WO2006087934A1 - 磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents

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WO2006087934A1
WO2006087934A1 PCT/JP2006/302012 JP2006302012W WO2006087934A1 WO 2006087934 A1 WO2006087934 A1 WO 2006087934A1 JP 2006302012 W JP2006302012 W JP 2006302012W WO 2006087934 A1 WO2006087934 A1 WO 2006087934A1
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magnetic field
resonance imaging
image
pulse
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PCT/JP2006/302012
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English (en)
French (fr)
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Hiroyuki Itagaki
Tetsuhiko Takahashi
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
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    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • G01R33/4836—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices using an RF pulse being spatially selective in more than one spatial dimension, e.g. a 2D pencil-beam excitation pulse
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    • G01R33/4835—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices of multiple slices

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging method (hereinafter referred to as an MRI method) and an apparatus, and more particularly to an MRI method and apparatus capable of imaging blood vessels with high image quality.
  • an MRI method magnetic resonance imaging method
  • an apparatus and more particularly to an MRI method and apparatus capable of imaging blood vessels with high image quality.
  • Non-patent document 1 discloses a method of imaging with the magnetic field and the gradient magnetic field for signal readout being made in the same direction.
  • Non-Patent Document 1 W.G. Rehwald et al .: GCFP-A New Non-Invasive Non-Contrast Cine Angiography Technique Using Selective Excitation and Global Coherent: Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 11 (2004)
  • Non-Patent Document 1 If the imaging method described in Non-Patent Document 1 is used, the excitation plane excited by slice selection and the imaging plane on which NMR signals are collected and imaged intersect perpendicularly, so that a blood vessel extends from the excitation plane. An image can be drawn. In Non-Patent Document 1, particularly in Figure.1, a blood vessel image extending with time from the excitation surface is shown.
  • Non-Patent Document 1 the force excited by the slice selection is only the excitation surface.
  • the excitation surface force The blood force signal that has flowed out attenuates with time due to the relaxation phenomenon. Therefore, there is a problem that the ability to depict blood vessels at positions away from the excitation surface is reduced.
  • Non-Patent Document 1 an imaging sequence simulating SSFP is used to collect NMR signals.
  • NMR signals are collected while continuously applying multiple RF pulses with small flip angles.
  • the imaging method based on such an imaging sequence is easily affected by signal phase disturbance. Therefore, the static magnetic field is uniform
  • An object of the present invention is to provide an MRI method and apparatus capable of imaging a blood vessel in a wide range with high image quality in the ASL method.
  • the MRI method of the present invention includes (1) a step of causing nuclear magnetic resonance by exciting nuclei in a desired region of a subject, and (2) generated by the blood. A step of detecting a nuclear magnetic resonance signal; and (3) a step of rendering a blood vessel image of the subject from the detected nuclear magnetic resonance signal.
  • a desired region excited by the step (1) is a plurality of regions arranged at a desired interval.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in an imaging space in which a subject is arranged, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in the imaging space, and the imaging space
  • a high-frequency magnetic field generating means for generating a high-frequency magnetic field in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in a subject placed on the signal
  • a signal receiving means for detecting a nuclear magnetic resonance signal from the subject, and a detected nuclear magnetic resonance signal
  • a signal processing unit that reconstructs an image using the signal
  • a measurement control unit that controls the gradient magnetic field generation unit, the high-frequency magnetic field generation unit, and the signal processing unit based on a predetermined pulse sequence, and displays the image
  • a magnetic resonance imaging apparatus having a display means
  • the measurement control means includes means for controlling application of a high-frequency magnetic field by the high-frequency magnetic field generating means so as to excite a plurality of excitation regions arranged at arbitrary intervals in the subject. It is characterized by that.
  • FIG. 1 is a diagram showing a system configuration of an MRI apparatus constituting the present invention.
  • FIG. 2 (a) is a diagram showing an imaging sequence of the magnetic resonance imaging method according to the first embodiment, and (b) is a correspondence relationship between the excitation surface and the imaging surface when the imaging sequence according to the first embodiment is executed.
  • FIG. 3 (a) shows the target blood vessel and multiple excitation surfaces, and (b) shows the RF bar first. A diagram showing how much blood flow from the excitation plane is depicted by the images generated after each lapse of time after applying Stroke 501, (c) shows blood from a specific excitation plane. It is a figure which shows the moving image produced
  • FIG. 4 is a flowchart showing a specific procedure for generating a moving image.
  • FIG. 5 (a) is a diagram showing an imaging sequence of the magnetic resonance imaging method according to the second embodiment, and (b) shows a correspondence relationship between the excitation surface and the imaging surface when the imaging sequence according to the second embodiment is executed.
  • FIG. 6 is an imaging sequence diagram of the magnetic resonance imaging method according to the third embodiment.
  • FIG. 7 is an imaging sequence diagram of the magnetic resonance imaging method according to Example 4.
  • FIG. 8 is an imaging sequence diagram of the magnetic resonance imaging method according to the fifth embodiment.
  • FIG. 9 (a) is a diagram showing how much blood is depicted from the excitation plane by the images generated after each elapsed time since the first RF burst pulse 501 was applied, ( b) is a diagram showing generation of a moving image in the sixth embodiment.
  • FIG. 10 (a) is an imaging sequence diagram of the magnetic resonance imaging method according to Example 7, and (b) is a diagram showing how the excitation surface is excited by two types of burst RF pulses.
  • FIG. Ll (a) shows how much blood flow is depicted from the excitation plane to the downstream in the image generated after each elapsed time from the reference time in Example 7,
  • ( b) is a diagram showing a moving image generated in the seventh embodiment.
  • FIG. 12 (a) is a diagram showing how the subject and the excitation surface are moved in Example 8
  • FIG. 12 (b) is an imaging sequence diagram of the magnetic resonance imaging method according to Example 8.
  • FIG. 13 (a) is a diagram showing how the subject and the excitation surface are moved in Example 9
  • FIG. 13 (b) is an imaging sequence diagram of the magnetic resonance imaging method according to Example 9.
  • the MRI apparatus is roughly classified into a central processing unit (hereinafter abbreviated as CPU) 1, a sequencer 2, a transmission system 3, a static magnetic field generating magnet 4, a receiving system 5, a gradient magnetic field generating system 21, It consists of a signal processing system 6 and.
  • CPU central processing unit
  • sequencer 2 a transmission system 3
  • static magnetic field generating magnet 4 a static magnetic field generating magnet 4
  • receiving system 5 a gradient magnetic field generating system 21
  • It consists of a signal processing system 6 and.
  • CPU 1 follows sequencer 2, transmission system 3, reception system 5, according to a predetermined program. Control the signal processing system 6.
  • the sequencer 2 operates based on a control command from the CPU 1, and sends various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 7 to the transmission system 3, the gradient magnetic field generation system 21, and the reception system 5.
  • the transmission system 3 includes a high-frequency oscillator 8, a modulator 9, an irradiation coil 11, an RF shield, and the like, and a reference high-frequency pulse from the high-frequency oscillator 8 is modulated by the modulator 9 according to a command from the sequencer 2. Then, the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified through the high-frequency amplifier 10 and supplied to the irradiation coil 11 to irradiate the subject with a predetermined pulsed electromagnetic wave.
  • the static magnetic field generating magnet 4 generates a uniform static magnetic field in a predetermined direction around the subject 7. Inside the static magnetic field generating magnet 4, an irradiation coil 11, a gradient magnetic field coil 13, and a receiving coil 14 are arranged.
  • the gradient magnetic field coil 13 is included in the gradient magnetic field generation system 21, receives a current from the gradient magnetic field power supply 12, and generates a gradient magnetic field under the control of the sequencer 2.
  • the receiving system 5 detects an NMR signal emitted by nuclear magnetic resonance of the nucleus of the living tissue of the subject, and includes a receiving coil 14, an amplifier 15, a quadrature detector 16, an A / D converter 17, and have.
  • the NMR signal of the response of the subject due to the electromagnetic wave irradiated from the irradiation coil 11 is detected by the receiving coil 14 disposed in the vicinity of the subject, and is converted into an A / D converter 17 via the amplifier 15 and the quadrature phase detector 16. Is converted into a digital quantity. And the signal power converted to digital quantity is sent to SCPU1!
  • the signal processing system 6 includes an external storage device such as a magnetic disk 20 and an optical disk 19, and a display 18 such as a CRT.
  • an external storage device such as a magnetic disk 20 and an optical disk 19, and a display 18 such as a CRT.
  • the CPU 1 executes processing such as signal processing and image reconstruction.
  • an image of a desired tomographic plane of the subject 7 is displayed on the display 18 and also stored in the magnetic disk 20 of the external storage device.
  • an imaging sequence of the magnetic resonance imaging method according to the first embodiment will be described with reference to FIG.
  • it demonstrates in order.
  • the image acquisition process that collects image data according to the imaging sequence shown in FIG. 2 (a) and the image data obtained by the image acquisition process, how the blood flows upstream with time Generate a moving image to make it easier to see Image synthesizing process.
