JPH1170094A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
- Publication number
- JPH1170094A JPH1170094A JP9235128A JP23512897A JPH1170094A JP H1170094 A JPH1170094 A JP H1170094A JP 9235128 A JP9235128 A JP 9235128A JP 23512897 A JP23512897 A JP 23512897A JP H1170094 A JPH1170094 A JP H1170094A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic resonance
- echo data
- resonance imaging
- image
- imaging apparatus
- 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】撮影対象の移動方向を安定して測定可能な磁気
共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。 【解決手段】イメージング用のパルスシーケンスに対し
て前置される複数の高周波パルスのうち、最後に印加す
る高周波パルスの送信位相を、前置される他の高周波パ
ルスに対し所定量変化させてエコーデータを収集する。
スキャンＡ，Ｂそれぞれのエコーデータを再構成して得
られる絶対値画像同士の差を取ることにより処理後画像
Ｉを得る。この処理後画像Ｉにおいては、速度０に近い
範囲では速度の極性と画像値の極性とが対応する。位相
エンコード傾斜磁場の大きさを撮影対象の速度に合わせ
て適切に設定することにより、処理後画像Ｉの画像値に
基づいて撮影対象の移動方向を求める。
共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。 【解決手段】イメージング用のパルスシーケンスに対し
て前置される複数の高周波パルスのうち、最後に印加す
る高周波パルスの送信位相を、前置される他の高周波パ
ルスに対し所定量変化させてエコーデータを収集する。
スキャンＡ，Ｂそれぞれのエコーデータを再構成して得
られる絶対値画像同士の差を取ることにより処理後画像
Ｉを得る。この処理後画像Ｉにおいては、速度０に近い
範囲では速度の極性と画像値の極性とが対応する。位相
エンコード傾斜磁場の大きさを撮影対象の速度に合わせ
て適切に設定することにより、処理後画像Ｉの画像値に
基づいて撮影対象の移動方向を求める。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）に関する。
グ装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）に関する。
【０００２】
【従来の技術】図９は、参考文献「Real-Time Flow Mea
surements Using Echo-Planar Imaging,D.N.Guilfoyle,
et.al.,Magnetic Resonance in Medicine Vol.18, 1-8,
1991」に記載されている、高速スキャンの一種である
エコープラナーイメージング(Echo-Planar Imaging) を
利用したフローイメージングの従来例に係るパルスシー
ケンスを示す図である。
surements Using Echo-Planar Imaging,D.N.Guilfoyle,
et.al.,Magnetic Resonance in Medicine Vol.18, 1-8,
1991」に記載されている、高速スキャンの一種である
エコープラナーイメージング(Echo-Planar Imaging) を
利用したフローイメージングの従来例に係るパルスシー
ケンスを示す図である。
【０００３】同図において、３１はイメージング用パル
スシーケンス、１１，１２，１３はフローイメージング
のためのプリパルスとして印加される高周波（ＲＦ）パ
ルス、２１，２２はフローエンコード用傾斜磁場パル
ス、２３は１３の印加により発生するＦＩＤ信号を除去
するためのスポイラー傾斜磁場パルスをそれぞれ示して
いる。
スシーケンス、１１，１２，１３はフローイメージング
のためのプリパルスとして印加される高周波（ＲＦ）パ
ルス、２１，２２はフローエンコード用傾斜磁場パル
ス、２３は１３の印加により発生するＦＩＤ信号を除去
するためのスポイラー傾斜磁場パルスをそれぞれ示して
いる。
【０００４】各々のＲＦパルス１１，１２，１３のフリ
ップアングルα１，α２，α３は、順に９０°，１８０
°，９０°である。また、各々のＲＦパルスの送信位相
φ１，φ２，φ３は、順にｘ，ｘ，ｙつまり０°，０
°，９０°である。
ップアングルα１，α２，α３は、順に９０°，１８０
°，９０°である。また、各々のＲＦパルスの送信位相
φ１，φ２，φ３は、順にｘ，ｘ，ｙつまり０°，０
°，９０°である。
【０００５】他の参考文献「米国特許第４，５１６，０
７５号、発明者モラン(Paul R.Moran)」によると、移動
している撮影対象の横磁化は傾斜磁場パルスにより位相
変化する。図９の例では、ＲＦパルス１１により発生し
た横磁化は、傾斜磁場パルス２１，２２により、その位
置の撮影対象の速度に応じて位相変化が生じる。ある位
置におけるこの位相変化分をβ°、縦磁化の大きさをＭ
とすると、ＲＦパルス１３の印加後における縦磁化成分
