JP2776844B2

JP2776844B2 - 磁気共鳴動体イメージング装置

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Publication number: JP2776844B2
Application number: JP63300490A
Authority: JP
Inventors: 耕一佐野; 章前田; 哲夫横山; 英明小泉
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1988-11-30
Filing date: 1988-11-30
Publication date: 1998-07-16
Anticipated expiration: 2013-07-16
Also published as: JPH02147048A

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は、核磁気共鳴現象を利用した断層像撮影装置
（磁気共鳴イメーニング、以下「MRI」という）に係
り、特に血管やCSF（脳脊髄液）、心臓等の動体を映像
化する際に有効な、動体イメージング装置に関する。

〔従来の技術〕

本発明に近い公知例として以下の文献１）〜４）があ
げられる。

１）アイ・イー・イー・トランザクシヨン・オン・メデ
イカルイメージング、エム・アイー5,第３号，第140頁
から第151頁,1988（IEEE,Trans.on Medical Imaging,MI
−5,No.3,pp.140−151,1988）２）日本磁気共鳴医学会雑誌，第８巻サプリメント−1,
236頁,1988 ３）ラジオロジイ、161巻、第３号，第717−720頁、198
6（Radiology Vol.161,No.3,pp717−720,1986）４）ソサエテイ・オブ・マグネテイク・レゾナンス・イ
ン・メデイスン、ブツク・オブ・アブストラクス，第１
巻，第29頁,1987（SMRM,Book of Abstracts,Vol.1pp29,
1987）従来、磁気共鳴イメージングにおいて、動きのある部
分（主に血管部）の映像化を行う方法は、文献１）にお
いて詳しく論じられている。

その血管部の選択原理は、フローエンコードパルスと
呼ばれる、動きによつて位相変化を生じさせるパルスを
利用している。上記フローエンコードパルスが流れの方
向に存在すると、速度に応じた位相変化を生じる。この
フローエンコードパルスを含む位相感応シーケンスと、
これを含まない位相不感シーケンスとの間で、画像間減
算を行う。血管内の血流は層流となつているため、上記
位相感応シーケンスで撮影すると、血管の中心からの距
離毎とに異なる位相変化を生じる。その結果、積分した
投影でデータは互いにキヤンセルしあい、血管部からは
信号がでない。また、位相不感シーケンスでは、動きに
よつて位相が変化しないため、層流でも血管から信号が
でる。静止部は、いずれのシーケンスでも信号ができる
が、２つのシーケンスで減算すると静止部は消え、２つ
のシーケンスの差の血管部のみが表われる。この手法
は、サブトラクシヨン法と呼ばれる。

以後、座標系におけるx,y,z方向を、一般の超伝導MRI
装置でよく用いられる、読み出し方向，位相エンコード
方向，スライス方向と呼ぶことにする。サブトラクシヨ
ン法においてこの各各の方向に印加する傾斜磁場のタイ
ミングチヤートの１例を第４図（ａ）（ｂ）に示す。
（ａ）が位相不感シーケンス、（ｂ）が、位相感応シー
ケンスである。これらの図はパルスシーケンスと呼ば
れ、１回の測定の様子を表わしている。シーケンスにお
いてRF＆Signalは前記励起系302で発生する高周波磁場
の印加タイミング及び、計測信号の計測タイミング、G
s,GpおよびGrは、それぞれ、スライス，位相エンコー
ド，読出し方向の傾斜磁場の印加タイミングを示すもの
である。

（ｂ）の位相感応シーケンスにおいて、まず原子核ス
ピンをα度倒す高周波磁場401とスライス内のスピンを
選択的の励起させるためにスライス方向の傾斜磁場403
と同時に印加する。次いで、選択励起されたスピンの位
相を揃えるためにスライス方向に反転傾斜磁場403を印
加する。次に位相エンコード方向の位相を識別する情報
を付加する位相エンコードパルス404を印加する。この
時同時に、グラジエントエコーを形成するためにスライ
ス方向の反転傾斜磁場405を印加する。その後読出し方
向の傾斜磁場406を印加しながら、エコー信号407を計測
する。以上の操作を、位相エンコードパルス404の強度
を変化させながら、ある一定時間間隔（TR）で繰り返
す。一般には、位相エンコード方向の傾斜磁場（位相エ
ンコードパルス404）を256回変化させながら、画像再生
に必要な２次元計測データを得る。この位相エンコード
パルスの変化のさせ方は、大きい方からでも、小さい方
からでも良い。

これに対して、位相不感シーケンスの例を第４図
（ａ）に示す。（ｂ）と異なる点は２つある。１つは、
スライス方向に402,403がフローエンコード磁場になつ
て、位相変化が生じるのに対して、（ａ）では、408,40
9に変更し、スライス方向に位相不感にした点、もう１
つは、読み出し磁場405,406がやはり、フローエンコー
ド磁場になつているのを、410,411,412で位相不感にし
ている点である。