  • the image acquisition process will be described with reference to FIG. 2
  • the image synthesis process will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 2 (a) is a photographing sequence diagram showing an image acquisition process in the present embodiment.
  • RF is a line indicating the application of a high-frequency magnetic field pulse (RF pulse)
  • Gs is a line indicating the application of a slice selection gradient magnetic field
  • Gp is a line indicating the application of a phase encoding gradient magnetic field
  • Gr is a signal.
  • a line indicating application of a read gradient magnetic field is shown.
  • 201 indicates a pulse for simultaneously exciting a plurality of excitation planes spaced apart from each other (207-1 to 207-4 in Fig. 2 (b)) and is generally called a burst RF pulse. It is.
  • the burst RF pulse 201 is composed of a combination of multiple unit RF pulses with a short time width, and the amplitude of the plurality of unit RF pulses is modulated as a sine function as a whole, and each unit RF corresponding to the interval between excitation planes.
  • An RF pulse with a set pulse time interval See Non-Patent Document 2 for an example of burst RF pulse.
  • Non-Patent Literature 2 H. Ochi et al .: Dua frequency amplitude-modulated BURb ⁇ Imaging, International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 5th Scientific Meeting and Exhibition PI 824 (1997)
  • 202 indicates the application of a slice selective gradient magnetic field pulse that is applied together with the application of the burst RF pulse 201.
  • 202 is applied in the same direction as the direction of the gradient magnetic field pulse for reading signals (Gr direction).
  • Is. 203 indicates an inversion pulse (inversion high-frequency magnetic field pulse; ⁇ pulse)
  • 204 indicates a gradient magnetic field pulse 204 in the Gs direction applied together with the inversion pulse 203, and these are 208 (Fig. 2 (b) 208). This reverses the magnetic field in the region indicated by.
  • 205 and 206 shown on lines Gp and Gr are respectively the phase encoding gradient magnetic field pulse and the signal readout gradient for reversing the polarity of the gradient magnetic field as in the EPI sequence and acquiring a plurality of signals continuously. Indicates a magnetic field pulse.
  • FIG. 2 (b) is a schematic diagram showing the correspondence between the excitation surface and the imaging surface when the imaging sequence according to the first embodiment is executed.
  • FIG. 2 (b) is a diagram showing a cross section cut by the imaging surface. This For example, when images are collected by excitation with burst RF pulses, the excitation plane and unexcited V and region are different from each other.
  • the imaging sequence shown in FIG. 2 (a) is used, and a plurality of excitation surfaces spaced apart from each other are simultaneously excited by burst RF pulses, and then the signal is transmitted. Collect and reconstruct the image at each elapsed time from the first burst RF pulse application. In this manner, in this embodiment, it is possible to image a state in which a plurality of excited surface force blood flows over time.
  • the image data at each elapsed time obtained by the imaging sequence shown in FIG. 2 (a) is stored in, for example, the magnetic disk 20 and read out to the CPU 1 each time during the image composition process shown below. To be processed.
  • FIG. 3 (a) shows a blood vessel to be imaged and a plurality of excitation surfaces.
  • 301 is a blood vessel, and 207-1 to 207-4 are a plurality of excitation surfaces excited by the burst RF pulse 201.
  • Fig. 3 (b) shows how much blood flows from the excitation surface to the downstream in the images generated at each elapsed time since the burst RF pulse 201 was first applied. It is.
  • the blood flowing out of the excitation surface force is not drawn, but it can be seen that the region of the drawn blood spreads from the excitation surface to the downstream as time moves from time 1 to time 4.
  • the blood images (blood vessel images) depicted in the images at times 1 to 4 are drawn from each of the excitation surfaces 207-1 to 207-4.
  • the blood vessel image depicted in the area 3 is in a discrete manner. Therefore, in the present embodiment, a moving image is generated by the method shown in FIG. 3 (c) so that the blood continuously flows out from a specific excitation surface (excitation surface 207-1 in this case).
  • the moving image shown in FIG. 3 (c) consists of time phase 1 to time phase 9.
  • the moving images in each time phase depict how blood flows from the upstream area over time.
  • a blood depiction image of the target region in each time phase and a blood depiction image at the time when the blood reaches the most downstream side in the region upstream from the target region are synthesized and created. That is, at time phase 1, first, a moving image having a time phase of 1 km is generated using the image at the reference time as it is.
  • time phase 2 a moving image is generated in region 1 using the blood flow at time 1 in FIG. 3 (b).
  • time phase 3 a moving image is generated in region 1 using the blood flow at time 2 in FIG. 3 (b).
  • time phase 4 a moving image is generated in region 1 using the blood flow at time 3 in FIG. 3 (b).
  • time phase 5 the blood flow at time 3 in Fig. 3 (b) is used for region 1 and the blood flow at time 1 in Fig. 3 (b) is used for region 2. Generated. The same applies to time phase 6 to time phase 9 below.
  • time phase 6 By generating a moving image as described above, it is possible to depict a blood vessel so that blood also flows out from a specific excitation surface (excitation surface 207-1 here) force. Composition of the above video Thus, the time when blood reaches the excitation surface 207-2 from the excitation surface 207-1 is determined as time 3, and the time when blood reaches the excitation surface 207-2 from 207-3 in region 2 is determined as time 4.
  • the reference time is, for example, the time when the first burst RF pulse 201 is printed, and an image generated by collecting echo signals immediately after the reference time is used as the reference image.
  • the number of excitation planes is Ns
  • Ns the number of excitation planes
  • derived based on data (shooting conditions) such as whether image data was collected. Or it calculates from image data. Specifically, for example, a threshold value of signal intensity is set in the image data, an area having a value equal to or greater than the threshold value is detected as an excitation plane, and the position and number of excitation planes are calculated based on the position and number. . Then, the excitation surface at the most upstream is set as the reference excitation surface.
  • n be the counter for the excitation surface, its initial value is 1, and its upper limit is N s obtained in (Step 403).
  • the time Mn until the blood signal flowing out from the excitation surface n reaches the excitation surface (n + 1) is identified.
  • the time Mn is identified by, for example, setting a threshold value for the signal intensity for a pixel located on the same side as the excitation surface n and adjacent to the excitation surface (n + 1), and the time when the value is equal to or greater than the threshold value. It is defined as the time when blood flowing out from excitation surface n reaches excitation surface (n + 1).
  • Mn (M) corresponding to region 1 is the time 3
  • the image data stored on the magnetic disk 20 is read out one by one to the CPU 1.
  • Mn is derived for all regions n.
  • m be the counter related to the elapsed time from the reference time used when creating a moving image by rendering blood flow in each region.
  • the initial value of the counter m is set to 1
  • the maximum value of the counter m when drawing the region n is set to Mn.
  • a blood vessel image is drawn for the region n sandwiched between the excitation surface n and the excitation surface (n + 1).
  • the blood vessel image is drawn in this step by reading the image data from the magnetic disk 20 to the CPU 1 and the drawn blood vessel image data is stored on the magnetic disk. Temporarily stored in 20.
  • the blood vessel image extracted in (Step 407) and the moving image of time phase L are synthesized to obtain a moving image of time phase L + 1.
  • the blood vessel image extracted in (Step 407) and the image data in region 1 to region n-l in time phase L are synthesized.
  • the extracted image is used as it is as the image of time phase L + 1.
  • the moving image synthesis processing in this step is stored in the magnetic disk 20 and the blood vessel image drawn in step (407) and the blood vessel image of the time phase L are read out to the CPU 1 and synthesized. The result is also stored in the magnetic disk 20.
  • Step 407 the parameter m of the elapsed time from the reference time of the image to be extracted is compared with the upper limit value Mn of m in the region n. If m is not the same as Mn, go to Step 411. If m is the same as Mn, go to Step 412.
  • Increment counter m by one and move to step 47.
  • n related to the region number is compared with Ns obtained in (Step 403). If n is not the same as Ns, go to step 413. If n is the same as Ns, the process is terminated.
  • the finally synthesized moving image of the blood vessel image is displayed on the display 18 and stored in the magnetic disk 20, for example.
  • the first embodiment after simultaneously exciting a plurality of excitation surfaces at predetermined intervals, a short running distance from the excitation surface is obtained in order to acquire blood force signals flowing out from each excitation surface force. Echo signals can be collected within a short time within a distance to obtain a blood vessel image. In addition, the effects of signal phase disturbance can be minimized. In addition, since this embodiment applies an inversion pulse, There is an advantage that the influence of the non-uniformity of the external magnetic field can be eliminated.
  • FIG. 5 (a) is a diagram showing the imaging sequence of this embodiment
  • FIG. 5 (b) is a schematic diagram showing the correspondence between the excitation surface and the imaging surface when the imaging sequence according to this embodiment is executed. It is.
  • the difference between the imaging sequence in FIG. 5 (a) and the imaging sequence in FIG. 2 (a) in Example 1 is that the inversion pulse 203 and gradient magnetic field pulse 204 for slice selection on the imaging surface are not applied. .