はＭｓｉｎβとなる。イメージング用パルスシーケンス
３１においては、この縦磁化分布にほぼ比例した画像を
得ることができる。さらに、イメージング用パルスシー
ケンス３１で収集した画像の各画素値の極性に基づいて
流速方向を知ることができる。
７５号、発明者モラン(Paul R.Moran)」によると、移動
している撮影対象の横磁化は傾斜磁場パルスにより位相
変化する。図９の例では、ＲＦパルス１１により発生し
た横磁化は、傾斜磁場パルス２１，２２により、その位
置の撮影対象の速度に応じて位相変化が生じる。ある位
置におけるこの位相変化分をβ°、縦磁化の大きさをＭ
とすると、ＲＦパルス１３の印加後における縦磁化成分
はＭｓｉｎβとなる。イメージング用パルスシーケンス
３１においては、この縦磁化分布にほぼ比例した画像を
得ることができる。さらに、イメージング用パルスシー
ケンス３１で収集した画像の各画素値の極性に基づいて
流速方向を知ることができる。
【０００６】図１０は、撮影対象の速度と、画像の信号
強度（実数成分）との対応を示すグラフである。βは撮
影対象の速度に比例するため、画像の信号強度（実数成
分）は、Ｍsin （k ・v ）に比例する。（ｋは定数） しかしながら、実際のＭＲＩ装置においては、渦磁場あ
るいは傾斜磁場コイルの製造誤差等に起因する不完全性
によって再構成画像に位相誤差が生じる頻度が多くな
る。したがって、再構成画像（複素画像）から正負の極
性も含めた信号強度分布を求めることは困難である。
強度（実数成分）との対応を示すグラフである。βは撮
影対象の速度に比例するため、画像の信号強度（実数成
分）は、Ｍsin （k ・v ）に比例する。（ｋは定数） しかしながら、実際のＭＲＩ装置においては、渦磁場あ
るいは傾斜磁場コイルの製造誤差等に起因する不完全性
によって再構成画像に位相誤差が生じる頻度が多くな
る。したがって、再構成画像（複素画像）から正負の極
性も含めた信号強度分布を求めることは困難である。
【０００７】また、イメージング用パルスシーケンス３
１自体の事情により、画像の位相成分及び極性を利用で
きない場合（例えばハーフフーリエ法を利用した撮像法
等）がある。このため従来の方法では、画像の位相成分
から撮像対象の移動方向を求めるのは困難である場合も
多く、安定性に問題がある。
１自体の事情により、画像の位相成分及び極性を利用で
きない場合（例えばハーフフーリエ法を利用した撮像法
等）がある。このため従来の方法では、画像の位相成分
から撮像対象の移動方向を求めるのは困難である場合も
多く、安定性に問題がある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上述した事情
を考慮してなされたものであり、撮影対象の移動方向を
安定して測定可能な磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることを目的とする。
を考慮してなされたものであり、撮影対象の移動方向を
安定して測定可能な磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決し目的を
達成するために、本発明は次のように構成されている。
すなわち、本発明の第1 の磁気共鳴イメージング装置
は、励起パルスの以前に複数の高周波パルスを印加する
磁気共鳴イメージング装置において、イメージング用の
パルスシーケンスに対して前置される前記複数の高周波
パルスのうち、最後に印加する高周波パルスの送信位相
を、前置される他の高周波パルスに対し所定量変化させ
てエコーデータを収集するように構成されている。
達成するために、本発明は次のように構成されている。
すなわち、本発明の第1 の磁気共鳴イメージング装置
は、励起パルスの以前に複数の高周波パルスを印加する
磁気共鳴イメージング装置において、イメージング用の
パルスシーケンスに対して前置される前記複数の高周波
パルスのうち、最後に印加する高周波パルスの送信位相
を、前置される他の高周波パルスに対し所定量変化させ
てエコーデータを収集するように構成されている。
【００１０】また、本発明の第2 の磁気共鳴イメージン
グ装置は、第1 、第2 、第3 の高周波パルスを印加する
プリパルスシーケンスに続いて、励起パルスの印加を含
むイメージングシーケンスを実行する磁気共鳴イメージ
ング装置において、前記第１、第２の高周波パルスの各
々の送信位相をΦ１、Φ2 とするとき、前記第３の高周
波パルスの送信位相Φ３が次式によって表される条件を
満たす第１、第２のスキャンを実行する手段と、 第１のスキャン：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 ＋γ＋ｎ・π 第２のスキャン：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 −γ＋ｎ・π （ただし、ｎは任意の整数、γは0 °以外の任意の位相
角） 前記第１、第２のスキャン結果に基づいて、撮影対象の
移動方向を求める手段と、を具備することを特徴とす
る。
グ装置は、第1 、第2 、第3 の高周波パルスを印加する
プリパルスシーケンスに続いて、励起パルスの印加を含
むイメージングシーケンスを実行する磁気共鳴イメージ
ング装置において、前記第１、第２の高周波パルスの各
々の送信位相をΦ１、Φ2 とするとき、前記第３の高周
波パルスの送信位相Φ３が次式によって表される条件を
