形成してもよい。
【００１３】また好適には、前記第１および第２の実行
手段は、前記流体としての血流が前記撮像面を直交また
は略直交状態で通過するように当該撮像面を位置設定す
る手段である。
手段は、前記流体としての血流が前記撮像面を直交また
は略直交状態で通過するように当該撮像面を位置設定す
る手段である。
【００１４】例えば、前記第２の実行手段は、前記プリ
パルスを印加する面を、前記撮像面の前記血流としての
静脈が当該撮像面に流入する側に設定する手段を有し、
前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記エ
コー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の画素
値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備え
る。
パルスを印加する面を、前記撮像面の前記血流としての
静脈が当該撮像面に流入する側に設定する手段を有し、
前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記エ
コー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の画素
値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備え
る。
【００１５】また例えば、前記第２の実行手段は、前記
プリパルスを印加する面を、前記撮像面の前記血流とし
ての動脈が当該撮像面に流入する側に設定する手段を有
し、前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集さ
れた前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構
成する手段と、前記第２の実行手段により収集された前
記エコー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する
手段と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の
画素値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備
える、ように構成してもよい。
プリパルスを印加する面を、前記撮像面の前記血流とし
ての動脈が当該撮像面に流入する側に設定する手段を有
し、前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集さ
れた前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構
成する手段と、前記第２の実行手段により収集された前
記エコー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する
手段と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の
画素値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備
える、ように構成してもよい。
【００１６】さらに例えば、前記第２の実行手段は、前
記プリパルスを印加する面を前記撮像面の前記血流とし
ての静脈が当該撮像面に流入する側と動脈が当該撮像面
に流入する側との両側２か所に個別に設定して当該２か
所の面それぞれに前記第２のパルスシーケンスを実行す
る手段と、この２か所の面それぞれに前記プリパルスを
印加した後に前記撮像面に対する選択励起によるエコー
信号収集を個別に指令する手段とを有し、前記処理手段
は、前記第１の実行手段により収集された前記エコー信
号から前記撮像面の第１の画像を再構成する手段と、前
記第２の実行手段により収集された前記静脈流入側の面
への前記プリパルス印加に対応して収集された前記エコ
ー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第２の実行手段により収集された前記動脈流入
側の面への前記プリパルス印加に対応して収集された前
記エコー信号から前記撮像面の第３の画像を再構成する
手段と、前記第１の画像から前記第２の画像を画素毎に
減じて第１の差分画像を作成する手段と、前記第１の画
像から前記第３の画像を画素毎に減じて第２の差分画像
を作成する手段と、前記第１の差分画像と第２の差分画
像とを画素毎に加算して加算画像を作成する手段とを備
える、ように構成してもよい。この場合、好適には、前
記処理手段が、前記第１および第２の差分画像にそれら
の画像の画素値に応じて相互に異なるカラーデータを付
与する手段を備える、ことである。
記プリパルスを印加する面を前記撮像面の前記血流とし
ての静脈が当該撮像面に流入する側と動脈が当該撮像面
に流入する側との両側２か所に個別に設定して当該２か
所の面それぞれに前記第２のパルスシーケンスを実行す
る手段と、この２か所の面それぞれに前記プリパルスを
印加した後に前記撮像面に対する選択励起によるエコー
信号収集を個別に指令する手段とを有し、前記処理手段
は、前記第１の実行手段により収集された前記エコー信
号から前記撮像面の第１の画像を再構成する手段と、前
記第２の実行手段により収集された前記静脈流入側の面
への前記プリパルス印加に対応して収集された前記エコ
ー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第２の実行手段により収集された前記動脈流入
側の面への前記プリパルス印加に対応して収集された前
記エコー信号から前記撮像面の第３の画像を再構成する
手段と、前記第１の画像から前記第２の画像を画素毎に
減じて第１の差分画像を作成する手段と、前記第１の画
像から前記第３の画像を画素毎に減じて第２の差分画像
を作成する手段と、前記第１の差分画像と第２の差分画
像とを画素毎に加算して加算画像を作成する手段とを備
える、ように構成してもよい。この場合、好適には、前
記処理手段が、前記第１および第２の差分画像にそれら
の画像の画素値に応じて相互に異なるカラーデータを付
与する手段を備える、ことである。
【００１７】さらに、好適な一態様として、前記被検体
の心時相を表す信号を計測するとともに当該信号から心
電同期信号を生成する信号生成手段を備え、前記第１お
よび第２の実行手段は、前記第１および第２のパルスシ
ーケンスの開始タイミングを前記心電同期信号に同期さ
せる手段である。上記心時相を表す信号は、例えばＥＣ
Ｇ信号である。
の心時相を表す信号を計測するとともに当該信号から心
電同期信号を生成する信号生成手段を備え、前記第１お
よび第２の実行手段は、前記第１および第２のパルスシ
ーケンスの開始タイミングを前記心電同期信号に同期さ
せる手段である。上記心時相を表す信号は、例えばＥＣ
Ｇ信号である。
【００１８】また、本発明の第２は、被検体の２次元撮
像面を通過する流体を画像化するＭＲ撮像方法におい
て、前記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収
集するための第１のパルスシーケンスと前記第１のパル
スシーケンスに相前後して前記撮像面とは異なる面を事
前励起するプリパルスを含みかつこのプリパルスの印加
後に前記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収
集する第２のパルスシーケンスとを位相エンコード量毎
に繰り返して実行し、前記第１および第２のパルスシー
ケンスの実行により各別に得られる前記エコー信号を前
記撮像面の画像に生成する、ことを特徴とした。
像面を通過する流体を画像化するＭＲ撮像方法におい
て、前記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収
集するための第１のパルスシーケンスと前記第１のパル
スシーケンスに相前後して前記撮像面とは異なる面を事
前励起するプリパルスを含みかつこのプリパルスの印加
後に前記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収
集する第２のパルスシーケンスとを位相エンコード量毎
に繰り返して実行し、前記第１および第２のパルスシー
ケンスの実行により各別に得られる前記エコー信号を前
記撮像面の画像に生成する、ことを特徴とした。
【００１９】
【発明の実施の形態】以下、本発明に係る実施形態を添
付図面に基づき説明する。
付図面に基づき説明する。
【００２０】第１の実施形態 第１の実施形態を図１〜図５を参照して説明する。この
実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置
の概略構成を図１に示す。
実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置
の概略構成を図１に示す。
【００２１】このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台
部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位
置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号
を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール
及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心電
信号を計測する心電計測部とを備えている。
部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位
置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号
を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール
及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心電
信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００２２】静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１Ｓが設けられてい
る。このシムコイル１Ｓには、後述するコントローラの
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１Ｓが設けられてい
る。このシムコイル１Ｓには、後述するコントローラの
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００２３】傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾
斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコ
イル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源
４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケン
サ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜
磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾
斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコ
イル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源
４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケン
サ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜
磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００２４】傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を
合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場ＧS 、
位相エンコード方向傾斜磁場ＧE 、および読出し方向
（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧR の各方向を任意
に設定・変更することができる。スライス方向、位相エ
ンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場
Ｈ0 に重畳される。
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を
合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場ＧS 、
位相エンコード方向傾斜磁場ＧE 、および読出し方向
（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧR の各方向を任意
に設定・変更することができる。スライス方向、位相エ
ンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場
Ｈ0 に重畳される。
【００２５】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５
の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘起させるた
めのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に
供給する一方、ＲＦコイル７が受信した高周波のＭＲ信
号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタ
ル信号を形成するようになっている。
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５
の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘起させるた
めのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に
供給する一方、ＲＦコイル７が受信した高周波のＭＲ信
号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタ
ル信号を形成するようになっている。
【００２６】さらに、制御・演算部は、シーケンサ５、
コントローラ６、演算ユニット１０、記憶ユニット１
１、表示器１２、入力器１３、および音声発生器１６を
備える。この内、コントローラ６はコンピュータを有
し、このコンピュータに記憶させたソフトウエア手順に
より、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令する
とともに、シーケンサ５を含む装置全体の制御ブロック
の動作タイミングの同期をとりながら、それらの制御を
統括する機能を有する。
コントローラ６、演算ユニット１０、記憶ユニット１
１、表示器１２、入力器１３、および音声発生器１６を
備える。この内、コントローラ６はコンピュータを有
し、このコンピュータに記憶させたソフトウエア手順に
より、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令する
とともに、シーケンサ５を含む装置全体の制御ブロック
の動作タイミングの同期をとりながら、それらの制御を
統括する機能を有する。
【００２７】このＭＲＩ装置は、対象となる撮像スライ
ス面を撮像する際、その撮像スライス面をリフェーズパ
ルスを使用して１位相エンコード量ずつスキャンすると
ともに、その撮像スライス面とは異なるスライス面（例
えば隣接面）を事前励起した後、リフェーズパルスを使
用して撮像スライス面を１位相エンコード量ずつスキャ
ンするという複数段階（例えば２段階）の信号収集を繰
り返して行い、この複数段階のスキャンにより収集した
ＭＲ信号を各別に再構成し、再構成した複数フレーム分
の画像データを減算および／または加算することで撮像
スライス面の画像を得るという独特の撮像法を採用して
いる。
ス面を撮像する際、その撮像スライス面をリフェーズパ
ルスを使用して１位相エンコード量ずつスキャンすると
ともに、その撮像スライス面とは異なるスライス面（例
えば隣接面）を事前励起した後、リフェーズパルスを使
用して撮像スライス面を１位相エンコード量ずつスキャ
ンするという複数段階（例えば２段階）の信号収集を繰
り返して行い、この複数段階のスキャンにより収集した
ＭＲ信号を各別に再構成し、再構成した複数フレーム分
の画像データを減算および／または加算することで撮像
スライス面の画像を得るという独特の撮像法を採用して
いる。
【００２８】このため、コントローラ６およびシーケン
サ５は共働して、図２に示す血管撮像用の一連のスキャ
ンシーケンスを各位相エンコード量毎に実施する。この
スキャンシーケンスは、前半のパルスシーケンスＰＳ−
Ａと後半のパルスシーケンスＰＳ−Ｂとに分かれてい
る。この処理は、コントローラ６が所定のメインプログ
ラムを実行していく中でコンピュータ制御により実施さ
れる。この一連のスキャンにより収集されたＭＲ信号
は、演算ユニット１０により、図３に示す再構成処理ル
ーチンに基づき処理され、ＭＲ画像が作成される。
サ５は共働して、図２に示す血管撮像用の一連のスキャ
ンシーケンスを各位相エンコード量毎に実施する。この
スキャンシーケンスは、前半のパルスシーケンスＰＳ−
Ａと後半のパルスシーケンスＰＳ−Ｂとに分かれてい
る。この処理は、コントローラ６が所定のメインプログ
ラムを実行していく中でコンピュータ制御により実施さ
れる。この一連のスキャンにより収集されたＭＲ信号
は、演算ユニット１０により、図３に示す再構成処理ル
ーチンに基づき処理され、ＭＲ画像が作成される。
【００２９】シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備
えており、コントローラ６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｒ、受信機８Ｔの一連の動作を制御す
る。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルス
シーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒお
よび受信器８Ｔを動作させるために必要な全ての情報で
あり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパ
ルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関す
る情報を含む。また、シーケンサ５は必要に応じて、上
述したタイミング制御を後述するＥＣＧ信号のゲートパ
ルスに同期して実施し、心電同期を行えるようになって
いる。
えており、コントローラ６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｒ、受信機８Ｔの一連の動作を制御す
る。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルス
シーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒお
よび受信器８Ｔを動作させるために必要な全ての情報で
あり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパ
ルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関す