  • the image generated by the NMR signals obtained by the gradient magnetic field pulses 205 and 206-1 to 206-3 is a projection of the blood vessel image in the imaging space in the Gs direction, as shown in Fig. 5 (b). It is like that. Also in this example, according to FIG. 5 (b), when an image is acquired by excitation using a nost RF pulse, the excitation surface becomes a fringe pattern on the image data! Excited surfaces and excited parts are different from each other.
  • Example 2 has an effect of preventing a decrease in blood vessel rendering ability in the downstream portion and preventing the influence of phase disturbance. Further, since the second embodiment does not apply an inversion pulse as compared with the first embodiment, there is an advantage that the imaging time can be shortened.
  • burst RF pulses are applied at TR intervals such as 201-1 and 201-2. Apply phase encoding gradient magnetic field pulses as 601-1 and 601-2, and apply rewind gradient magnetic field pulses as 602-1 and 602-2. Furthermore, simultaneously with irradiation of the noun RF pulse 201-1 or 201-2, gradient magnetic field pulses 202-1 and 202-2 of slice selection in the Gr direction are applied. Applying gradient magnetic field pulses 603-1 and 603-2 for signal readout, the polarity of the gradient magnetic field pulse for slice selection and the gradient magnetic field pulse for signal readout are reversed to each other, and an echo signal (not shown).
  • a plurality of excitation surfaces are simultaneously excited at predetermined intervals, and then signals from blood flowing out from each excitation surface force are acquired. Therefore, the excitation force can be collected within a short distance and echo signals can be collected in a short time to display a blood vessel image. Therefore, there is an effect of preventing a decrease in blood vessel rendering ability in the downstream portion and preventing phase disturbance.
  • Example 4
  • non-selective inversion pulses 701-1 and 702-2 are applied at predetermined time intervals, and the phase encoding code is further changed.
  • Gradient magnetic field pulses 601-1 and 601-2 and rewind gradient magnetic field pulses 602-1 and 602-2 are applied.
  • a plurality of excitation surfaces are simultaneously excited at predetermined intervals, and then signals from blood from which each excitation surface force also flows are obtained.
  • echo signals can be collected within a short distance, such as the excitation plane, and a blood vessel image can be imaged. This prevents the deterioration of the blood vessel rendering ability in the downstream area and prevents the effects of phase disturbance. is there.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse is not applied when the inversion pulse is applied.
  • an imaging sequence of the magnetic resonance imaging method according to the fifth embodiment will be described with reference to FIG.
  • the imaging sequence shown in FIG. 8 is equivalent to that shown in FIG. 5 (a), and the force image data generation method is different.
  • an image is generated based only on echo signals collected when the direction of the readout gradient magnetic field is the negative side (echo signals obtained when A / Dml and A / Dm2), and the readout gradient magnetic field is generated.
  • An image is generated based only on the echo signals collected when the direction of is positive (the echo signals obtained when A / Dpi and A / Dp2). Then, a blood vessel image is drawn by calculating the difference image between them.
  • Fig. 9 (a) is a diagram corresponding to Fig. 3 (b) in Example 1, and after applying the burst RF pulse 201 for the first time (time 1, time 2, time 3, time It is an image generated in 4). These images show how far the blood is depicted from the excitation plane.
  • Fig. 9 (b) shows how a moving image is generated from the image data at each elapsed time (time time 2, time 3, time 4) obtained as shown in Fig. 9 (a). Is.
  • a moving image in each time phase depicts a state in which blood flows from an upstream region as time passes. It is created by adding the blood depiction image of the target region in each time phase and the blood vessel representation images in each time phase so far. That is, first, in time phase 1 of the moving image, an image at the reference time is used. Next, in time phase 2, a moving image is generated in region 1 using the blood flow at time 1 in FIG. 9 (b). Next, in time phase 3, a moving image is generated by adding the blood flow at time 1 and time 2 in region 1 in FIG. 9 (b). Next, in time phase 4, a moving image is generated by adding the blood flow from time 1 to time 3 in region 1 in FIG. 9 (b).
  • the excitation plane is divided into a plurality of groups arranged alternately, and each group is excited alternately for imaging.
  • the image acquisition process in the present embodiment will be described with reference to FIGS. 10 (a) and 10 (b).
  • FIG. 10 (a) The imaging sequence in Fig. 10 (a) is almost the same as in Fig. 6 (a).
  • the frequencies of the power burst RF pulses 201-1 to 201-3 are not all the same. More specifically, burst RF pulses 201-1 and 2 01-3 have an excitation frequency of 1 ⁇ - ⁇ f, while burst RF pulse 201-2 has an excitation frequency of AH ⁇ f, and two different frequencies alternately. A burst RF pulse is applied.
  • Figure 10 (b) shows how the excitation plane excited by the two types of burst RF pulses is selected. Indicated by. In FIG.
  • excitation surface 1001-1 and excitation surface 1001-3 are excitation surfaces excited by burst RF pulses 201-1 and 201-3, and excitation surface 1001-2 and excitation surface 1001- Reference numeral 4 denotes an excitation surface excited by the burst RF pulse 201-2.
  • each region region 1 between excitation surface 1001-1 and excitation surface 1001-2 is region 1, excitation surface 1001-2 and excitation surface 1001-3 (Region 2 is the region between the excitation surface 1001-3 and the excitation surface 1001-4, and region 4 is the region downstream of the excitation surface 1001-4).
  • the recovery time of the magnetic field can be extended, and the SN ratio of the blood signal is improved.
  • FIG. 11 (a) shows that blood is gradually removed from the excitation surface by an image generated after each elapsed time from the reference time after application of each burst RF pulse 201-1 to 201-3 in this embodiment. It shows how it flows downstream.
  • Fig. 11 (a) in the image at the reference time immediately after the first burst RF pulse is applied, the image flowing from the excitation surface is hardly depicted, but time 2 and time 3 have elapsed.
  • the region of the blood to be drawn spreads downstream.
  • Region 1 and region 3 in the image after excitation of burst RF pulses 201-1 and 201-3 shown as excitation 1 at each time for exciting excitation planes 100 1-1 and 1001-3 in Fig.
  • Step 4 Ola is inserted between Step 401 and Step 402 in FIG.
  • steps 401a images corresponding to the same time are added to each other.
  • an image similar to that shown in FIG. 3 (b) can be obtained and synthesized as shown in FIG. 3 (c) according to the procedure from step 402 onward.
  • Example 7 As described above, according to Example 7, a plurality of excitation surfaces are divided into several groups arranged differently from those in Examples 1 to 6, and these are alternately arranged. Therefore, the effective TR is increased when each imaging region (the region sandwiched between the excitation surface and the excitation surface) is imaged. As a result, the recovery time of the magnetic field can be made longer than in the case of Examples 1 to 5, so that the SN ratio of the blood signal is improved.
  • Example 8 is an example in which imaging is performed while moving the subject, and the position of the excitation surface is also moved in accordance with the moving subject.
  • FIG. 12 (a) shows the movement of the blood vessel representing the part of the subject and the movement of the excitation plane with reference to the coordinate system of the MRI apparatus placed stationary. According to this, it can be seen that both the subject and the excitation surface move to the left in the drawing according to the movement of the bed.
  • an imaging sequence as shown in FIG. 12 (b) is used in this embodiment.
  • the application frequency of burst RF pulses 201-1 to 201-3 used for slice selection is increased by Af.
  • the applied frequency is 1 ⁇ .
  • the applied frequency is AH ⁇ fC
  • the applied frequency is 1 ⁇ + 2 ⁇ ?.
  • the amount of frequency ⁇ 1 "to be increased with each burst RF pulse application is calculated based on the table moving speed, the gradient magnetic field strength of slice selection, and the burst RF pulse application interval (TR).
  • the excitation surface can be moved accordingly, and a blood vessel image of the subject can be suitably depicted.
  • a method of image synthesis a method according to the flowchart shown in Fig. 7 can be adopted. That is, in the synthesis of moving images in the present embodiment, the excitation plane moves with the movement of the subject. Therefore, in synthesizing an image using the detected echo signal, the synthesis is performed by ignoring those movements. If processing is good!
  • Example 9 is an example in which imaging is performed while moving the subject, and the excitation surface is not moved in accordance with the movement of the subject, and the same position is excited in the coordinate system viewed from the MRI apparatus.
  • FIG. 13 (a) shows the movement of a blood vessel representing a part of the subject with reference to the coordinate system of the MRI apparatus placed stationary. According to this, the subject moved the bed It can be seen that the force excitation plane moving to the left of the drawing in accordance with the movement is not moved with the movement of the bed and is stationary with respect to the MRI apparatus.
  • an imaging sequence as shown in FIG. 13 (b) is used in the present embodiment. More specifically, the applied frequency of burst RF pulses 201-1 to 201-3 used for slice selection is constant fC.
  • the excitation surface at the same position can always be excited with respect to the MRI apparatus.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention.
  • a spin echo method a fast spin echo method, a gradient echo method or the like may be used.