満たす第１、第２のスキャンを実行する手段と、 第１のスキャン：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 ＋γ＋ｎ・π 第２のスキャン：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 −γ＋ｎ・π （ただし、ｎは任意の整数、γは0 °以外の任意の位相
角） 前記第１、第２のスキャン結果に基づいて、撮影対象の
移動方向を求める手段と、を具備することを特徴とす
る。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら本発明
の実施形態を説明する。 （第１実施形態）図１は本発明の第１実施形態に係るＭ
ＲＩ装置のハードウェア構成を示すブロック図である。
ガントリ２０内には静磁場磁石１、Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾
斜磁場コイル２、及び送受信コイル３が設けられる。送
受信コイル３はガントリ内に埋め込まれるのではなく、
寝台１３の天板内に埋め込まれるか、あるいは被検体に
直に装着されてもよい。また、送受信コイルの代わりに
送信、受信専用の別々のコイルを用いてもよい。静磁場
発生装置としての静磁場磁石１は例えば超電導コイル、
または常伝導コイルを用いて構成される。Ｘ軸・Ｙ軸・
Ｚ軸傾斜磁場コイル２はＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁
場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを発生するためのコイルであ
る。送受信コイル３はスライスを選択するための選択励
起パルスとしての高周波（ＲＦ）パルスを発生し、かつ
磁気共鳴により発生した磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を検
出するために使用される。寝台１３の天板上に載置され
た被検体Ｐはガントリ２０内のイメージング可能領域
（イメージング用磁場が形成される球状の領域であり、
この領域内でのみ診断が可能となる）に挿入される。
の実施形態を説明する。 （第１実施形態）図１は本発明の第１実施形態に係るＭ
ＲＩ装置のハードウェア構成を示すブロック図である。
ガントリ２０内には静磁場磁石１、Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾
斜磁場コイル２、及び送受信コイル３が設けられる。送
受信コイル３はガントリ内に埋め込まれるのではなく、
寝台１３の天板内に埋め込まれるか、あるいは被検体に
直に装着されてもよい。また、送受信コイルの代わりに
送信、受信専用の別々のコイルを用いてもよい。静磁場
発生装置としての静磁場磁石１は例えば超電導コイル、
または常伝導コイルを用いて構成される。Ｘ軸・Ｙ軸・
Ｚ軸傾斜磁場コイル２はＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁
場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを発生するためのコイルであ
る。送受信コイル３はスライスを選択するための選択励
起パルスとしての高周波（ＲＦ）パルスを発生し、かつ
磁気共鳴により発生した磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を検
出するために使用される。寝台１３の天板上に載置され
た被検体Ｐはガントリ２０内のイメージング可能領域
（イメージング用磁場が形成される球状の領域であり、
この領域内でのみ診断が可能となる）に挿入される。
【００１２】静磁場磁石１は静磁場制御装置４により駆
動される。送受信コイル３はＲＦ送信時には送信器５に
より駆動され、かつ磁気共鳴信号の検出時には受信器６
に結合される。Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル２はＸ
軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８、Ｚ軸傾斜磁場
電源９により駆動される。
動される。送受信コイル３はＲＦ送信時には送信器５に
より駆動され、かつ磁気共鳴信号の検出時には受信器６
に結合される。Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル２はＸ
軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８、Ｚ軸傾斜磁場
電源９により駆動される。
【００１３】Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源
８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５はシーケンサ１０に
より所定のシーケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場
Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波
（ＲＦ）パルスを、後述する所定のパルスシーケンスで
発生する。この場合、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場
Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは主として、例えば位相エンコ
ード用傾斜磁場Gpe 、読出し用傾斜磁場Gro 、スライス