る情報を含む。また、シーケンサ５は必要に応じて、上
述したタイミング制御を後述するＥＣＧ信号のゲートパ
ルスに同期して実施し、心電同期を行えるようになって
いる。
【００３０】このパルスシーケンスとしては、例えばフ
ーリエ変換法を適用した２次元（２Ｄ）スキャンが採用
される。また、そのパルス列の形態としては、ＳＥ（ス
ピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコ
ー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法などのパルス列が採用さ
れる。
ーリエ変換法を適用した２次元（２Ｄ）スキャンが採用
される。また、そのパルス列の形態としては、ＳＥ（ス
ピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコ
ー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法などのパルス列が採用さ
れる。
【００３１】また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒか
らのＭＲ信号のデジタルデータを入力して内蔵メモリで
形成されるフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも
呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配
置、および、原データを実空間画像に再構成するための
２次元フーリエ変換処理を行う一方で、本発明の特徴の
一部を成すフレーム画像データ間の加減算などの演算処
理（図３、４参照）を行うようになっている。また、本
発明の撮像法を用いて、同一部位の複数枚のスライス面
をスキャンして作成した３次元画像データについて、複
数フレームの対応ピクセル毎にその最大値を選択して１
枚の２次元の最大値投影（ＭＩＰ）像を作成する演算処
理も行うようになっている。
らのＭＲ信号のデジタルデータを入力して内蔵メモリで
形成されるフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも
呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配
置、および、原データを実空間画像に再構成するための
２次元フーリエ変換処理を行う一方で、本発明の特徴の
一部を成すフレーム画像データ間の加減算などの演算処
理（図３、４参照）を行うようになっている。また、本
発明の撮像法を用いて、同一部位の複数枚のスライス面
をスキャンして作成した３次元画像データについて、複
数フレームの対応ピクセル毎にその最大値を選択して１
枚の２次元の最大値投影（ＭＩＰ）像を作成する演算処
理も行うようになっている。
【００３２】記憶ユニット１１は、原データおよび再構
成画像データのみならず、上述の演算処理が施された画
像データを保管することができる。表示器１２は画像を
表示する。また、術者は入力器１３を介して所望のスキ
ャン条件、パルスシーケンス、画像処理法などの必要情
報をコントローラ６に入力できるようになっている。
成画像データのみならず、上述の演算処理が施された画
像データを保管することができる。表示器１２は画像を
表示する。また、術者は入力器１３を介して所望のスキ
ャン条件、パルスシーケンス、画像処理法などの必要情
報をコントローラ６に入力できるようになっている。
【００３３】音声発生器１４は、コントローラ６から指
令があったときに、撮像中の息止め開始および息止め終
了のメッセージを音声として発することができる。
令があったときに、撮像中の息止め開始および息止め終
了のメッセージを音声として発することができる。
【００３４】さらに、心電計測部は、被検体の体表に付
着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセ
ンサ１７と、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値に同期した
微小幅のゲートパルスを心電同期信号としてコントロー
ラ６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８
とを備える。この心電計測部によるゲートパルスは、必
要に応じて、上述した１エンコード当たり複数回（例え
ば２回）のスキャン開始タイミングの制御に心電同期信
号としてシーケンサ５により利用される。この心電同期
制御も本発明の特徴の１つを成す。これにより、心電同
期のための同期タイミングを適切に設定でき、この設定
した同期タイミングに拠る心電同期スキャンを行ってＭ
Ｒ原（生）データを収集できるようになっている。
着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセ
ンサ１７と、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値に同期した
微小幅のゲートパルスを心電同期信号としてコントロー
ラ６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８
とを備える。この心電計測部によるゲートパルスは、必
要に応じて、上述した１エンコード当たり複数回（例え
ば２回）のスキャン開始タイミングの制御に心電同期信
号としてシーケンサ５により利用される。この心電同期
制御も本発明の特徴の１つを成す。これにより、心電同
期のための同期タイミングを適切に設定でき、この設定
した同期タイミングに拠る心電同期スキャンを行ってＭ
Ｒ原（生）データを収集できるようになっている。
【００３５】次に、この実施形態の動作を説明する。
【００３６】このＭＲＩ装置が起動すると、コントロー
ラ６は所定メインプログラムを実行する中で、図２に示
すＦＥ法に拠る、読出し用傾斜磁場にリフェーズパルス
Ｐre p を含んだパルスシーケンスの処理を実行する。こ
のパルスシーケンスに基づくパルス印加は、シーケンサ
５の制御の元、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ及びＲＦコ
イル７を介して実施される。
ラ６は所定メインプログラムを実行する中で、図２に示
すＦＥ法に拠る、読出し用傾斜磁場にリフェーズパルス
Ｐre p を含んだパルスシーケンスの処理を実行する。こ
のパルスシーケンスに基づくパルス印加は、シーケンサ
５の制御の元、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ及びＲＦコ
イル７を介して実施される。
【００３７】同図に示すように、このパルスシーケンス
は、前半のパルスシーケンスＰＳ−Ａと、このシーケン
スＰＳ−Ａに引き続いて印加する後半のパルスシーケン
スＰＳ−Ｂとから成る。なお、この前半および後半のシ
ーケンスの実行順は反対に設定してもよい。
は、前半のパルスシーケンスＰＳ−Ａと、このシーケン
スＰＳ−Ａに引き続いて印加する後半のパルスシーケン
スＰＳ−Ｂとから成る。なお、この前半および後半のシ
ーケンスの実行順は反対に設定してもよい。
【００３８】前半のパルスシーケンスＰＳ−Ａでは、最
初に、フリップ角が例えば６０°の励起ＲＦパルスをス
ライス用傾斜磁場ＧS と共に印加して所望スライス位置
の所定スライス厚さの撮像スライス面ＳＡ（図４（ａ）
参照）の選択励起を行う。ここでは、選択励起面の位置
が所望スライス面の位置に一致するように、スライス用
傾斜磁場ＧS の強度および励起ＲＦパルスの周波数帯域
ＢＷ＝ｆＡを設定している。
初に、フリップ角が例えば６０°の励起ＲＦパルスをス
ライス用傾斜磁場ＧS と共に印加して所望スライス位置
の所定スライス厚さの撮像スライス面ＳＡ（図４（ａ）
参照）の選択励起を行う。ここでは、選択励起面の位置
が所望スライス面の位置に一致するように、スライス用
傾斜磁場ＧS の強度および励起ＲＦパルスの周波数帯域
ＢＷ＝ｆＡを設定している。
【００３９】次いで、再位相合わせ用のリフェーズパル
スＰrep の読出し用傾斜磁場ＧR 及び位相エンコード用
傾斜磁場ＧE を印加し、その後、ＦＥ法に準じて読出し
用傾斜磁場ＧR を反転させる。この磁場反転に呼応して
発生するエコー信号が読出し用傾斜磁場ＧR を印加しな
がらＲＦコイル７を介して収集される。
スＰrep の読出し用傾斜磁場ＧR 及び位相エンコード用
傾斜磁場ＧE を印加し、その後、ＦＥ法に準じて読出し
用傾斜磁場ＧR を反転させる。この磁場反転に呼応して
発生するエコー信号が読出し用傾斜磁場ＧR を印加しな
がらＲＦコイル７を介して収集される。
【００４０】これに続く後半のパルスシーケンスＰＳ−
Ｂでは、最初に、事前励起（プリサチュレーション）用
のプリパルスが印加される。このプリパルスとしてはこ
こでは、sinc関数で形成されたフリップ角が９０°の励
起ＲＦパルスが用いられる。この９０°ＲＦパルスは選
択励起のためのスライス用傾斜磁場ＧS と共に印加され
る。プリパルスとしての９０°ＲＦパルスを印加する事
前励起スライス面ＳＢは図４（ｂ）に示すように、プリ
パルスの周波数帯域ＢＷをＢＷ＝ｆＢと励起ＲＦパルス
のそれとは異ならせことで、撮像スライス面ＳＡの隣接
または略隣接する位置に設定される。本実施形態では、
この事前励起スライス面ＳＢを、図４（ｂ）に示すよう
に、撮像スライス面ＳＡに静脈ＶＥが流入する側（すな
わち、撮像スライス面ＳＡから動脈ＡＲが流出する側）
に設定している。なお、このようなプリパルスを使う手
法を、Ｂ−ＦＡＳＴ法（blood flow suppression tech-
nique ）と呼ぶこともある。
Ｂでは、最初に、事前励起（プリサチュレーション）用
のプリパルスが印加される。このプリパルスとしてはこ
こでは、sinc関数で形成されたフリップ角が９０°の励
起ＲＦパルスが用いられる。この９０°ＲＦパルスは選
択励起のためのスライス用傾斜磁場ＧS と共に印加され
る。プリパルスとしての９０°ＲＦパルスを印加する事