  • the number of excitation surfaces was 4 in Examples 2, 6, and 7, and 3 in Examples 8 and 9. However, as in Examples 2, 6, and 7, In such a case, it may be 3 or less, 5 or more, and in the cases of Examples 8 and 9, 2 or 4 or more may be used.
  • Example 7 the number of excitation surfaces divided into a plurality of groups is two, but it may be divided into three or more groups.
  • the excitation surface to be excited in Example 7 does not need to excite each group alternately, only one group is excited several times to obtain an echo signal, and then another group is excited several times. An echo signal may be obtained.
  • Example 7 the method of imaging by dividing the excitation plane shown in Example 7 into a plurality of groups may be combined with the method of imaging while moving the subject as in Examples 8 and 9.
  • the blood vessel image on the excitation surface is difficult to be drawn.
  • interpolation is performed by drawing only the upstream excitation surface and drawing the blood vessel image on the downstream excitation surface. That is pretty.
  • the combination of the image acquisition process and the image composition process in the above embodiment is not limited to those described above, and other combinations may be used.
  • the plurality of excitation surfaces need not be parallel, and the directions may be slightly inclined.
  • a program for executing the above-described magnetic resonance imaging method is stored in the magnetic disk 20 or the like.
  • the magnetic resonance imaging apparatus used in the present invention includes information and data generated in each process of the magnetic resonance imaging method described above (parameters for executing the imaging sequence, echo signals obtained by executing the imaging sequence). , Image data reconstructed from echo signals, image data rearranged in time series in (Step 701), moving image image data in each time phase generated in (Step 707), A storage device for storing the various counters for executing the flowchart shown in FIG. 7 is provided as a magnetic disk or the like.
  • Input means for selectively displaying the generated image or moving image on the display 18 or the like is also provided.
  • Input means for selectively displaying the generated image or moving image on the display 18 or the like is also provided.
  • the blood vessel image rendered by the magnetic resonance imaging method tends to become smaller as the pixel value increases toward the downstream side closer to the upstream excitation surface, but it is more natural for the person viewing the image. Correction may be performed so that That is, luminance correction may be performed so as to increase the pixel value of the downstream blood vessel image while decreasing the pixel value of the upstream blood vessel image of the excitation surface.
  • excitation of a plurality of excitation surfaces may not be simultaneous, but may be sequentially performed from upstream.
  • an image or moving image with the excitation plane deleted may be generated, stored, and displayed so that it can be easily seen when rendering a blood vessel image.

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Abstract

　（1)被検体の所望の領域内の原子核を励起して核磁気共鳴を起こす工程と、(2)前記血液により発生する核磁気共鳴信号を検出する工程と、(3)前記検出した核磁気共鳴信号より、前記被検体の血管像を描出する工程を備えた磁気共鳴イメージング方法において、 前記工程(1)により励起される所望の領域は、所望の間隔で配置された複数個の領域であることを特徴としている。

Description

明 細 書
磁気共鳴イメージング方法及び装置
技術分野
[0001] 本発明は、磁気共鳴イメージング方法 (以下、 MRI方法という。）および装置に係わり 、特に血管の走行を高画質で画像ィヒすることが可能な MRI方法およびその装置に関 する。
背景技術
[0002] MRI装置を用いて被検体の所望の領域の血流を予め励起し、励起領域下流の血 管走行を画像化する Arterial Spin Labeling (以下、 ASLと略記する)において、スライス 選択の傾斜磁場と、信号読み出しの傾斜磁場の方向を同一にして撮像する方法が、 非特許文献 1に開示されて ヽる。
非特許文献 1： W.G. Rehwald他： GCFP- A New Non-Invasive Non-Contrast Cine A ngiography Technique Using Selective Excitation and Global Coherent:Proc.Intl.Soc .Mag.Reson.Med.11(2004)
[0003] 非特許文献 1記載の撮像方法を用いれば、スライス選択により励起される励起面と NMR信号が収集されて画像ィ匕される撮像面が直交して交わるので、励起面から伸び る血管像を描出することができる。非特許文献 1では特に Figure.1において、励起面 より時間とともに伸びる血管像が示されている。
[0004] し力しながら、非特許文献 1記載の従来技術では、次のような課題が残されて 、る。
すなわち、非特許文献 1記載の従来技術においてスライス選択により励起される領域 は励起面のみである力 励起面力 流出した血液力 の信号は、緩和現象により時 間とともに強度が減衰する。そのため、励起面から離れた位置の血管描出能が低下 しゃすいという問題がある。
[0005] また、非特許文献 1記載の従来技術では NMR信号を収集するために SSFPを模擬し た撮像シーケンスを使用している。すなわち、複数個のフリップ角の小さな RFパルス を連続的に印加しながら NMR信号を収集している。しかし、このような撮像シーケンス による撮影方法は信号の位相の乱れの影響をうけやすい。そのため、静磁場が均一 でな 、領域や血流速度の速 、領域では画質が劣化すると 、う問題がある。非特許文 献 1ではこれらの問題が配慮されて 、な!/、。
発明の開示
[0006] 本発明の目的は、 ASL法において血管の走行を広範囲に高画質で画像ィ匕すること が可能な MRI方法およびその装置を提供することにある。
[0007] 上記目的を解決するために、本発明の MRI方法は、（1)被検体の所望の領域内の 原子核を励起して核磁気共鳴を起こす工程と、（2)前記血液により発生する核磁気共 鳴信号を検出する工程と、（3)前記検出した核磁気共鳴信号より、前記被検体の血管 像を描出する工程
を備えた磁気共鳴イメージング方法において、前記工程 (1)により励起される所望の 領域は、所望の間隔で配置された複数個の領域であることを特徴としている。