用傾斜磁場Gss としてそれぞれ使用される。コンピュー
タシステム１１はシーケンサ１０を駆動制御するととも
に、受信器６で受信される磁気共鳴信号を取り込んで所
定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を生成
し、表示部１２で表示する。
８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５はシーケンサ１０に
より所定のシーケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場
Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波
（ＲＦ）パルスを、後述する所定のパルスシーケンスで
発生する。この場合、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場
Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは主として、例えば位相エンコ
ード用傾斜磁場Gpe 、読出し用傾斜磁場Gro 、スライス
用傾斜磁場Gss としてそれぞれ使用される。コンピュー
タシステム１１はシーケンサ１０を駆動制御するととも
に、受信器６で受信される磁気共鳴信号を取り込んで所
定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を生成
し、表示部１２で表示する。
【００１４】図２（ａ）（ｂ）は本実施形態の磁気共鳴
イメージング装置において実行されるパルスシーケンス
を示す図である。このパルスシーケンスでは、先ず同図
（ａ）に示すようなスキャンＡ（第１のスキャン）を実
行し、次に同図（ｂ）に示すようなスキャンＢ（第２の
スキャン）を実行する。
イメージング装置において実行されるパルスシーケンス
を示す図である。このパルスシーケンスでは、先ず同図
（ａ）に示すようなスキャンＡ（第１のスキャン）を実
行し、次に同図（ｂ）に示すようなスキャンＢ（第２の
スキャン）を実行する。
【００１５】図２（ａ）のスキャンＡにおいて、１３１
はイメージング用パルスシーケンスを示している。ま
た、１１１，１１２，１１３はフローイメージングのた
めのプリパルスとして印加されるＲＦパルス（高周波パ
ルス）を示している。また、１２１，１２２はフローエ
ンコード用傾斜磁場パルス、１２３はプリパルス１１３
の印加により発生する不要なＦＩＤ信号を除去するため
のスポイラー傾斜磁場パルスを示している。
はイメージング用パルスシーケンスを示している。ま
た、１１１，１１２，１１３はフローイメージングのた
めのプリパルスとして印加されるＲＦパルス（高周波パ
ルス）を示している。また、１２１，１２２はフローエ
ンコード用傾斜磁場パルス、１２３はプリパルス１１３
の印加により発生する不要なＦＩＤ信号を除去するため
のスポイラー傾斜磁場パルスを示している。
【００１６】同様に図２（ｂ）のスキャンＢにおいて、
２３１はイメージング用パルスシーケンスを示してい
る。また、２１１，２１２，２１３はフローイメージン
グのためのプリパルスとして印加されるＲＦパルスを示
している。また、２２１，２２２はフローエンコード用
傾斜磁場パルス（Ｇｆｅ），２２３はプリパルス２１３
の印加により発生する不要なＦＩＤ信号を除去するため
のスポイラー傾斜磁場パルスを示している。
２３１はイメージング用パルスシーケンスを示してい
る。また、２１１，２１２，２１３はフローイメージン
グのためのプリパルスとして印加されるＲＦパルスを示
している。また、２２１，２２２はフローエンコード用
傾斜磁場パルス（Ｇｆｅ），２２３はプリパルス２１３
の印加により発生する不要なＦＩＤ信号を除去するため
のスポイラー傾斜磁場パルスを示している。
【００１７】イメージング用パルスシーケンス１３１，
２３１は、画像化を目的とする任意のパルスシーケンス
を適用可能であって、例えばスピンエコー(Spin Echo)
法、グラディエントエコー(Gradient Echo) 法、エコー
プラナーイメージング(EchoPlanar Imaging) 、ＲＡＲ
Ｅ法などが挙げられる。
２３１は、画像化を目的とする任意のパルスシーケンス
を適用可能であって、例えばスピンエコー(Spin Echo)
法、グラディエントエコー(Gradient Echo) 法、エコー
プラナーイメージング(EchoPlanar Imaging) 、ＲＡＲ
Ｅ法などが挙げられる。
【００１８】スキャンＡにおいて印加されるＲＦパルス
１１１，１１２，１１３のフリップアングルα1 ，α2
，α3 、及びスキャンＢにおいて印加されるＲＦパル
ス２１１，２１２，２１３のフリップアングルα1 ，α
2 ，α3 は、スキャンＡ及びスキャンＢとも順に９０
°，１８０°，９０°であることが信号対雑音比の面で
望ましい。
１１１，１１２，１１３のフリップアングルα1 ，α2
，α3 、及びスキャンＢにおいて印加されるＲＦパル
ス２１１，２１２，２１３のフリップアングルα1 ，α
2 ，α3 は、スキャンＡ及びスキャンＢとも順に９０
°，１８０°，９０°であることが信号対雑音比の面で
望ましい。
【００１９】また、スキャンＡのＲＦパルス１１１，１
１２，１１３の送信位相Φ1 ，Φ2，Φ3 、及びスキャ
ンＢのＲＦパルス２１１，２１２，２１３の送信位相Φ
1 ，Φ2 ，Φ3 は、イメージング用パルスシーケンス１
３１，２１３においてＲＦパルス（励起パルス）を印加
する時点での横磁化と送信位相の関係から、次式（１）