前励起スライス面ＳＢは図４（ｂ）に示すように、プリ
パルスの周波数帯域ＢＷをＢＷ＝ｆＢと励起ＲＦパルス
のそれとは異ならせことで、撮像スライス面ＳＡの隣接
または略隣接する位置に設定される。本実施形態では、
この事前励起スライス面ＳＢを、図４（ｂ）に示すよう
に、撮像スライス面ＳＡに静脈ＶＥが流入する側（すな
わち、撮像スライス面ＳＡから動脈ＡＲが流出する側）
に設定している。なお、このようなプリパルスを使う手
法を、Ｂ−ＦＡＳＴ法（blood flow suppression tech-
nique ）と呼ぶこともある。
【００４１】この後半のパルスシーケンスＰＳ−Ｂで
は、この後さらに、前半のパルスシーケンスＰＳ−Ａと
同様に、所望の撮像スライス面ＳＡに対して、リフェー
ズパルスＰrep を用いたＦＥ法に拠るエコーデータ収集
のパルス印加が引き続いて実施される。
は、この後さらに、前半のパルスシーケンスＰＳ−Ａと
同様に、所望の撮像スライス面ＳＡに対して、リフェー
ズパルスＰrep を用いたＦＥ法に拠るエコーデータ収集
のパルス印加が引き続いて実施される。
【００４２】この一連のパルスシーケンスの印加は、位
相エンコード用傾斜磁場ＧE による位相エンコード量を
変えながら、互いに隣接または略隣接した２枚のスライ
ス面ＳＡおよびＳＢに対して繰り返して実施され、各ス
ライス面からエコー信号が収集される。
相エンコード用傾斜磁場ＧE による位相エンコード量を
変えながら、互いに隣接または略隣接した２枚のスライ
ス面ＳＡおよびＳＢに対して繰り返して実施され、各ス
ライス面からエコー信号が収集される。
【００４３】以上のパルス印加に伴って収集されるエコ
ー信号は受信器８Ｒでデジタル量のエコーデータに形成
され、演算ユニット１０に供給される。演算ユニット１
０では、図３に示す一連の処理を撮像毎に実施する。
ー信号は受信器８Ｒでデジタル量のエコーデータに形成
され、演算ユニット１０に供給される。演算ユニット１
０では、図３に示す一連の処理を撮像毎に実施する。
【００４４】具体的には、演算ユニット１０は、入力し
たエコーデータを２次元の２つの仮想メモリ空間Ａ，Ｂ
のそれぞれにエンコード量に応じて順次配置する。つま
り、前半のパルスシーケンスＰＳ−Ａにより収集された
エコーデータは一方のメモリ空間Ａに配置され、後半の
パルスシーケンスＰＳ−Ｂにより収集されたエコーデー
タはもう一方のメモリ空間Ｂにそれぞれ配置される（図
３ステップＳＴ１〜ＳＴ５）。
たエコーデータを２次元の２つの仮想メモリ空間Ａ，Ｂ
のそれぞれにエンコード量に応じて順次配置する。つま
り、前半のパルスシーケンスＰＳ−Ａにより収集された
エコーデータは一方のメモリ空間Ａに配置され、後半の
パルスシーケンスＰＳ−Ｂにより収集されたエコーデー
タはもう一方のメモリ空間Ｂにそれぞれ配置される（図
３ステップＳＴ１〜ＳＴ５）。
【００４５】次いで、一方のメモリ空間Ａに対して２次
元フーリエ変換が実施され、撮像スライス面ＳＡに対す
る第１画像ＩＡが再構成される（図３ステップＳＴ
６）。さらに、もう一方のメモリ空間Ｂに対して２次元
フーリエ変換が実施され、同一のの撮像スライス面ＳＡ
に対する第２画像ＩＢが再構成される（図３ステップＳ
Ｔ７）。
元フーリエ変換が実施され、撮像スライス面ＳＡに対す
る第１画像ＩＡが再構成される（図３ステップＳＴ
６）。さらに、もう一方のメモリ空間Ｂに対して２次元
フーリエ変換が実施され、同一のの撮像スライス面ＳＡ
に対する第２画像ＩＢが再構成される（図３ステップＳ
Ｔ７）。
【００４６】この後、演算ユニット１０は第１画像ＩＡ
及び第２画像ＩＢ間の画素値の差をピクセル毎に演算す
る（図３ステップＳＴ８）。この差演算により、両画像
ＩＡ，ＩＢの２次元差分画像Ｄのデータが得られるの
で、このデータを記憶ユニット１１に記憶させるととも
に、表示器１２に表示する（図３ステップＳＴ９）。
及び第２画像ＩＢ間の画素値の差をピクセル毎に演算す
る（図３ステップＳＴ８）。この差演算により、両画像
ＩＡ，ＩＢの２次元差分画像Ｄのデータが得られるの
で、このデータを記憶ユニット１１に記憶させるととも
に、表示器１２に表示する（図３ステップＳＴ９）。
【００４７】つまり、図４に示す如く、前半のパルスシ
ーケンスＰＳ−Ａにより所望の撮像スライス面ＳＡがス
ライス選択された状態で、そのスライス面ＳＡがリフェ
ーズパルスＰrep を使ってスキャンされ、第１画像ＩＡ
が同図（ａ′）に示す如く得られる。この第１画像ＩＡ
によれば、スライス面ＳＡを通過する動脈ＡＲ及び静脈
ＶＥの断面が伴に実質部ＴＳと伴に画像化される。この
とき、血流部はタイム・オブ・フライト効果により実質
部よりも強調されたコントラストで画像化される。つま
り、リフェーズパルスを使用しているので、血流スピン
の位相が補償され、その位相合わせが確実に実行され
て、信号値の高いエコー信号を生じる。
ーケンスＰＳ−Ａにより所望の撮像スライス面ＳＡがス
ライス選択された状態で、そのスライス面ＳＡがリフェ
ーズパルスＰrep を使ってスキャンされ、第１画像ＩＡ
が同図（ａ′）に示す如く得られる。この第１画像ＩＡ
によれば、スライス面ＳＡを通過する動脈ＡＲ及び静脈
ＶＥの断面が伴に実質部ＴＳと伴に画像化される。この
とき、血流部はタイム・オブ・フライト効果により実質
部よりも強調されたコントラストで画像化される。つま
り、リフェーズパルスを使用しているので、血流スピン
の位相が補償され、その位相合わせが確実に実行され
て、信号値の高いエコー信号を生じる。
【００４８】引き続いて、後半のパルスシーケンスＰＳ
−Ｂが実施され、第２画像ＩＢが得られる。このシーケ
ンスの冒頭にはプリパルスとしての９０°ＲＦパルスが
印加される。これにより、上述した撮像スライス面ＳＡ
に隣接または略隣接した静脈流入側の事前励起スライス
面ＳＢがスライス選択され、プリパルスにより事前励起
される。
−Ｂが実施され、第２画像ＩＢが得られる。このシーケ
ンスの冒頭にはプリパルスとしての９０°ＲＦパルスが
印加される。これにより、上述した撮像スライス面ＳＡ
に隣接または略隣接した静脈流入側の事前励起スライス
面ＳＢがスライス選択され、プリパルスにより事前励起
される。
【００４９】これにより、事前励起スライス面ＳＢ内の
原子核スピンが励起される。つまり、このスライス面Ｓ
Ｂを流れる静脈ＶＥのスピンは所望の撮像スライス面Ｓ
Ａに流入する前に飽和する。静脈ＶＥが撮像スライス面
ＳＡに流入したときにも、そのスピンの飽和状態は維持
されている。したがって、回転座標系ｘｙ面上のスピン
の位相角をリフェーズさせながら実施した後半のスキャ
ン時には、静脈ＶＥのスピンはその殆どが飽和している
ので、図４（ｂ′）に示す如く、静脈ＶＥの断面部分は
画像化されない。
原子核スピンが励起される。つまり、このスライス面Ｓ
Ｂを流れる静脈ＶＥのスピンは所望の撮像スライス面Ｓ
Ａに流入する前に飽和する。静脈ＶＥが撮像スライス面
ＳＡに流入したときにも、そのスピンの飽和状態は維持
されている。したがって、回転座標系ｘｙ面上のスピン
の位相角をリフェーズさせながら実施した後半のスキャ
ン時には、静脈ＶＥのスピンはその殆どが飽和している
ので、図４（ｂ′）に示す如く、静脈ＶＥの断面部分は
画像化されない。
【００５０】このため、第１画像ＩＡ及び第２画像ＩＢ
から得られる差分画像Ｄは図４（ｃ′）に示すようにな
る。つまり、血管断面像の背景となる実質部ＴＳの画素
値が差分演算に拠り殆どが消え、脂肪や筋肉からの信号
を抑制したのと等価な画像になるともに、リフェーズパ
ルスに感度の有る静脈ＶＥおよび動脈ＡＲを分離、強調
した画像Ｄが得られる。
から得られる差分画像Ｄは図４（ｃ′）に示すようにな
る。つまり、血管断面像の背景となる実質部ＴＳの画素
値が差分演算に拠り殆どが消え、脂肪や筋肉からの信号
を抑制したのと等価な画像になるともに、リフェーズパ
ルスに感度の有る静脈ＶＥおよび動脈ＡＲを分離、強調
した画像Ｄが得られる。
【００５１】以上の処理は撮像スライス面を順次移動さ
せて実施され、その都度得られる差分画像が前述した図
５のように３次元的に合成され、その３次元のボリュー
ムデータから最大値投影像を演算したり、回転表示が実
施される。最大値投影を行ったり、回転表示を行うとき
に、背景が殆ど消えているため、血流部の視認性が向上
するという利点がある。
せて実施され、その都度得られる差分画像が前述した図
５のように３次元的に合成され、その３次元のボリュー
ムデータから最大値投影像を演算したり、回転表示が実
施される。最大値投影を行ったり、回転表示を行うとき
に、背景が殆ど消えているため、血流部の視認性が向上
するという利点がある。
【００５２】この第１の実施形態では以上のように、従
来のサブトラクション法に拠るＭＲアンギオグラフィと
も異なり、１回の撮像で短時間に脂肪抑制しながら、動
脈／静脈を分離した画像が得られるので、脊部の分岐部
検査に特に有効である。また２次元の撮像スライス面で
のデータ収集をベースにして３次元データを形成するの
で、通常の３次元のボリュームイメージングともひと味
異なり、体動に起因したアーチファクトに高い耐性を発
揮できる。
来のサブトラクション法に拠るＭＲアンギオグラフィと
も異なり、１回の撮像で短時間に脂肪抑制しながら、動
脈／静脈を分離した画像が得られるので、脊部の分岐部
検査に特に有効である。また２次元の撮像スライス面で
のデータ収集をベースにして３次元データを形成するの
で、通常の３次元のボリュームイメージングともひと味
異なり、体動に起因したアーチファクトに高い耐性を発
揮できる。
【００５３】なお、プリパルスとしては必ずしも、シン
ク関数などを使った９０°ＲＦパルスに限定されること
なく、撮像スライス面に流入してくる血流を含む面を事
前励起できるものであればよく、例えば、そのフリップ
角を別の値に設定してもよいし、またバイノミアルパル
スを使ってもよい。
ク関数などを使った９０°ＲＦパルスに限定されること
なく、撮像スライス面に流入してくる血流を含む面を事
前励起できるものであればよく、例えば、そのフリップ
角を別の値に設定してもよいし、またバイノミアルパル