[0008] また、本発明の MRI装置は、被検体の配置された撮影空間に静磁場を発生させる 静磁場発生手段と、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、 前記撮影空間に配置される被検体に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を 発生させる高周波磁場発生手段と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する 信号受信手段と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手 段と、所定のパルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁 場発生手段と前記信号処理手段とを制御する計測制御手段と、前記画像を表示す る表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記被検体内の任意の間隔で配置された複数個の励起領 域を励起するように前記高周波磁場発生手段により高周波磁場を印加する制御を行 う手段を備えて 、ることを特徴として 、る。
図面の簡単な説明
[0009] [図 1]本発明を構成する MRI装置のシステム構成を示す図である。
[図 2](a)は実施例 1に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを示す図、（b) は実施例 1に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対応関係を示す 図である。
[図 3](a)は描出の対象となる血管と複数個の励起面を示した図、（b)は最初に RFバー ストパルス 501を印加してから、各経過時間後に生成される画像によって、励起面から どの程度の下流までの血流が描出されるかを示した図、（c)はある特定の励起面から 血液が連続的に流れるように生成された動画像を示す図である。
[図 4]動画像の生成の具体的手順を示すフローチャートである。
[図 5](a)は実施例 2に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを示す図、（b) は実施例 2に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対応関係を示す 図である。
[図 6]実施例 3に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。
[図 7]実施例 4に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。
[図 8]実施例 5に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。
[図 9](a)は最初に RFバーストパルス 501を印加してから、各経過時間後に生成される 画像によって、血液が励起面からどの程度の下流まで描出されるかを示した図、（b) は実施例 6における動画像の生成を示す図である。
[図 10](a)は実施例 7に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図、（b)は 2種 類のバースト RFパルスによってどのように励起面が励起されるかを示す図である。
[図 l l](a)は実施例 7において、基準時刻から各経過時間後に生成される画像によつ て、血流が励起面からどの程度の下流まで描出されるかを示したもの、（b)は実施例 7 において、生成した動画像を示す図である。
[図 12](a)は実施例 8において、どのように被検体及び励起面を移動させるかを示す 図、（b)は実施例 8に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。
[図 13](a)は実施例 9において、どのように被検体及び励起面を移動させるかを示す 図、（b)は実施例 9に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。 発明を実施するための最良の形態
[0010] 以下、本発明を構成する MRI装置のシステム構成を図 1により詳細に説明する。
MRI装置は大別して、中央処理装置 (以下、 CPUと略称する) 1と、シーケンサ 2と、送 信系 3と、静磁場発生用磁石 4と、受信系 5と、傾斜磁場発生系 21と、信号処理系 6と から構成されている。
[0011] CPU1は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ 2、送信系 3、受信系 5、 信号処理系 6を制御する。シーケンサ 2は、 CPU1からの制御指令に基づいて動作し、 被検体 7の断層面の画像データ収集に必要な種々の命令を送信系 3、傾斜磁場発 生系 21、受信系 5に送る。
[0012] 送信系 3は、高周波発振器 8と、変調器 9と、照射コイル 11と RFシールド等を備え、シ 一ケンサ 2の指令により高周波発振器 8からの基準高周波パルスを変調器 9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 10を介して増幅して照射コ ィル 11に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体に照射する。
[0013] 静磁場発生用磁石 4は、被検体 7の周りの所定の方向に均一な静磁場を発生させ る。この静磁場発生用磁石 4の内部には、照射コイル 11と、傾斜磁場コイル 13と、受 信コイル 14とが配置されている。傾斜磁場コイル 13は傾斜磁場発生系 21に含まれ、 傾斜磁場電源 12より電流の供給を受け、シーケンサ 2の制御のもとに傾斜磁場を発 生させる。
[0014] 受信系 5は、被検体の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出される NMR信号 を検出するもので、受信コイル 14と増幅器 15と直交位相検波器 16と A/D変 17と を有している。上記照射コイル 11から照射された電磁波による被検体の応答の NMR 信号は被検体に近接して配置された受信コイル 14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 17に入力され、ディジタル量に変換される。そして ディジタル量に変換された信号力 SCPU1に送られるようになって!/、る。
[0015] 信号処理系 6は、磁気ディスク 20、光ディスク 19などの外部記憶装置と、 CRTなど力 らなるディスプレイ 18とを備えている。受信系 5からのデータが CPU1に入力されると、 CPU1が信号処理、画像再構成などの処理を実行する。その結果である被検体 7の 所望の断層面の画像はディスプレイ 18で表示されると共に、外部記憶装置の磁気デ イスク 20などに記憶されるようになって!/、る。
実施例 1
[0016] 先ず実施例 1に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図 2(a)を用い説 明する。以下、順に説明する。本実施例は図 2(a)に示す撮影シーケンスにより画像デ ータを収集する画像取得工程と、画像取得工程により得られた画像データを基に、 血液が時間とともに上流力 流れる様子をわ力りやすくみせるための動画像を生成 する画像合成工程とから成る。以下、画像取得工程を図2を用い、画像合成工程を 図 3及び図 4を用い説明する。
[0017] 図 2(a)は、本実施例における画像取得工程を示す撮影シーケンス図である。図 2(a) において、 RFは高周波磁場パルス (RFパルス)の印加を示すライン、 Gsはスライス選 択傾斜磁場の印加を示すライン、 Gpは位相エンコード傾斜磁場の印加を示すライン 、 Grは信号読み出し傾斜磁場の印加を示すラインを表す。 201は相互に間隔を空け て配置された複数の励起面 (図 2(b)における 207-1〜207-4)を同時に励起するための パルスを示し、一般にバースト RFパルスとして呼ばれているものである。バースト RFパ ルス 201は、時間幅の短い単位 RFパルスが複数個組み合わされ、複数の単位 RFパ ルスの振幅が全体として sine関数状に振幅変調され、励起面の間隔に対応させて各 単位 RFパルスの時間間隔が設定された RFパルスのことである。（バースト RFパルスの 一例は、非特許文献 2参照。 )
非特干文献 2 : H.Ochi他： Duaト frequency amplitude- modulated BURb Γ Imaging, Inte rnational Society for Magnetic Resonance in Medicine, 5th Scientific Meeting and Ex hibition PI 824(1997)
[0018] また、 202はバースト RFパルス 201の印加とともに印加されるスライス選択傾斜磁場 パルスの印加を示し、本実施例では信号読み出しの傾斜磁場パルスの方向 (Gr方向 )と同じ方向に印加されるものである。 203は反転パルス (反転高周波磁場パルス； π パルス)を示し、 204は反転パルス 203とともに印加される Gs方向の傾斜磁場パルス 20 4を示し、これらは選択された領域 (図 2(b)における 208で示される領域)の磁ィ匕を反転 させるものである。更にライン Gpおよび Gr上に表された 205及び 206は、それぞれ EPI シーケンスのように傾斜磁場の極性を反転させて、複数の信号を連続して取得する ための位相エンコード傾斜磁場パルス及び信号読み出し傾斜磁場パルスを示す。
[0019] 次に図 2(b)は実施例 1に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対 応関係を示す概略図である。
図 2(b)にお!/、て、 207-1から 207-4はバースト RFパルスによって励起される 4つの励 起面、 208は反転パルス 203および傾斜磁場パルス 204によってスライス選択される撮 像面を示し、図 2(b)の下側の図は撮像面で切った断面を示す図である。これによれ ば、バースト RFパルスによって励起して画像を収集すると、励起面と励起されていな V、領域が互 、違いになって 、ることがわ力る。
[0020] 本実施例では、上記図 2(a)で示した撮影シーケンスを用い、バースト RFパルスによ り、相互に間隔が空けて配置された複数の励起面を同時に励起した後、信号を収集 して、最初のバースト RFパルス印加から各経過時刻における画像を再構成する。こ のようにして、本実施例では、複数の励起面力 血液が時間の経過とともに流れる様 子を画像ィ匕できる。図 2(a)で示した撮影シーケンスによって得られた上記各経過時刻 における画像データは、例えば、磁気ディスク 20に記憶されて、下記に示す画像合 成工程の際に、その都度 CPU1に読み出されて処理される。
[0021] 次に、図 2に示した撮影シーケンスにより得られた複数個のエコー信号を用い、信 号処理および動画像の生成を行い、励起面より血液が時間の経過とともに流れ出す 様子を画像ィ匕する画像合成工程の詳細を図 3を用い説明する。
[0022] 図 3(a)は、描出の対象となる血管と複数個の励起面を示したものである。 301は血管 であり、 207-1から 207-4はバースト RFパルス 201により励起される複数の励起面であ る。次に図 3(b)は、最初にバースト RFパルス 201を印加してから、各経過時刻に生成 される画像において、励起面からどの程度の下流までの血液が流出しているかを示 したものである。