に示す条件に従って定める。
１２，１１３の送信位相Φ1 ，Φ2，Φ3 、及びスキャ
ンＢのＲＦパルス２１１，２１２，２１３の送信位相Φ
1 ，Φ2 ，Φ3 は、イメージング用パルスシーケンス１
３１，２１３においてＲＦパルス（励起パルス）を印加
する時点での横磁化と送信位相の関係から、次式（１）
に示す条件に従って定める。
【００２０】 スキャンＡ：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 ＋γ＋ｎ・π スキャンＢ：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 −γ＋ｎ・π …（１） ｎは任意の整数であり、γは０°以外の任意の位相角で
あるが、抽出できる撮影対象の速度の範囲の観点から４
５°が最も適当である。例えば、図2 において示すよう
に、スキャンＡではΦ1=45°，Φ2=45°，Φ3=90°と
し、スキャンＢではΦ1=-45 °，Φ2=-45 °，Φ3=90°
とする。なお、スポイラー用傾斜磁場パルス１２３及び
２２３は、図2 においてフローエンコード用傾斜磁場パ
ルスと同一方向に印加するように示されているが、他の
任意の方向に印加するようにしてもよい。
あるが、抽出できる撮影対象の速度の範囲の観点から４
５°が最も適当である。例えば、図2 において示すよう
に、スキャンＡではΦ1=45°，Φ2=45°，Φ3=90°と
し、スキャンＢではΦ1=-45 °，Φ2=-45 °，Φ3=90°
とする。なお、スポイラー用傾斜磁場パルス１２３及び
２２３は、図2 においてフローエンコード用傾斜磁場パ
ルスと同一方向に印加するように示されているが、他の
任意の方向に印加するようにしてもよい。
【００２１】図３及び図４は、本実施形態のＭＲＩ装置
によって収集された収集データの処理法の例を示す図で
ある。まず、図２に示したスキャンＡ，Ｂによって得ら
れたエコーデータを再構成することにより、それぞれ画
像Ｉa ，Ｉb を得る。ここで、図３に示すように、対応
する各画素毎の絶対値の差分を取ることにより処理後画
像Ｉを得る。あるいは、図４に示すように、対応する各
画素毎の複素差分を取ることにより処理後画像Ｉを得る
ようにしても良い。
によって収集された収集データの処理法の例を示す図で
ある。まず、図２に示したスキャンＡ，Ｂによって得ら
れたエコーデータを再構成することにより、それぞれ画
像Ｉa ，Ｉb を得る。ここで、図３に示すように、対応
する各画素毎の絶対値の差分を取ることにより処理後画
像Ｉを得る。あるいは、図４に示すように、対応する各
画素毎の複素差分を取ることにより処理後画像Ｉを得る
ようにしても良い。
【００２２】図５（ａ）〜（ｃ）は流速（撮影対象の速
度）と信号強度（S.I.）との対応を示すグラフである。
同図（ａ）は｜Ｉa ｜の撮影対象の速度と信号強度（絶
対値）との対応を示し、同図（ｂ）は｜Ｉb ｜の撮影対
象の速度と信号強度（絶対値）との対応を示し、同図
（ｃ）はＩ＝｜Ｉb ｜−｜Ｉa ｜の撮影対象の速度と信
号強度との対応を示している。
度）と信号強度（S.I.）との対応を示すグラフである。
同図（ａ）は｜Ｉa ｜の撮影対象の速度と信号強度（絶
対値）との対応を示し、同図（ｂ）は｜Ｉb ｜の撮影対
象の速度と信号強度（絶対値）との対応を示し、同図
（ｃ）はＩ＝｜Ｉb ｜−｜Ｉa ｜の撮影対象の速度と信
号強度との対応を示している。
【００２３】本実施形態では、Ｉa の信号強度の絶対値
が｜Ｍsin （k ・v −γ）｜となり、Ｉb の信号強度
（絶対値）が｜Ｍsin （k ・v ＋γ）｜となる。このた
め｜Ｉb ｜−｜Ｉa ｜において、速度０に近い範囲で
は、速度の極性と画像値の極性とが対応するものとな
る。尚、Ｉａ，Ｉｂの各画素毎の複素差分を取るように
した場合も同様の結果となる。
が｜Ｍsin （k ・v −γ）｜となり、Ｉb の信号強度
（絶対値）が｜Ｍsin （k ・v ＋γ）｜となる。このた
め｜Ｉb ｜−｜Ｉa ｜において、速度０に近い範囲で
は、速度の極性と画像値の極性とが対応するものとな
る。尚、Ｉａ，Ｉｂの各画素毎の複素差分を取るように
した場合も同様の結果となる。
【００２４】したがって、位相エンコード傾斜磁場の大
きさを撮像対象の速度に合わせて適切に設定することに
より、処理後画像Ｉの画像値に基づいて撮像対象の移動
方向を求めることができる。
きさを撮像対象の速度に合わせて適切に設定することに
より、処理後画像Ｉの画像値に基づいて撮像対象の移動
方向を求めることができる。
【００２５】なお、図６及び図７に示すように、画像Ｉ
a ，Ｉb の両者で対応する各画素毎の複素加算平均（図
６）、あるいは絶対値加算平均（図７）を求めることに
より、同じ２組の画像から、静止部分からの信号を含む
画像を得ることもできる。
a ，Ｉb の両者で対応する各画素毎の複素加算平均（図
６）、あるいは絶対値加算平均（図７）を求めることに
より、同じ２組の画像から、静止部分からの信号を含む
画像を得ることもできる。
【００２６】以上説明したように本実施形態は、励起パ
ルスの以前に複数の高周波（ＲＦ）パルスを印加する磁
気共鳴イメージング装置において、イメージング用のパ
ルスシーケンスに対して前置される複数の高周波パルス
のうち、最後に印加する高周波パルスの送信位相を、前
置される他の高周波パルスに対し所定量変化させてエコ
ーデータを収集するものである。特に本実施形態では、
上述した式（１）に従いスキャンＡ，Ｂを実行し、スキ
ャンＡ，Ｂそれぞれのエコーデータを再構成して得られ