スを使ってもよい。
【００５４】第２の実施形態 本発明の第２の実施形態を図６、７に基づき説明する。
この実施形態も、上述と同様の撮像法に基づいて所望ス
ライス面を撮像するＭＲＩ装置に関するものであるが、
事前励起スライス面の設定位置が前述の手法とは異な
る。
この実施形態も、上述と同様の撮像法に基づいて所望ス
ライス面を撮像するＭＲＩ装置に関するものであるが、
事前励起スライス面の設定位置が前述の手法とは異な
る。
【００５５】なお、本実施形態およびこれ以降の実施形
態において、第１の実施形態のＭＲＩ装置と同一または
同様の構成要素には同一符号を用いて、その説明を省略
または簡略化する。
態において、第１の実施形態のＭＲＩ装置と同一または
同様の構成要素には同一符号を用いて、その説明を省略
または簡略化する。
【００５６】この実施形態のＭＲＩ装置は、コントロー
ラ６およびシーケンサ５が共働して、図６に示す一連の
スキャンシーケンスを実行する。このスキャンシーケン
スもその位相エンコード量毎に、前半のパルスシーケン
スＰＳ−Ａと後半のパルスシーケンスＰＳ−Ｃとの２段
階のスキャンとなっている。前半のパルスシーケンスＰ
Ｓ−Ａの内容は第１の実施形態のそれと同じであり、リ
フェーズパルスを用いてＦＥ法に拠るエコー信号が収集
される。
ラ６およびシーケンサ５が共働して、図６に示す一連の
スキャンシーケンスを実行する。このスキャンシーケン
スもその位相エンコード量毎に、前半のパルスシーケン
スＰＳ−Ａと後半のパルスシーケンスＰＳ−Ｃとの２段
階のスキャンとなっている。前半のパルスシーケンスＰ
Ｓ−Ａの内容は第１の実施形態のそれと同じであり、リ
フェーズパルスを用いてＦＥ法に拠るエコー信号が収集
される。
【００５７】後半のパルスシーケンスＰＳ−Ｃは、最初
にプリパルスとしての９０°ＲＦパルスがスライス面を
指定して印加される。この事前励起スライス面ＳＣは図
７（ｂ）に示す如く、所望の撮像スライス面ＳＡの動脈
流入側（すなわち静脈流出側）に位置して当該撮像スラ
イス面ＳＡに隣接または略隣接するように設定されてい
る。この事前励起スライス面ＳＣの位置は、プリパルス
の周波数帯域幅ＢＷを所定値ＢＷ＝ｆＣに設定すること
で行われる。このプリパルスの後には、第１の実施形態
のときと同様に、撮像スライス面ＳＡに対して励起ＲＦ
パルスが印加される。さらに、第１の実施形態と同様
に、リフェーズパルスを用いてＦＥ法に拠るエコー信号
が収集される。
にプリパルスとしての９０°ＲＦパルスがスライス面を
指定して印加される。この事前励起スライス面ＳＣは図
７（ｂ）に示す如く、所望の撮像スライス面ＳＡの動脈
流入側（すなわち静脈流出側）に位置して当該撮像スラ
イス面ＳＡに隣接または略隣接するように設定されてい
る。この事前励起スライス面ＳＣの位置は、プリパルス
の周波数帯域幅ＢＷを所定値ＢＷ＝ｆＣに設定すること
で行われる。このプリパルスの後には、第１の実施形態
のときと同様に、撮像スライス面ＳＡに対して励起ＲＦ
パルスが印加される。さらに、第１の実施形態と同様
に、リフェーズパルスを用いてＦＥ法に拠るエコー信号
が収集される。
【００５８】この一連のデータ収集が位相エンコード量
を変えながら順次実行される。演算ユニット１０は図７
（ａ′）、（ｂ′）に示す如く、前半スキャンおよび後
半スキャンぞれぞれのエコー信号に対して画像再構成を
行って第１画像ＩＡおよび第２画像ＩＣを生成する。さ
らに、演算ユニット１０は、この２つの第１画像ＩＡお
よび第２画像ＩＣの間で、画素毎に「ＩＡ−ＩＣ」の画
素値の減算処理を実行する。この結果生じる画素データ
Ｄは、第１の実施形態のときとは反対に、背景となる実
質部ＴＳの像の殆どと静脈ＶＥの断面像とが画素値減算
により消える一方で、動脈ＡＲの断面像が明瞭に残る。
を変えながら順次実行される。演算ユニット１０は図７
（ａ′）、（ｂ′）に示す如く、前半スキャンおよび後
半スキャンぞれぞれのエコー信号に対して画像再構成を
行って第１画像ＩＡおよび第２画像ＩＣを生成する。さ
らに、演算ユニット１０は、この２つの第１画像ＩＡお
よび第２画像ＩＣの間で、画素毎に「ＩＡ−ＩＣ」の画
素値の減算処理を実行する。この結果生じる画素データ
Ｄは、第１の実施形態のときとは反対に、背景となる実
質部ＴＳの像の殆どと静脈ＶＥの断面像とが画素値減算
により消える一方で、動脈ＡＲの断面像が明瞭に残る。
【００５９】つまり、第１の実施形態のときとは反対
に、事前励起スライス面を設定した側から流入する動脈
のみを効果的に表示することができる。このように撮像
スライス面のいずれの側に事前励起スライス面を設定す
るかに応じて、撮像スライス面に流入する血流の種類を
変更することができ、血流の走行方向に応じた血流イメ
ージングが可能になる。加えて、第１の実施形態のもの
と同等の作用効果も得ることができる。
に、事前励起スライス面を設定した側から流入する動脈
のみを効果的に表示することができる。このように撮像
スライス面のいずれの側に事前励起スライス面を設定す
るかに応じて、撮像スライス面に流入する血流の種類を
変更することができ、血流の走行方向に応じた血流イメ
ージングが可能になる。加えて、第１の実施形態のもの
と同等の作用効果も得ることができる。
【００６０】第３の実施形態 本発明の第３の実施形態を図８〜１０に基づき説明す
る。この実施形態も上述と同様の撮像法に基づいて所望
スライス面を撮像するＭＲＩ装置に関するものである
が、事前励起スライス面の設定位置を複数化した点が異
なる。
る。この実施形態も上述と同様の撮像法に基づいて所望
スライス面を撮像するＭＲＩ装置に関するものである
が、事前励起スライス面の設定位置を複数化した点が異
なる。
【００６１】この実施形態のＭＲＩ装置は、コントロー
ラ６およびシーケンサ５が共働して、図８に示す一連の
スキャンシーケンスを実行する。このスキャンシーケン
スはその位相エンコード量毎に、序盤のパルスシーケン
スＰＳ−Ａ、中盤のパルスシーケンスＰＳ−Ｂ、終盤の
パルスシーケンスＰＳ−Ｃの３段階のスキャンとなって
いる。序盤および中盤のパルスシーケンスＰＳ−Ａ，Ｐ
Ｓ−Ｂの内容は第１の実施形態のそれと同じである。終
盤のパルスシーケンスＰＳ−Ｃは第２の実施形態で説明
したものと同じに設定される。
ラ６およびシーケンサ５が共働して、図８に示す一連の
スキャンシーケンスを実行する。このスキャンシーケン
スはその位相エンコード量毎に、序盤のパルスシーケン
スＰＳ−Ａ、中盤のパルスシーケンスＰＳ−Ｂ、終盤の
パルスシーケンスＰＳ−Ｃの３段階のスキャンとなって
いる。序盤および中盤のパルスシーケンスＰＳ−Ａ，Ｐ
Ｓ−Ｂの内容は第１の実施形態のそれと同じである。終
盤のパルスシーケンスＰＳ−Ｃは第２の実施形態で説明
したものと同じに設定される。
【００６２】このため、図９（ａ）に示す如く、所望の
撮像スライス面ＳＡに対して、その静脈流入側に一方の
事前励起スライス面ＳＢが設定され、また、その動脈流
入側にもう一方の事前励起スライス面ＳＣが設定され
る。この事前励起スライス面ＳＢ，ＳＣと撮像スライス
面ＳＡとの２通りの組み合わせに対して、図８のパルス
シーケンスに基づきエコー信号が収集される。
撮像スライス面ＳＡに対して、その静脈流入側に一方の
事前励起スライス面ＳＢが設定され、また、その動脈流
入側にもう一方の事前励起スライス面ＳＣが設定され
る。この事前励起スライス面ＳＢ，ＳＣと撮像スライス
面ＳＡとの２通りの組み合わせに対して、図８のパルス
シーケンスに基づきエコー信号が収集される。
【００６３】演算ユニット１０は、２通りの組み合わせ
のそれぞれからの収集エコー信号に対して前述と同様の
処理を実施する。つまり、演算ユニット１０は、図１０
のステップＳ１１〜Ｓ１５の概略説明で分かるように、
序盤および中盤のパルスシーケンスＰＳ−Ａ，ＰＳ−Ｂ
によって収集されたエコーデータに基づき静脈ＶＥの断
面を表す第１の差分画像Ｄ１を作成し（図９（ｂ）＝図
４（ｃ′）参照）、また、序盤および終盤のパルスシー
ケンスＰＳ−Ａ，ＰＳ−Ｃによって収集されたエコーデ
ータに基づき動脈ＡＲの断面を表す第２の差分画像Ｄ２
を作成する（図９（ｂ′）＝図７（ｃ′）参照）。
のそれぞれからの収集エコー信号に対して前述と同様の
処理を実施する。つまり、演算ユニット１０は、図１０
のステップＳ１１〜Ｓ１５の概略説明で分かるように、
序盤および中盤のパルスシーケンスＰＳ−Ａ，ＰＳ−Ｂ
によって収集されたエコーデータに基づき静脈ＶＥの断
面を表す第１の差分画像Ｄ１を作成し（図９（ｂ）＝図
４（ｃ′）参照）、また、序盤および終盤のパルスシー
ケンスＰＳ−Ａ，ＰＳ−Ｃによって収集されたエコーデ
ータに基づき動脈ＡＲの断面を表す第２の差分画像Ｄ２
を作成する（図９（ｂ′）＝図７（ｃ′）参照）。
【００６４】次いで、演算ユニット１０は第１、第２の
差分画像Ｄ１，Ｄ２のデータそれぞれにカラーデータを
付与する（図１０、ステップＳ１６，Ｓ１７）。例え
ば、第１の差分画像Ｄ１において、所定値以上の画素値
（輝度値）を呈する画素には赤色のカラーデータを付与
する。このため、第１の差分画像Ｄ１の少なくとも静脈
ＶＥには赤色のカラーデータが与えられる。また、第２
の差分画像Ｄ２において、所定値以上の画素値（輝度
値）を呈する画素には青色のカラーデータを付与する。
つまり、第２の差分画像Ｄ１２の少なくとも動脈ＡＲに
は青色のカラーデータが与えられる。
差分画像Ｄ１，Ｄ２のデータそれぞれにカラーデータを
付与する（図１０、ステップＳ１６，Ｓ１７）。例え
ば、第１の差分画像Ｄ１において、所定値以上の画素値
（輝度値）を呈する画素には赤色のカラーデータを付与
する。このため、第１の差分画像Ｄ１の少なくとも静脈
ＶＥには赤色のカラーデータが与えられる。また、第２
の差分画像Ｄ２において、所定値以上の画素値（輝度
値）を呈する画素には青色のカラーデータを付与する。
つまり、第２の差分画像Ｄ１２の少なくとも動脈ＡＲに
は青色のカラーデータが与えられる。
【００６５】次いで、演算ユニット１０は、第１、第２
の差分画像Ｄ１，Ｄ２の画素値を画素毎に加算する（ス
テップＳ１８）。この加算画像Ｄのデータは、表示器１