[0023] これによれば、基準時刻においては、励起面力 流れ出る血液は描出されないが、 時刻 1から 4へ移るに従って、描出される血液の領域が励起面から下流まで拡がって いることがわかる。ただし、時刻 1から 4における画像に描出されている血液の像 (血管 像)は、励起面 207-1から 207-4のそれぞれから、流れ出る血液が描出されているので 、各励起面間の領域 (励起面 207-1と励起面 207-2の間の領域を領域 1、励起面 207- 2と励起面 207-3の間の領域を領域 2、励起面 207-3と励起面 207-4の間の領域を領 域 3)で描出される血管像は離散的になっている。そこで、本実施例では図 3(c)に示 す方法により、ある特定の励起面 (ここでは、励起面 207-1)から血液が連続的に流れ 出るように見せる動画像の生成を行う。
[0024] 図 3(c)において示される動画像は時相 1から時相 9より成っている。各時相における 動画像は、上流の領域から時間の経過とともに血液が流れる様子が描出される。 各時相における対象とする領域の血液描出像と、対象とする領域より上流の領域に お!ヽて血液が最も下流側へ到達した時刻における血液描出像とが合成されて作成さ れる。すなわち、先ず時相 1では、基準時刻における画像をそのまま用いて時相 1〖こ おける動画像が生成される。時相 2では、領域 1を図 3(b)における時刻 1の血流を用い 動画像が生成される。時相 3では、領域 1を図 3(b)における時刻 2の血流を用い動画 像が生成される。時相 4では、領域 1を図 3(b)における時刻 3の血流を用い動画像が 生成される。
[0025] 次に、時相 5では、領域 1を図 3(b)における時刻 3の血流を用い、領域 2を図 3(b)にお ける時刻 1の血流を用い、動画像が生成される。以下、時相 6から時相 9も同様である 。以上のように動画像を生成することで、ある特定の励起面 (ここでは、励起面 207-1) 力も血液が流出して 、るように血管を描出することが可能となる。上記動画像の合成
Figure imgf000009_0001
、て血液が励起面 207-1から励起面 207-2へ到達する 時刻を時刻 3、領域 2において血液が励起面 207-2から 207-3へ到達する時刻を時刻 4として求める。そして、下流の領域において血流が流れる動画像を描出する際には 、上流の領域では、血流が最も下流まで血液が流れている時刻 (領域 1では時刻 3、 領域 2では時刻 4)の画像を用いて、動画像を合成するようにする。これにより、各領域 間の血流の流れの接続がスムーズになる。
[0026] 次に、図 3(b)の画像データから図 3(c)の動画像を生成する画像合成工程の具体的 手順を図 4のフローチャートを用い説明する。ただし、下記に示す手順を実行するプ ログラムは、磁気ディスク 20内に納められていて、必要に応じて CPU1に読み出されて 実行される。
[0027] (ステップ 401)
予め定められた基準時刻からの経過時間 (経過時刻)〖こ従って、撮像によって得ら れた画像が並べ替えられる。基準時刻は、例えば最初のバースト RFパルス 201を印 カロした時の時刻であり、また、基準時刻直後にエコー信号を収集して生成された画 像を基準画像とする。
(ステップ 402)
動画像の時相に係るカウンタを Lとし、その初期値を 1としてセットする。 [0028] (ステップ 403)
下記に示すステップで必要なパラメータである励起面の位置及び個数 (以下、励起 面の個数を Nsとする。）を、どのようにしてバースト RFパルスや傾斜磁場パルスなどを 印力！]して画像データを収集したか等のデータ (撮影条件)を基に、導出する。あるいは 、画像データより算出する。具体的には、例えば画像データに信号強度のしきい値を 設定して、しきい値以上の値を持つ領域を励起面として検出し、その位置及び個数 により励起面の位置及び個数を算出する。そして、最も上流にある励起面を基準励 起面として設定する。
(ステップ 404)
励起面に関するカウンタを nとし、その初期値を 1、上限値を (ステップ 403)で求めた N sとする。
[0029] (ステップ 405)
励起面 nと励起面 (n+1)で挟まれた領域 nに注目し、励起面 nから流出した血液の信 号が励起面 (n+1)に到達するまでの時間 Mnを同定する。具体的に時間 Mnの同定は、 例えば励起面 nと同側に位置し励起面 (n+1)と隣り合う画素に対して信号強度に閾値 を設定し、閾値以上の値となった時間を励起面 nから流出した血液が励起面 (n+1)に 到達した時間と定義する。（図 4に示した例の場合、領域 1に対応する Mn(M )は時刻 3
1 であり、領域 2に対応する Mn(M )は時刻 4である。）本ステップにおける Mnの導出は、
2
磁気ディスク 20に記憶されている画像データを一つずつ CPU1に読み出しながら行う 。本ステップでは、 Mnの導出をすベての領域 nについて計算する。
[0030] (ステップ 406)
各領域における血流を描出して動画像を生成する際に用いられる基準時刻からの 経過時間に関するカウンタを mとする。ただし、カウンタ mの初期値を 1とし、領域 nを描 出して 、る際のカウンタ mの最大値を Mnとする。
(ステップ 407)
基準時刻から時間 m経過後の画像より、励起面 nと励起面 (n+1)で挟まれた領域 nに ついて血管像を描出する。本ステップにおける血管像の描出は、磁気ディスク 20より 画像データを CPU1へ読み出して行い、描出された血管像のデータは、磁気ディスク 20に一時記憶される。
[0031] (ステップ 408)
(ステップ 407)で抽出した血管像と時相 Lの動画像とを合成して、時相 L+1における 動画像とする。その際、（ステップ 407)で抽出した血管像と、時相 Lにおける領域 1〜領 域 n-l(n=2の場合は領域 1のみ)における画像データを合成するようにする。ただし (ス テツプ 407)において領域 1における血管像を抽出した場合には、抽出したものをその まま時相 L+1の画像とする。本ステップにおける動画像の合成処理は、磁気ディスク 2 0に記憶されて 、る (ステップ 407)で描出した血管像と時相 Lの血管像とが CPU1に読 み出されて行われ、合成された結果も磁気ディスク 20に記憶される。
[0032] (ステップ 409)
動画像の時相に関するカウンタ Lをインクリメントする。
(ステップ 410)
(ステップ 407)にお ヽて、血管像の抽出の対象とする画像の基準時刻から経過時間 のパラメータ mを、その領域 nにおける mの上限値 Mnと比較する。 mが Mnと同じでなけ れば、ステップ 411へ、 mが Mnと同じであれば、ステップ 412へ移動する。
(ステップ 411)
カウンタ mを 1つインクリメントして、ステップ 47へ移動する。
[0033] (ステップ 412)
領域の番号に関するパラメータ nを (ステップ 403)で求めた Nsと比較する。 nが Nsと同 じでなければ、ステップ 413へ、 nが Nsと同じであれば、終了する。
(ステップ 413)
カウンタ nをインクリメントして、ステップ 405へ移動する。
最終的に合成された血管像の動画像は、例えば、ディスプレイ 18に表示されるとと もに、磁気ディスク 20に記憶される。
[0034] 以上、実施例 1によれば、所定の間隔を置いて複数の励起面を同時に励起した後 、各励起面力 流出する血液力 の信号を取得するために、励起面から短い走行距 離内で短い時間内にエコー信号を収集して血管像を画像ィ匕できる。また、信号の位 相の乱れの影響を最小限にできる。また、本実施例は反転パルスを印加するため、 外部磁場の不均一の影響をなくすることができるという利点がある。
実施例 2
[0035] 次に実施例 2に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図 5(a)及び (b)を 用い説明する。図 5(a)は本実施例の撮影シーケンスを示す図であり、図 5(b)は、本実 施例に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対応関係を示す概略 図である。図 5(a)の撮影シーケンスと実施例 1における図 2(a)の撮影シーケンスの異な る点は、撮像面のスライス選択のための反転パルス 203および傾斜磁場パルス 204の 印加がない点である。その結果、傾斜磁場パルス 205及び 206-1〜206-3によって得 られる NMR信号により生成される画像は撮像空間内にある血管像を Gs方向に投影し たものとなって図 5(b)のようになっている。本実施例においても、図 5(b)によれば、ノ 一スト RFパルスを用いて励起して画像を収集すると、画像データ上で励起面は縞模 様になって!/ヽて、励起された励起面と励起されて!ヽな ヽ部分が互!ヽ違いになって ヽ る。
[0036] 実施例 2は実施例 1と同様に、下流部における血管描出能の低下を防ぎ、位相の乱 れの影響を防ぐ効果がある。また、実施例 2は実施例 1と比較して反転パルスの印加 をしな 、ので、撮像時間を短縮できると 、つた利点がある。
実施例 3
[0037] 次に実施例 3に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図 6を用い、説 明する。実施例 3の撮影シーケンス図によれば、バースト RFパルスを 201-1及び 201- 2のように TR間隔で印加する。位相エンコードの傾斜磁場パルスを 601-1、 601-2のよ うに印加して、リワインド傾斜磁場パルスを 602-1、 602-2のように印加する。更に、ノ 一スト RFパルス 201-1あるいは 201-2の照射と同時に Gr方向のスライス選択の傾斜磁 場パルス 202-1及び 202-2を印加する。信号読み出しのための傾斜磁場パルス 603-1 及び 603-2を印加して、スライス選択の傾斜磁場パルスと信号読み出しのための傾斜 磁場パルスの極性を互いに反転させてエコー信号 (図示せず。）を収集している。実 施例 3は実施例 1や実施例 2と同様に、所定の間隔を置いて複数の励起面を同時に 励起した後、各励起面力 流出する血液からの信号を取得する。そのため、励起面 力も短い走行距離内で短い時間内にエコー信号を収集して血管像を画像ィ匕できる ため、下流部における血管描出能の低下を防ぎ、位相の乱れを防ぐ効果がある。 実施例 4
[0038] 次に実施例 4に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図 7を用い説明 する。実施例 4の撮影シーケンス図によれば、バースト RFパルス 501-1の照射の後、 所定の時間間隔で非選択の反転パルス 701-1、 702-2を印加して、更に位相ェンコ ードの傾斜磁場パルスを 601-1、 601-2とリワインド傾斜磁場パルスを 602-1、 602-2を 印加している。実施例 4は実施例 1〜3と同様に、所定の間隔を置いて複数の励起面 を同時に励起した後、各励起面力も流出する血液からの信号を取得する。そのため 、励起面カゝら短い走行距離内で短い時間内にエコー信号を収集して血管像を画像 化できるので、下流部における血管描出能の低下を防ぎ、位相の乱れの影響を防ぐ 効果がある。本実施例では非選択の反転パルスを印加するので、反転パルス印加時 には、スライス選択傾斜磁場パルスは印加されな 、。