る絶対値画像同士の差を取ることにより処理後画像Ｉを
得る。
ルスの以前に複数の高周波（ＲＦ）パルスを印加する磁
気共鳴イメージング装置において、イメージング用のパ
ルスシーケンスに対して前置される複数の高周波パルス
のうち、最後に印加する高周波パルスの送信位相を、前
置される他の高周波パルスに対し所定量変化させてエコ
ーデータを収集するものである。特に本実施形態では、
上述した式（１）に従いスキャンＡ，Ｂを実行し、スキ
ャンＡ，Ｂそれぞれのエコーデータを再構成して得られ
る絶対値画像同士の差を取ることにより処理後画像Ｉを
得る。
【００２７】この処理後画像Ｉにおいては、速度０に近
い範囲では速度の極性と画像値の極性とが対応する。こ
こで、位相エンコード傾斜磁場の大きさを撮影対象の速
度に合わせて適切に設定することにより、処理後画像Ｉ
の画像値に基づいて撮影対象の移動方向を求めることが
できる。これにより静動脈の分離が可能となる。
い範囲では速度の極性と画像値の極性とが対応する。こ
こで、位相エンコード傾斜磁場の大きさを撮影対象の速
度に合わせて適切に設定することにより、処理後画像Ｉ
の画像値に基づいて撮影対象の移動方向を求めることが
できる。これにより静動脈の分離が可能となる。
【００２８】プリパルスによるフローコントラストイメ
ージングは、画質の安定性が高いＲＡＲＥ法等に適用で
きるという利点があり、また、１ショット(shot)系高速
スキャンに多く用いられるハーフフーリエ法（ＡＦＩ）
との併用が可能である。
ージングは、画質の安定性が高いＲＡＲＥ法等に適用で
きるという利点があり、また、１ショット(shot)系高速
スキャンに多く用いられるハーフフーリエ法（ＡＦＩ）
との併用が可能である。
【００２９】（第２実施形態）第２実施形態は上記第１
実施形態の変形例に係り、連続撮影を行なうものであ
る。図８は、本実施形態に係る連続撮影のシーケンスを
示す図である。同図に示すように、本実施形態ではスキ
ャンＡ，Ｂを連続的且つ交互に撮影する。スキャンＡ，
Ｂは第１実施形態において図２を用いて説明したものと
同様である。
実施形態の変形例に係り、連続撮影を行なうものであ
る。図８は、本実施形態に係る連続撮影のシーケンスを
示す図である。同図に示すように、本実施形態ではスキ
ャンＡ，Ｂを連続的且つ交互に撮影する。スキャンＡ，
Ｂは第１実施形態において図２を用いて説明したものと
同様である。
【００３０】この撮影によって画像Ｉai、Ｉbi（ｉ＝
１，２，３，４，…）を得る。図３又は図４を用いて説
明した第１実施形態と同様の処理により、ＩaiとＩbiと
に基づいて、撮影対象の動きが強調された画像Ｉfiを作
成できる。さらに、ＩbiとＩai+1とに基づいて、時間的
にＩfiとＩfi+1との中間の画像Ｉfiを作成すれば時間分
解能をより向上できる。また、図６又は図７を用いて説
明した第１実施形態と同様の処理により、ＩaiとＩbiと
に基づいて静止部分からの信号が含まれた画像Ｉpiを作
成できる。さらに、ＩbiとＩai＋１とに基づいて、時間
的にＩpiとＩpi+1との中間の画像Ｉpi を作成すれば、
時間分解能をより向上できる。
１，２，３，４，…）を得る。図３又は図４を用いて説
明した第１実施形態と同様の処理により、ＩaiとＩbiと
に基づいて、撮影対象の動きが強調された画像Ｉfiを作
成できる。さらに、ＩbiとＩai+1とに基づいて、時間的
にＩfiとＩfi+1との中間の画像Ｉfiを作成すれば時間分
解能をより向上できる。また、図６又は図７を用いて説
明した第１実施形態と同様の処理により、ＩaiとＩbiと
に基づいて静止部分からの信号が含まれた画像Ｉpiを作
成できる。さらに、ＩbiとＩai＋１とに基づいて、時間
的にＩpiとＩpi+1との中間の画像Ｉpi を作成すれば、
時間分解能をより向上できる。
【００３１】撮影対象の動きが強調された一連の画像Ｉ
fi，Ｉfi（ｉ＝１，２，３，４，…）や、静止部分から
の信号が含まれた一連の画像Ｉpi、Ｉpi（ｉ＝１，２，
３，４，…）は、どのように表示しても良い。例えば、
Ｉfi及びＩfiと、 Ｉpi及びＩpiとをそれぞれ別々
に、連続的に表示させてもよい。あるいは、Ｉpi，Ｉpi
を白黒の濃淡画像として表示し、その表示画像上に、Ｉ
fi、Ｉfiをカラー（例えば正の画像値を赤、負の画像値
を青に対応させるなど）で重ねあわせて表示するように
してもよい。なお、本発明は上述した実施形態に限定さ
れず種々変形して実施可能である。
fi，Ｉfi（ｉ＝１，２，３，４，…）や、静止部分から
の信号が含まれた一連の画像Ｉpi、Ｉpi（ｉ＝１，２，
３，４，…）は、どのように表示しても良い。例えば、
Ｉfi及びＩfiと、 Ｉpi及びＩpiとをそれぞれ別々
に、連続的に表示させてもよい。あるいは、Ｉpi，Ｉpi
を白黒の濃淡画像として表示し、その表示画像上に、Ｉ
fi、Ｉfiをカラー（例えば正の画像値を赤、負の画像値
を青に対応させるなど）で重ねあわせて表示するように
してもよい。なお、本発明は上述した実施形態に限定さ
れず種々変形して実施可能である。
【００３２】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、撮
影対象の移動方向を安定して測定可能な磁気共鳴イメー
ジング装置を提供できる。
影対象の移動方向を安定して測定可能な磁気共鳴イメー
ジング装置を提供できる。
【図１】本発明の第１実施形態に係るＭＲＩ装置のハー
ドウェア構成を示すブロック図。
ドウェア構成を示すブロック図。
【図２】上記実施形態において実行されるパルスシーケ
ンスを示す図。