２に表示され、記憶ユニット１１に格納される。
の差分画像Ｄ１，Ｄ２の画素値を画素毎に加算する（ス
テップＳ１８）。この加算画像Ｄのデータは、表示器１
２に表示され、記憶ユニット１１に格納される。
【００６６】この結果、図９（ｃ）に示す如く、静脈Ｖ
Ｅおよび動脈ＡＲを別々の色相でカラー表示した血流像
を得ることができる。これにより、前述の実施形態のも
のと同等の作用効果を得ることができるとともに、血流
イメージングの多様化、豊富化を図ることもできる。と
くに、動静脈をカラー表示して、その走行位置や走行方
向の識別能を向上させ、動静脈の視覚上の分離が容易に
なり、診断能の向上に貢献できる。
Ｅおよび動脈ＡＲを別々の色相でカラー表示した血流像
を得ることができる。これにより、前述の実施形態のも
のと同等の作用効果を得ることができるとともに、血流
イメージングの多様化、豊富化を図ることもできる。と
くに、動静脈をカラー表示して、その走行位置や走行方
向の識別能を向上させ、動静脈の視覚上の分離が容易に
なり、診断能の向上に貢献できる。
【００６７】なお、動静脈のカラー処理の仕方は上述し
たものに限定されるものではない。各差分画像毎に任意
の色相を与えてもよく、また、各差分画像データの中で
も画素値の大きさに応じて色相を変えてもよい。さら
に、輝度値と色相を併用したカラーデータを各差分画像
の画素値に与えてもよい。
たものに限定されるものではない。各差分画像毎に任意
の色相を与えてもよく、また、各差分画像データの中で
も画素値の大きさに応じて色相を変えてもよい。さら
に、輝度値と色相を併用したカラーデータを各差分画像
の画素値に与えてもよい。
【００６８】第４の実施形態 本発明の第４の実施形態を図１１に基づき説明する。こ
の実施形態は上述した撮像法と心電同期法とを組み合わ
せたものである。
の実施形態は上述した撮像法と心電同期法とを組み合わ
せたものである。
【００６９】前述したように、ＥＣＧユニット１８は患
者ＰのＥＣＧ信号に対応した心電同期信号としてのゲー
トパルスをコントローラ６およびシーケンサ５に出力し
ている。そこで、シーケンサ５は本実施形態の場合、こ
のゲートパルスを使ってプロスペクティブ（prospectiv
e ）ゲーティングを実施するようになっている。
者ＰのＥＣＧ信号に対応した心電同期信号としてのゲー
トパルスをコントローラ６およびシーケンサ５に出力し
ている。そこで、シーケンサ５は本実施形態の場合、こ
のゲートパルスを使ってプロスペクティブ（prospectiv
e ）ゲーティングを実施するようになっている。
【００７０】つまり、シーケンサ５は図１１に示す如
く、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク時間に同期したゲート
パルスが入力する毎に、例えば前述した第３の実施形態
で説明した序盤、中盤、および終盤のパルスシーケンス
ＰＳ−Ａ，−Ｂ，−Ｃの１エンコード量分を順次開始さ
せる。これにより、複数心拍にわたってＲ波に同期した
心電同期法を実施できるので、心筋収縮時における血流
速度が大きく、インフロ−効果（すなわちタイム・オブ
・フライト効果）の大きい期間にエコー信号を収集し
て、信号値を上げることができる。したがって、Ｓ／Ｎ
の良好な血流像を提供できる。
く、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク時間に同期したゲート
パルスが入力する毎に、例えば前述した第３の実施形態
で説明した序盤、中盤、および終盤のパルスシーケンス
ＰＳ−Ａ，−Ｂ，−Ｃの１エンコード量分を順次開始さ
せる。これにより、複数心拍にわたってＲ波に同期した
心電同期法を実施できるので、心筋収縮時における血流
速度が大きく、インフロ−効果（すなわちタイム・オブ
・フライト効果）の大きい期間にエコー信号を収集し
て、信号値を上げることができる。したがって、Ｓ／Ｎ
の良好な血流像を提供できる。
【００７１】なお、上記ゲートパルスを用いた心電同期
法は第３の実施形態のものに限定されるものではなく、
第１または第２の実施形態で説明したパルスシーケンス
にプロスペクティブ・ゲーティングを実施するように構
成してもよい。
法は第３の実施形態のものに限定されるものではなく、
第１または第２の実施形態で説明したパルスシーケンス
にプロスペクティブ・ゲーティングを実施するように構
成してもよい。
【００７２】また、第４の実施形態では心電同期法とし
てプロスペクティブ・ゲーティングを実施する例を説明
したが、これに代えて、ＥＣＧ信号の個々の波形には無
関係に連続してデータ収集し、ｋスペースへのエコーデ
ータのマッピングの際、エンコード量とＥＣＧ波形中の
時相とを対応付けしておき、マッピング後に並び変えて
補正処理する、いわゆるレトロスペクティブ（retrospe
ctive ）・ゲーティングを実施するようにしてもよい。
てプロスペクティブ・ゲーティングを実施する例を説明
したが、これに代えて、ＥＣＧ信号の個々の波形には無
関係に連続してデータ収集し、ｋスペースへのエコーデ
ータのマッピングの際、エンコード量とＥＣＧ波形中の
時相とを対応付けしておき、マッピング後に並び変えて
補正処理する、いわゆるレトロスペクティブ（retrospe
ctive ）・ゲーティングを実施するようにしてもよい。
【００７３】なおまた、上述してきた各種の実施形態に
おいて、スライス選択のＲＦパルスのフリップ角は必ず
しも６０°に限定されることなく、許容範囲内で極力、
低めのフリップ角（例えば５０°）に設定することで、
画像データ収集の時間を短縮することができる。
おいて、スライス選択のＲＦパルスのフリップ角は必ず
しも６０°に限定されることなく、許容範囲内で極力、
低めのフリップ角（例えば５０°）に設定することで、
画像データ収集の時間を短縮することができる。
【００７４】さらにまた、前半、後半（または序盤、中
盤、終盤）の各パルスシーケンスの印加順序を適宜変更
してもよい。また、パルスシーケンスはＦＥ法に限定さ
れることなく、ＳＥ法を使ってもよい。
盤、終盤）の各パルスシーケンスの印加順序を適宜変更
してもよい。また、パルスシーケンスはＦＥ法に限定さ
れることなく、ＳＥ法を使ってもよい。
【００７５】さらにまた、上述した各実施形態において
は、ＲＦパルスの周波数帯域幅ＢＷを変えることでスラ
イス面の空間位置を変えるように構成したが、この帯域
幅制御の構成の代わりに、スライス用傾斜磁場の強度を
変えるように構成することでスライス位置を制御するこ
ともできる。
は、ＲＦパルスの周波数帯域幅ＢＷを変えることでスラ
イス面の空間位置を変えるように構成したが、この帯域
幅制御の構成の代わりに、スライス用傾斜磁場の強度を
変えるように構成することでスライス位置を制御するこ
ともできる。
【００７６】
【発明の効果】以上説明したように、本発明に係るＭＲ
Ｉ装置およびＭＲ撮像方法によれば、撮像面のスピンを
選択励起してエコー信号を収集するための第１のパルス
シーケンスを位相エンコード量毎に実行し、この第１の
パルスシーケンスに相前後して撮像面とは異なる面を事
前励起するプリパルスを含みかつこのプリパルスの印加
後に撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収集す
る第２のパルスシーケンスを位相エンコード量毎に実行
し、第１、第２のパルスシーケンスの実行により得られ
るエコー信号から個別に画像を再構成し、この再構成画
像同士の例えば画素毎の差分による差分断面像を撮像面
の画像として生成するようにしたので、プリパルスによ
る事前励起と差分演算などの画像生成処理とに拠り脂
肪、筋肉などの実質部からのＭＲ信号を殆ど消した背景
画像を生成でき、比較的簡便な処理ながら血管部の走行
方向などに関する視認性、識別性を向上させた血流像を
提供できる。また、第１、第２のパルスシーケンスにリ
フェーズパルスを含ませることで、リフェーズパルスの
位相シフト補償機能に拠り血管部自体の明瞭さを確保で
きる。さらに、心電同期法を併用して第１、第２のパル
スシーケンスを実行することで、確実に血流を捕捉でき
る。
Ｉ装置およびＭＲ撮像方法によれば、撮像面のスピンを
選択励起してエコー信号を収集するための第１のパルス
シーケンスを位相エンコード量毎に実行し、この第１の
パルスシーケンスに相前後して撮像面とは異なる面を事
前励起するプリパルスを含みかつこのプリパルスの印加
後に撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収集す
る第２のパルスシーケンスを位相エンコード量毎に実行
し、第１、第２のパルスシーケンスの実行により得られ
るエコー信号から個別に画像を再構成し、この再構成画
像同士の例えば画素毎の差分による差分断面像を撮像面
の画像として生成するようにしたので、プリパルスによ
る事前励起と差分演算などの画像生成処理とに拠り脂
肪、筋肉などの実質部からのＭＲ信号を殆ど消した背景
画像を生成でき、比較的簡便な処理ながら血管部の走行
方向などに関する視認性、識別性を向上させた血流像を
提供できる。また、第１、第２のパルスシーケンスにリ
フェーズパルスを含ませることで、リフェーズパルスの
位相シフト補償機能に拠り血管部自体の明瞭さを確保で
きる。さらに、心電同期法を併用して第１、第２のパル
スシーケンスを実行することで、確実に血流を捕捉でき
る。
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示
すブロック図。
すブロック図。
【図２】第１の実施形態に係るスキャンシーケンスの一
例を示す図。
例を示す図。
【図３】第１の実施形態に係る演算ユニットの処理例を
示すフローチャート。
示すフローチャート。
【図４】第１の実施形態に係る差分画像の処理手順を前
半、後半のパルスシーケンス毎に示す説明図。
半、後半のパルスシーケンス毎に示す説明図。
【図５】３次元的に積み重ねた複数枚の２次元血流画像
とその最大値投影像との位置関係を説明する図。
とその最大値投影像との位置関係を説明する図。