実施例 5
[0039] 次に実施例 5に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図 8を用い説明 する。図 8において示された撮影シーケンスは、図 5(a)で示したものと同等のものであ る力 画像データの生成方法が異なっている。本実施例では、読み出し傾斜磁場の 方向が負側であるときに収集されたエコー信号 (A/Dml及び A/Dm2の時に得られた エコー信号)のみを基に画像を生成し、読み出し傾斜磁場の方向が正側であるときに 収集されたエコー信号 (A/Dpi及び A/Dp2の時に得られたエコー信号)のみを基に画 像を生成する。そして、それらの差分画像を計算することにより、血管像を描出してい る。
[0040] 図 8の撮影シーケンスのように読み出し傾斜磁場の極性を負側と正側で交互に変え ながらエコー信号を収集する場合、その極性に依存して、血流による位相の乱れが 変化する。そこで、本実施例では信号読み出し傾斜磁場の極性ごとに画像を再構成 し、その差分画像を計算する。これにより、血管の好適な描出が可能となる。
実施例 6
[0041] 次に実施例 6に係る磁気共鳴イメージング方法における画像合成工程を図 9を用い 説明する。本実施例が実施例 1と異なる点は、ステップ 408のみである。本実施例で はステップ 408にお!/、て、ステップ 407で抽出した血管像を用いて時相 L+1における動 画像を生成する際に、時相 Lの動画像を生成するまでに用いたすべての画像を用い 加算する。以下詳細に説明する。図 9(a)は実施例 1における図 3(b)に相当する図であ り、最初にバースト RFパルス 201を印加してから、各経過時刻後 (時刻 1、時刻 2、時刻 3、時刻 4)に生成される画像である。これらの画像により、血液が励起面からどの程度 の下流まで描出されるかがわかる。図 9(b)は図 9(a)のようにして得られた各経過時間（ 時刻 時刻 2、時刻 3、時刻 4)における画像データより、どのようにして動画像を生成 するかを示したものである。
[0042] 各時相における動画像は、上流の領域から時間の経過とともに血液が流れる様子 が描出される。各時相における対象とする領域の血液描出像と、それまでの各時相 における血管描出像とが加算されて作成される。すなわち、先ず動画像の時相 1では 、基準時刻における画像とする。次に時相 2では、領域 1を図 9(b)における時刻 1の血 流を用い動画像が生成される。次に時相 3では、領域 1を図 9(b)における時刻 1及び 時刻 2の血流を加算して動画像が生成される。次に時相 4では、領域 1を図 9(b)にお ける時刻 1〜時刻 3の血流を加算して動画像が生成される。次に、時相 5では、領域 1 を図 9(b)における時刻 1〜時刻 3の血流を用い、領域 2を図 9(b)における時刻 1の血流 をそれらを加算して、動画像が生成される。以下、時相 6から時相 9も同様である。以 上のようにしても、実施例 1で示されたものと同様な動画像を生成できる。
実施例 7
[0043] 次に実施例 7に係る磁気共鳴イメージング方法を図 10(a)、（b)及び図 ll(a)、（b)を用 い説明する。本実施例は励起面を互いに交互に配置された複数個のグループに分 割して、各グループを交互に励起して撮像する方法である。先ず、本実施例におけ る画像取得工程を図 10(a)及び (b)を用い説明する。
[0044] 図 10(a)における撮影シーケンスは図 6(a)とほぼ同じである力 バースト RFパルス 201 -1〜201-3の周波数がすべて同一でない。より具体的は、バースト RFパルス 201-1と 2 01-3は 1Ό- Δ fの励起周波数であるが、バースト RFパルス 201-2は AH Δ fの励起周波数 であり、交互に 2種類の周波数のバースト RFパルスが印加されている。そして、 2種類 のバースト RFパルスによって励起される励起面がどのように選択される力が、図 10(b) によって示されている。図 10(b)において、励起面 1001-1及び励起面 1001-3はバース ト RFパルス 201-1及び 201-3によって励起される励起面であり、励起面 1001-2及び励 起面 1001- 4はバースト RFパルス 201- 2によって励起される励起面である。このように 周波数の異なるバースト RFパルスを交互に印加することにより、各領域 (励起面 1001- 1と励起面 1001-2の間の領域を領域 1、励起面 1001-2と励起面 1001-3の間の領域を 領域 2、励起面 1001-3と励起面 1001-4の間の領域を領域 3、励起面 1001-4より下流 側を領域 4とする)の画像を得る際に図 9(a)の場合の 2倍の TRで撮影できる。そのため 、核磁ィ匕の回復時間を延長でき、血液信号の SN比が向上される。
[0045] 次に、本実施例における画像合成工程を図 11(a)及び (b)を用い説明する。
先ず、図 11(a)は本実施例において各バースト RFパルス 201-1から 201-3の印加を 行った後、基準時刻から各経過時間後に生成される画像によって、血液が励起面か ら次第に下流へ流出する様子を示したものである。図 11(a)によれば、最初にバースト RFパルスを印加した直後の基準時刻における画像では、励起面から流れた画像が ほとんど描出されていないが、時刻 時刻 2、時刻 3と時間が経過するに従って、描 出される血液の領域が下流まで拡がっていることがわかる。図 10における励起面 100 1-1と 1001-3を励起するバースト RFパルス 201-1及び 201-3印加後の画像 (各時間に おいて励起 1で示されたもの)では領域 1及び領域 3における血管像が描出される。図 10における励起面 1001-2と 1001-4を励起するバースト RFパルス 201-2印加後の画像 (各時間において励起 2で示されたもの)では領域 2及び領域 4における血管像が描出 される。そこで、本実施例では図 4におけるステップ 401とステップ 402の間にステップ 4 Olaが挿入される。そして、ステップ 401aにより同じ時刻に相当する画像が互いに加算 される。そして、これにより図 3(b)と同様な画像を得て、ステップ 402以降の手順により 図 3(c)のように合成すれば良 、。
[0046] 以上説明した様に、実施例 7によれば、実施例 1〜6に比べて複数個の励起面を、 互 、違いに配置された 、くつかのグループに分けられ、それらが交互に励起される ので、各撮影領域 (励起面と励起面とで挟まれた領域)を撮影する際に、実効的な TR が増加される。この結果、核磁ィ匕の回復時間を実施例 1〜5の場合より長めにとること ができるので、血液信号の SN比が向上される。 実施例 8
[0047] 次に実施例 8に係る磁気共鳴イメージング方法を図 12(a)及び (b)を用い説明する。
実施例 8は、被検体を移動させながら撮影する例であり、また移動する被検体に合わ せて励起面の位置も移動させる例である。図 12(a)は、静止して配置されている MRI装 置の座標系を基準に、被検体の一部を表す血管の移動及び励起面の移動を表した ものである。これによれば、被検体、励起面共にベッドの移動に合わせて図面の左方 向に移動して 、ることがわかる。
[0048] 図 12(a)に示されるように、被検体の移動に合わせて励起面の位置を移動させるた めに、本実施例では図 12(b)に示されるような撮影シーケンスを用いる。より具体的に は、スライス選択のために用いるバースト RFパルス 201-1から 201-3の印加周波数が A fつ増加される。バースト RFパルス 201-1では印加周波数は 1Όである力 バースト RFパルス 201-2では印加周波数は AH Δ fCあり、バースト RFパルス 201-3では印加周 波数は 1Ό+2 ΔΠ?ある。各バースト RFパルスの印加の度に増加させる周波数の量 Δ1" は、テーブルの移動速度、スライス選択の傾斜磁場強度、バースト RFパルスの印加 間隔 (TR)を基に計算される。
[0049] このような撮影シーケンスを用いることにより、テーブルと伴に被検体が移動する場 合にも、それに合わせて励起面を移動させることができ、被検体の血管像を好適に 描出できる。
[0050] また、本実施例では画像合成の方法としては、図 7で示したフローチャートに即した 方法を採用することができる。すなわち、本実施例における動画像の合成では、被検 体の移動とともに励起面が移動するので、検出されるエコー信号を用いた画像の合 成にぉ 、て、それらの移動を無視して合成処理を行えば良!、。
実施例 9
[0051] 次に実施例 9に係る磁気共鳴イメージング方法を図 13(a)及び (b)を用い説明する。
実施例 9は、被検体を移動させながら撮影する例であり、また励起面は被検体の移動 に合わせて移動させず、 MRI装置からみた座標系にお 、て同じ位置を励起する例で ある。先ず図 13(a)は、静止して配置されている MRI装置の座標系を基準に、被検体 の一部を表す血管の移動を表したものである。これによれば、被検体はベッドの移動 に合わせて図面の左方向に移動している力 励起面はベッドの移動に合わせて移動 されず、 MRI装置に対して静止していることがわかる。
[0052] 図 13(a)に示されるように撮影するために、本実施例では図 13(b)に示されるような撮 影シーケンスを用いる。より具体的には、スライス選択のために用いるバースト RFパル ス 201-1から 201-3の印加周波数は fC一定としている。
このような撮影シーケンスを用いることにより、 MRI装置に対して常に同じ位置の励 起面を励起できる。
また、本実施例では画像合成の方法としては、実施例 6の図 14で示されたような方 法を採用して、励起した位置の被検体に対する相対的位置を加味した画像合成処 理を行うようにすれば良い。
[0053] 本発明は上記実施例に限定されるものではなぐ本発明の要旨を逸脱しない範囲 で種々に変形して実施できる。例えば、スピンエコー法、高速スピンエコー法、グラデ イエントエコー法等を用いても良 、。
また、上記実施例では、励起面の枚数は、実施例 2、 6、 7で 4枚、実施例 8、 9で 3 枚であつたが、実施例 2、 6、 7のような場合のような場合で 3枚以下、 5枚以上でも 良いし、実施例 8、 9のような場合において 2枚や 4枚以上でも良い。
[0054] また、実施例 7にお ヽて、励起面を複数個のグループに分割する数を 2個としたが、 3個以上のグループに分割しても良い。また、実施例 7において励起する励起面は、 各グループを交互に励起しなくても良ぐあるグループのみを複数回励起してエコー 信号を得て、その後に他のグループについて複数回励起してエコー信号を得るよう にしても良い。
また、実施例 7で示した励起面を複数個のグループに分割して撮像する方法は、実 施例 8及び 9のように被検体を移動させながら撮像する方法と組み合わせても良!、。