ンスを示す図。
【図３】収集データの処理法の例を示す図。
【図４】収集データの処理法の他の例を示す図。
【図５】流速（撮影対象の速度）と信号強度（S.I.）と
の対応を示すグラフ。
の対応を示すグラフ。
【図６】静止部分からの信号を含む画像を得るための、
収集データの処理法の例を示す図。
収集データの処理法の例を示す図。
【図７】静止部分からの信号を含む画像を得るための、
収集データの処理法の他の例を示す図。
収集データの処理法の他の例を示す図。
【図８】本発明の第２実施形態に係る磁気共鳴イメージ
ング装置における連続撮影のシーケンスを示す図。
ング装置における連続撮影のシーケンスを示す図。
【図９】本発明の従来例に係るフローイメージングのパ
ルスシーケンスを示す図。
ルスシーケンスを示す図。
【図１０】本発明の従来例に係る撮影対象の速度と、画
像の信号強度（実数成分）との対応を示すグラフ。
像の信号強度（実数成分）との対応を示すグラフ。
１…静磁場磁石 ２…Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル ３…送受信コイル ４…静磁場制御装置 ５…送信器 ６…受信器 ７…Ｘ軸傾斜磁場アンプ ８…Ｙ軸傾斜磁場アンプ ９…Ｚ軸傾斜磁場アンプ １０…シーケンサ １１…コンピュータシステム １２…表示部
Claims (11)
- 【請求項１】 励起パルスの以前に複数の高周波パルス
を印加する磁気共鳴イメージング装置において、イメー
ジング用のパルスシーケンスに対して前置される前記複
数の高周波パルスのうち、最後に印加する高周波パルス
の送信位相を、前置される他の高周波パルスに対し所定
量変化させてエコーデータを収集することを特徴とする
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】 前記送信位相の変化量を異ならせて複数
のエコーデータを収集し、当該エコーデータ同士の複素
差分を求める手段を具備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。 - 【請求項３】 前記エコーデータ同士の複素差分から画
像を再構成し、当該画像の各画素値の極性に基づいて撮
影対象の動きの方向を求める手段をさらに具備すること
を特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 - 【請求項４】 前記送信位相の変化量を異ならせて複数
のエコーデータを収集し、当該エコーデータ同士の複素
和を求める手段をさらに具備することを特徴とする請求
項１又は２又は３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージ
ング装置。 - 【請求項５】 前記送信位相の変化量を異ならせて複数
のエコーデータを収集し、当該複数のエコーデータに基
づき複数の画像を再構成し、当該再構成画像同士の複素
差分を求める手段を具備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。 - 【請求項６】 前記再構成画像同士の複素差分の画像の
各画素値の極性に基づいて撮影対象の動きの方向を求め
る手段をさらに具備することを特徴とする請求項５に記
載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項７】 前記送信位相の変化量を異ならせて複数
のエコーデータを収集し、当該エコーデータに基づき複
数の画像を再構成し、当該再構成画像同士の複素和を求
める手段をさらに具備することを特徴とする請求項１又
は５又は６のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装
置。 - 【請求項８】 前記送信位相の変化量を異ならせて複数
のエコーデータを収集し、当該複数のエコーデータに基
づき複数の絶対値画像を再構成し、当該再構成画像同士
の差を求める手段を具備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。 - 【請求項９】 前記再構成画像同士の差の画像の各画素
値の極性に基づいて撮影対象の動きの方向を求める手段
をさらに具備することを特徴とする請求項８に記載の磁
気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１０】 前記送信位相の変化量を異ならせて複
数のエコーデータを収集し、当該エコーデータに基づき
複数の絶対値画像を再構成し、当該再構成画像同士の和
を求める手段をさらに具備することを特徴とする請求項
１又は８又は９のいずれかに記載の磁気共鳴イメージン
グ装置。 - 【請求項１１】 第1 、第2 、第3 の高周波パルスを印
加するプリパルスシーケンスに続いて、励起パルスの印
加を含むイメージングシーケンスを実行する磁気共鳴イ
メージング装置において、前記第１、第２の高周波パル
スの各々の送信位相をΦ１、Φ2 とするとき、前記第３
の高周波パルスの送信位相Φ３が次式によって表される
条件を満たす第１、第２のスキャンを実行する手段と、 第１のスキャン：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 ＋γ＋ｎ・π 第２のスキャン：２・Φ2 −Φ1 −90°＝Φ3 −γ＋ｎ・π （ただし、ｎは任意の整数、γは0 °以外の任意の位相
角） 前記第１、第２のスキャン結果に基づいて、撮影対象の
移動方向を求める手段と、を具備することを特徴とする
磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9235128A JPH1170094A (ja) | 1997-08-29 | 1997-08-29 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9235128A JPH1170094A (ja) | 1997-08-29 | 1997-08-29 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1170094A true JPH1170094A (ja) | 1999-03-16 |
Family
ID=16981475
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9235128A Pending JPH1170094A (ja) | 1997-08-29 | 1997-08-29 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH1170094A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2019020528A (ja) * | 2017-07-13 | 2019-02-07 | 株式会社メガチップス | 電子メロディ特定装置、プログラム、及び電子メロディ特定方法 |
-
1997
- 1997-08-29 JP JP9235128A patent/JPH1170094A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2019020528A (ja) * | 2017-07-13 | 2019-02-07 | 株式会社メガチップス | 電子メロディ特定装置、プログラム、及び電子メロディ特定方法 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4236320B2 (ja) | Ｍｒｉシステムで拡散重み付き画像を形成する方法 | |
| US20080150530A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JPH074352B2 (ja) | 核磁気共鳴装置の操作方法 | |
| US6265873B1 (en) | Non-CPMG fast spin echo MRI method | |
| JP2001204712A (ja) | ナヴィゲータ磁気共鳴撮像エコー信号を用いた呼吸変位及び速度の測定法 | |
| JP2002095646A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH1176201A (ja) | マクスウェル項誤差を補正する方法 | |
| US7965881B2 (en) | Methods for obtaining MRI frequency maps | |
| US5565776A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US7835783B1 (en) | Magnetic resonance imaging methods and apparatus for time-series motion tracking with inversion recovery compensation | |
| EP1079238A2 (en) | MRI gradient magnetic field application method and apparatus | |
| JP2002511330A (ja) | 磁気共鳴エコー平面イメージングにおける磁場の不均質性から生じる信号欠如の回復 | |
| JP3884227B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| JP3452400B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0578338B2 (ja) | ||
| JPH0811112B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| JPH0578336B2 (ja) | ||
| JPH1170094A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| EP0447970B1 (en) | Method and apparatus for imaging blood vessels employing magnetic resonance | |
| JP3907944B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 | |
| JP2813980B2 (ja) | 核磁気共鳴装置 | |
| US4888552A (en) | Magnetic resonance imaging | |
| US11885864B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method of controlling the same | |
| JPH0584230A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH07108288B2 (ja) | Ｎｍｒイメ−ジング方法 |