【図６】第２の実施形態に係るスキャンシーケンスの一
例を示す図。
例を示す図。
【図７】第２の実施形態に係る差分画像の処理手順を前
半、後半のパルスシーケンス毎に示す説明図。
半、後半のパルスシーケンス毎に示す説明図。
【図８】第３の実施形態に係るスキャンシーケンスの一
例を示す図。
例を示す図。
【図９】第３の実施形態に係る画像の処理手順を序盤、
中盤、終盤のパルスシーケンス毎に示す説明図。
中盤、終盤のパルスシーケンス毎に示す説明図。
【図１０】第３の実施形態に係る演算ユニットの処理例
を示すフローチャート。
を示すフローチャート。
【図１１】第４の実施形態に係るＥＣＧ信号とスキャン
シーケンスの実行タイミングとの関係を模式的に示す
図。
シーケンスの実行タイミングとの関係を模式的に示す
図。
１ 磁石 ２ 静磁場電源 ３ 傾斜磁場コイルユニット ４ 傾斜磁場電源 ５ シーケンサ ６ コントローラ ７ ＲＦコイル ８Ｔ 送信器 ８Ｒ 受信器 １０ 演算ユニット １１ 記憶ユニット １２ 表示器 １３ 入力器 １７ ＥＣＧセンサ １８ ＥＣＧユニット
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 槙田 淳一 栃木県大田原市下石上1385番の１ 東芝医 用システムエンジニアリング株式会社那須 事業所内
Claims (18)
- 【請求項１】 被検体の２次元撮像面を通過する流体を
画像化するＭＲＩ装置において、 前記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収集す
るための第１のパルスシーケンスを位相エンコード量毎
に実行する第１の実行手段と、前記第１のパルスシーケ
ンスに相前後して前記撮像面とは異なる面を事前励起す
るプリパルスを含み、かつこのプリパルスの印加後に前
記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収集する
第２のパルスシーケンスを位相エンコード量毎に実行す
る第２の実行手段と、前記第１および第２の実行手段に
より各別に得られる前記エコー信号を前記撮像面の画像
に生成する処理手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ
装置。 - 【請求項２】 請求項１記載の発明において、 前記第１および第２の実行手段により実行される第１お
よび第２のパルスシーケンスは、読出し方向傾斜磁場の
極性を反転させるリフェーズパルスを含むＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 請求項２記載の発明において、 前記第１および第２の実行手段により実行される第１お
よび第２のパルスシーケンスは、前記リフェーズパルス
の印加後に印加するＦＥ法に基づく前記読出し方向傾斜
磁場の極性を反転させる読出し用パルスを含むＭＲＩ装
置。 - 【請求項４】 請求項３記載の発明において、 前記第１および第２の実行手段により実行される第１お
よび第２のパルスシーケンスは、前記選択励起を行うた
めに印加する前記スピンのフリップ角が９０°以下で使
用するＲＦパルスを含むように形成したＭＲＩ装置。 - 【請求項５】 請求項１記載の発明において、 前記第１および第２の実行手段は、前記流体としての血
流が前記撮像面を直交または略直交状態で通過するよう
に当該撮像面を位置設定する手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項６】 請求項５記載の発明において、 前記第２の実行手段は、前記プリパルスを印加する面
を、前記撮像面の前記血流としての静脈が当該撮像面に
流入する側に設定する手段を有し、 前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記エ
コー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の画素
値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備える
ＭＲＩ装置。 - 【請求項７】 請求項５記載の発明において、 前記第２の実行手段は、前記プリパルスを印加する面
を、前記撮像面の前記血流としての動脈が当該撮像面に
流入する側に設定する手段を有し、 前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記エ
コー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の画素
値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備える
ＭＲＩ装置。 - 【請求項８】 請求項５記載の発明において、 前記第２の実行手段は、前記プリパルスを印加する面を
前記撮像面の前記血流としての静脈が当該撮像面に流入
する側と動脈が当該撮像面に流入する側との両側２か所
に個別に設定して当該２か所の面それぞれに前記第２の
パルスシーケンスを実行する手段と、この２か所の面そ
れぞれに前記プリパルスを印加した後に前記撮像面に対
する選択励起によるエコー信号収集を個別に指令する手
段とを有し、 前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記静
脈流入側の面への前記プリパルス印加に対応して収集さ
れた前記エコー信号から前記撮像面の第２の画像を再構
成する手段と、前記第２の実行手段により収集された前
記動脈流入側の面への前記プリパルス印加に対応して収
集された前記エコー信号から前記撮像面の第３の画像を
再構成する手段と、前記第１の画像から前記第２の画像
を画素毎に減じて第１の差分画像を作成する手段と、前
記第１の画像から前記第３の画像を画素毎に減じて第２
の差分画像を作成する手段と、前記第１の差分画像と第
２の差分画像とを画素毎に加算して加算画像を作成する
手段とを備えるＭＲＩ装置。 - 【請求項９】 請求項８記載の発明において、 前記処理手段は、前記第１および第２の差分画像にそれ
らの画像の画素値に応じて相互に異なるカラーデータを
付与する手段を備えるＭＲＩ装置。 - 【請求項１０】 請求項１記載の発明において、 前記被検体の心時相を表す信号を計測するとともに当該
信号から心電同期信号を生成する信号生成手段を備え、 前記第１および第２の実行手段は、前記第１および第２
のパルスシーケンスの開始タイミングを前記心電同期信
号に同期させる手段であるＭＲＩ装置。 - 【請求項１１】 請求項１０記載の発明において、 前記信号生成手段は、前記被検体の心時相を表す信号と
して当該被検体のＥＣＧ信号を計測する手段であるＭＲ
Ｉ装置。 - 【請求項１２】 請求項１１記載の発明において、 前記第１および第２の実行手段により実行される第１お
よび第２のパルスシーケンスは、読出し方向傾斜磁場の
極性を反転させるリフェーズパルスを含むＭＲＩ装置。 - 【請求項１３】 請求項１２記載の発明において、 前記第１および第２の実行手段により実行される第１お
よび第２のパルスシーケンスは、前記リフェーズパルス
の印加後に印加するＦＥ法に基づく前記読出し方向傾斜
磁場の極性を反転させる読出し用パルスを含むＭＲＩ装
置。 - 【請求項１４】 請求項１３記載の発明において、 前記第１および第２の実行手段により実行される第１お
よび第２のパルスシーケンスは、前記選択励起を行うた
めに印加する前記スピンのフリップ角が９０°以下で使
用するＲＦパルスを含むように形成したＭＲＩ装置。 - 【請求項１５】 請求項１１記載の発明において、 前記第２の実行手段は、前記プリパルスを印加する面
を、前記撮像面の前記血流としての静脈が当該撮像面に
流入する側に設定する手段を有し、 前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記エ
コー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の画素
値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備える
ＭＲＩ装置。 - 【請求項１６】 請求項１１記載の発明において、 前記第２の実行手段は、前記プリパルスを印加する面
を、前記撮像面の前記血流としての動脈が当該撮像面に
流入する側に設定する手段を有し、 前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記エ
コー信号から前記撮像面の第２の画像を再構成する手段
と、前記第１の画像の画素値から前記第２の画像の画素
値を画素毎に減じて差分画像を作成する手段とを備える
ＭＲＩ装置。 - 【請求項１７】 請求項１１記載の発明において、 前記第２の実行手段は、前記プリパルスを印加する面を
前記撮像面の前記血流としての静脈が当該撮像面に流入
する側と動脈が当該撮像面に流入する側との両側２か所
に個別に設定して当該２か所の面それぞれに前記第２の
パルスシーケンスを実行する手段と、この２か所の面そ
れぞれに前記プリパルスを印加した後に前記撮像面に対
する選択励起によるエコー信号収集を個別に指令する手
段とを有し、 前記処理手段は、前記第１の実行手段により収集された
前記エコー信号から前記撮像面の第１の画像を再構成す
る手段と、前記第２の実行手段により収集された前記静
脈流入側の面への前記プリパルス印加に対応して収集さ
れた前記エコー信号から前記撮像面の第２の画像を再構
成する手段と、前記第２の実行手段により収集された前
記動脈流入側の面への前記プリパルス印加に対応して収
集された前記エコー信号から前記撮像面の第３の画像を
再構成する手段と、前記第１の画像から前記第２の画像
を画素毎に減じて第１の差分画像を作成する手段と、前
記第１の画像から前記第３の画像を画素毎に減じて第２
の差分画像を作成する手段と、前記第１の差分画像と第
２の差分画像とを画素毎に加算して加算画像を作成する
手段とを備えるＭＲＩ装置。 - 【請求項１８】 被検体の２次元撮像面を通過する流体