[0055] また、上記実施例における画像では励起面上の血管像は描出されにくいが、上流 にある励起面のみを励起して下流の励起面上の血管像を描出することにより、補間 をすることは可會である。
また、上記実施例における画像取得工程と画像合成工程の組み合わせは、上述し たものに限られず他の組み合わせでも良 、。 また、複数個の各励起面は平行でなくても良ぐ少し互いに向きが傾いていても良 い。
[0056] また、本発明にお ヽて用いられる磁気共鳴イメージング装置には、上述した磁気共 鳴イメージング方法を実行するためのプログラムが磁気ディスク 20等に収められてい る。また、本発明において用いられる磁気共鳴イメージング装置には、上述した磁気 共鳴イメージング方法の各過程において生成された情報やデータ (撮影シーケンスを 実行するためのパラメータ、撮影シーケンスの実行によって得られたエコー信号、ェ コー信号より再構成された画像データ、（ステップ 701)にお ヽて時系列的な並べ替え られた画像データ、（ステップ 707)によって生成された各時相における動画像の画像 データ、図 7に示すフローチャートを実行するための各種カウンタ)を記憶するための 記憶装置が磁気ディスク等として設けられて 、る。
[0057] また、生成された画像や動画像を選択的にディスプレイ 18等に表示するための入 力手段も備えられている。これにより、操作者の操作により、あるいは、ディスプレイ 18 に表示された画像や動画像を更新することも可能である。これにより、操作者は容易 に血液が時間とともに流れる様子を視認することができる。
[0058] また、上記磁気共鳴イメージング方法によって描出される血管像は、上流側の励起 面に近い方が画素値が大きぐ下流に行くに従って小さくなる傾向があるが、より画像 を見る人にとって自然になるように、補正を行っても良い。すなわち、励起面の上流 側の血管像の画素値を小さぐ下流側の血管像の画素値を大きくするような輝度補 正を行っても良い。
また、複数個の励起面の励起は同時でなくても良ぐ上流から順次励起するように しても良い。
また、血管像を描出する際見やすいように、励起面を消去した画像あるいは動画像 を生成して記憶し、表示できるようにしても良い。

Claims

請求の範囲
[1] (1)被検体の所望の領域内の原子核を励起して核磁気共鳴を起こす工程と、
(2)前記血液により発生する核磁気共鳴信号を検出する工程と、
(3)前記検出した核磁気共鳴信号より、前記被検体の血管像を描出する工程 を備えた磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記工程 (1)により励起される所望の領域は、所望の間隔で配置された複数個の領 域であることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[2] 前記複数個の領域は 2つ以上のグループに分けられ、
前記工程 (1)にお!/ヽて各グループを励起しながら、前記工程 (2)にお ヽて核磁気共 鳴信号を検出する処理を、各グループで 1回ずつ行いながら、元のグループに戻り、 前記核磁気共鳴信号を検出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 ング方法。
[3] 前記複数個の領域は 2つ以上のグループに分けられ、
前記工程 (1)にお!/ヽて各グループ励起しながら、前記工程 (2)にお ヽて核磁気共鳴 信号を検出する処理を各グループにつ ヽて複数回行うことを、それぞれのグループ で順番に行う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方法。
[4] 前記工程 (1)では、 sine関数状に振幅変調された複数個の単位高周波磁場パルス を所定の時間間隔を空けて構成されたバースト状の高周波磁場であるバースト RFパ ルスとスライス選択の傾斜磁場パルスを印加することにより、任意の間隔を空けられた 複数個の励起領域を同時に励起することを特徴とする請求項 1記載の磁気共鳴ィメ 一ジング方法。
[5] 前記工程 (1)において印加される sine関数状に振幅変調された複数個の単位高周 波磁場パルスを所定の時間間隔を空けて構成されたバースト状の高周波磁場である バースト RFパルスとスライス選択の傾斜磁場パルスの組み合わせは 2つ以上の種類 から成り、各々の種類の組み合わせ力 成るバースト RFパルスとスライス選択の傾斜 磁場パルスを交互に印加することにより、前記核磁気共鳴信号を検出することを特徴 とする請求項 2記載の磁気共鳴イメージング方法。
[6] 前記工程 (1)において印加される sine関数状に振幅変調された複数個の単位高周 波磁場パルスを所定の時間間隔を空けて構成されたバースト状の高周波磁場である バースト RFパルスとスライス選択の傾斜磁場パルスの組み合わせは 2つ以上の種類 力も成り、各組み合わせにお 、てバースト RFパルス及びスライス選択の傾斜磁場パ ルスの印加を複数回行うことを、それぞれの組み合わせで順番に行うことを特徴とす る請求項 3記載の磁気共鳴イメージング方法。
[7] 前記工程 (2)は、
(4)位相エンコード傾斜磁場パルスと前記信号読み出し傾斜磁場パルスの極性を交 互に変えながら、前記核磁気共鳴現象を発生させ、核磁気共鳴信号を検出するェ 程
を含むことを特徴とする請求項 1〜6のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング方法
[8] 前記工程 (2)は、
前記工程 (4)の前に、
(5)反転パルスと傾斜磁場パルスを同時に印加する工程
を含むことを特徴とする請求項 7記載の磁気共鳴イメージング方法。
[9] 前記工程 (1)における前記バースト RFパルスは、所定の時間間隔で繰り返し印加さ れ、
前記工程 (2)では、隣接する前記バースト RFパルス間で位相エンコード傾斜磁場パ ルス及び信号読み出し傾斜磁場パルス及びリバウンド傾斜磁場パルスがこの順序で 印加されることを特徴とする請求項 4〜8のいずれか〖こ記載の磁気共鳴イメージング 方法。
[10] 前記工程 (2)では、非選択の反転パルスが所定の時間間隔で繰り返し印加され、 隣接する反転パルス間で、位相エンコード傾斜磁場パルス及び信号読み出し傾斜 磁場パルス及びリバウンド傾斜磁場パルスがこの順序で印加されることを特徴とする 請求項 4〜8のいずれか〖こ記載の磁気共鳴イメージング方法。
[11] 前記工程 (3)は、
(6)前記検出した核磁気共鳴信号を基に、画像を再構成する工程と、
(7)前記工程 (6)により得られた画像を、取得した時間的順序に従って時系列に並べ る工程と、
(8)前記工程 (7)により時系列に並べられた画像を基に、上流から下流へ血液が流 れる様子を動画像として描出する工程を備えたことを特徴とする請求項 1〜10のいず れかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
[12] 前記工程 (6)は
(9)前記信号読み出し傾斜磁場が正側に印加されている時に検出した第 1の核磁気 共鳴信号群と、負側に印加されている時に検出した第 2の核磁気共鳴信号群とをグ ループ分けする工程と、
(10)前記第 1の核磁気共鳴信号群を基に第 1の画像を再構成し、前記第 2の核磁気 共鳴信号群を基に第 2の画像を再構成する工程と、
(11)前記第 1の画像と前記第 2の画像の差分を計算する工程を備えたことを特徴と する請求項 11記載の磁気共鳴イメージング方法。
[13] 前記工程 (8)によって描出される動画像は、複数個の時相から成り、前記複数個の 時相が一つずつ増えるに従って、描出されている血液の像は下流まで流れて出てい ることを特徴とする請求項 11〜12のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング方法。
[14] 前記工程 (1)から前記工程 (2)を、前記被検体を移動させながら行!ヽ、前記被検体の 移動距離に合わせて前記複数個の励起領域の位置を変え、核磁気共鳴現象により 発生する核磁気共鳴信号を検出することを特徴とする請求項 1〜13のいずれかに記 載の磁気共鳴イメージング方法。
[15] 前記工程 (1)から前記工程 (2)を、前記被検体を動力ゝしながら行い、
前記工程 (3)では、前記工程 (2)で得られた核磁気共鳴信号が前記被検体のどこか ら発生したかに関する位置情報を用いて、血管像を描出することを特徴とする請求 項 1〜14のいずれか〖こ記載の磁気共鳴イメージング方法。
[16] 被検体の配置された撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記撮 影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記撮影空間に配置される 被検体に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を発生させる高周波磁場発生 手段と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段と、検出した核 磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手段と、所定のパルスシーケンス に基づいて前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場発生手段と前記信号処理手 段とを制御する計測制御手段と、前記画像を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴 イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記被検体内の任意の間隔で配置された複数個の励起領 域を励起するように前記高周波磁場発生手段により高周波磁場を印加する制御を行 う手段を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[17] 前記信号処理手段は、時間とともに前記複数個の励起領域より外部へ流れる血液 の像を、時系列的に配列された複数枚の画像として画像ィ匕する手段を備えたことを 特徴とする請求項 16記載の磁気共鳴イメージング装置。
[18] 前記時系列的に配列された複数枚の画像を基に、血行動態を動画像として描出す る動画像生成手段を備えたことを特徴とする請求項 17記載の磁気共鳴イメージング 装置。
[19] 前記信号受信手段により検出した核磁気共鳴信号を記憶する第 1の記憶手段と、 前記信号処理手段により再構成した画像を記憶する第 2の記憶手段と、前記動画像 生成手段により描出した動画像を記憶する第 3の記憶手段を備えたことを特徴とする 請求項 18記載の磁気共鳴イメージング装置。
[20] 前記表示手段には複数枚の画像及び動画像が表示され、時系列的のどの時刻の 画像あるいはどの時相の動画像を選択して表示する入力手段を備えたことを特徴と する請求項 16〜19のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
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