を画像化するＭＲ撮像方法において、 前記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収集す
るための第１のパルスシーケンスと前記第１のパルスシ
ーケンスに相前後して前記撮像面とは異なる面を事前励
起するプリパルスを含みかつこのプリパルスの印加後に
前記撮像面のスピンを選択励起してエコー信号を収集す
る第２のパルスシーケンスとを位相エンコード量毎に繰
り返して実行し、前記第１および第２のパルスシーケン
スの実行により各別に得られる前記エコー信号を前記撮
像面の画像に生成する、ことを特徴としたＭＲ撮像方
法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10001274A JPH10248825A (ja) | 1997-01-09 | 1998-01-07 | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP180197 | 1997-01-09 | ||
| JP9-1801 | 1997-01-09 | ||
| JP10001274A JPH10248825A (ja) | 1997-01-09 | 1998-01-07 | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10248825A true JPH10248825A (ja) | 1998-09-22 |
Family
ID=26334468
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10001274A Pending JPH10248825A (ja) | 1997-01-09 | 1998-01-07 | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10248825A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007082867A (ja) * | 2005-09-26 | 2007-04-05 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置 |
| JP2008272248A (ja) * | 2007-04-27 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009160378A (ja) * | 2007-12-10 | 2009-07-23 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012096092A (ja) * | 2012-02-20 | 2012-05-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US9538936B2 (en) | 2006-11-22 | 2017-01-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI apparatus acquires first and second MR data and generates therefrom third image data having higher contrast between blood and background tissues |
| US10098563B2 (en) | 2006-11-22 | 2018-10-16 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
-
1998
- 1998-01-07 JP JP10001274A patent/JPH10248825A/ja active Pending
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007082867A (ja) * | 2005-09-26 | 2007-04-05 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置 |
| JP4717573B2 (ja) * | 2005-09-26 | 2011-07-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| KR101297548B1 (ko) * | 2005-09-26 | 2013-08-14 | 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 | Ｍｒｉ 장치 |
| US9538936B2 (en) | 2006-11-22 | 2017-01-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI apparatus acquires first and second MR data and generates therefrom third image data having higher contrast between blood and background tissues |
| US10098563B2 (en) | 2006-11-22 | 2018-10-16 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US10219721B2 (en) | 2006-11-22 | 2019-03-05 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus reconstructing rephase and dephase images |
| JP2008272248A (ja) * | 2007-04-27 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009160378A (ja) * | 2007-12-10 | 2009-07-23 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012096092A (ja) * | 2012-02-20 | 2012-05-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4309632B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4040742B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP5366370B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP6058743B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US6801800B2 (en) | MR imaging using ECG-prep scan | |
| JP5575722B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| USRE45876E1 (en) | MR imaging scan using ECG-prep scan | |
| US6043655A (en) | MR imaging utilizing the time of flight effect | |
| JP2008093418A (ja) | 磁気共鳴画像診断装置およびその制御方法 | |
| JP2007313303A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法 | |
| JP5624273B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4406139B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP2004329614A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH11299753A (ja) | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 | |
| JP3434816B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP5643790B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4253411B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JPH10248825A (ja) | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 | |
| JP4777372B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP5175420B2 (ja) | Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法 | |
| JP5002214B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2009160052A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4040748B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP5380585B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP5159836B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 |