これらのシーケンスを用いた血管画像撮影方法におい
て、画質を向上させる技術として、（１）位相エンコー
ド方向の感度向上方式、（２）スライス選択方法の静止
部信号抑制方式、（３）再生画像位相補正方式がある。

また、位相エンコード方向の感度向上方式について述
べる。

第４図に示すように従来は、位相感応シーケンスと位
相不感シーケンスにおいて、位相エンコード方向には何
ら新たに傾斜磁場を付加しないで、通常の場合と同様に
計測していた。これは、心電計で同期をとりながら同じ
血流速度のタイミングで撮影する場合には、位相エンコ
ードパルスは、血管内の血流の位相が乱れを生じさせる
のではなく、単に位置ずれを起こすだけであり、特に問
題にならなかつたためである。しかしながら、最近の高
速イメージングで同期をとらずに撮影する手段の場合に
は、位相エンコードパルスによつて位相が乱れるため、
血流部の位相変化の補償が必要になつてきている。文献
２）において、この補償用パルスの例として、本来の位
相エンコードパルス以外に３つのパルスを印加して補償
する方法が、論じられている。

次に、スライス選択方法の静止部信号抑制方式に関し
て述べる。

血管撮影においては、スライス方向に投影（射影）し
た画像を撮影するが、位相感応シーケンスと、位相不感
シーケンス、いずれのシーケンスで撮影した画像もほと
んどが静止部で、その中に細い血管部の信号が埋もれた
形で計測している。そのため計測信号のダイナミツクレ
ンジのほとんどは静止部が占め、本来必要な血管部信号
を十分増幅して計測できないという問題が有つた。この
解決手段として、文献３）においてスライス方向に傾斜
磁場を新たに印加して、（dephase磁場）、静止部の位
相を乱れさせ、静止部からでる信号を小さくし、相対的
に血管部からでる信号を大きくする静止部信号抑制方式
が提案されている。

また、撮影レベルではなく画像再生レベルでも画質の
向上方式が提案されている。２枚の画像で、サブトラク
シヨンを行う場合、再生画像の値が複素数値を持つた
め、複素数でサブトラクシヨンを行うべきであるが、従
来は、便宜的に各々の画像の絶対値をとり、サブトラク
シヨンを行つてきた。これは、血流によつて位相変化す
るだけではなく、装置のひずみや磁場のスイツチングの
影響でそれぞれの画像の位相が変化するためであり、そ
の影響を除去するために必要であつた。しかしこの場
合、本来異なる値を持つ複素数値でも絶対値では等しく
なる画素が表われ、血管部に欠落を生じる。この解決策
として２枚の画像の位相の差が滑らかである点に注目
し、２枚の画像の位相差に関数フイツテイングを行い、
位相補正を行う手法が文献４）で提案されている。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術において、文献２）の位相エンコード方
向の感度向上方式では、本来の位相エンコードパルス以
外に、３さのエンコードパルスを用いている。このた
め、励起してから計測するまでの時間が当初よりかなり
長くなつてしまい、本来動きによる位相変化が生じない
はずの位相不感シーケンスでも、動脈のように動きが激
しい血流では一定速度とみなせなくなり、位相変化を生
じてしまうという新たな問題点が発生する（第１の問題
点）。

文献３）のスライス選択方法の静止部信号抑制方式で
は、dephase磁場のために確かに静止部の信号は減少す
るが、新たなdephase磁場のために、動きの１次モーメ
ントを生じさせてしまう。その結果、スライス方向に動
きがあると位相不感シーケンスでも位相が乱れ、このた
め血管部の信号が出にくくなつてしまうという問題点が
あつた（第２の問題点）。

文献４）の再生画像位相補正方式では、関数フイツテ
ングのために余計な演算式間を要するだけでなく、フイ
ツテイングさせる関数の形に結果が左右されるという問
題点が存在した（第３の問題点）。

また、最終的に処理の結果得られる血管画像も従来
は、単に白黒画像として表示するだけで、動脈と静脈の
区別ができなかつた（第４の問題点）。

以上見たとおり、それぞれの血管部画質向上方式には
各々問題点が有り、必ずしもこれらの手法を適用して
も、画質が良くならなかつた。

本発明の目的は、上記第１〜第４の問題点をそれぞれ
解決し、（１）血管部の画像の鮮明映像化（２）動脈と
静脈を分離表示を実現し、撮影者に血管部の高画質な画
像を得るための動体イメージング装置を提供することに
ある。

〔課題を解決するための手段〕

まず、第１の問題点である位相エンコード方向で励起
から計測までの時間が伸びると言う問題に対しては、従
来新たに３つの必要であつた位相エンコードパルスを１
つにまでに減らし、時間の延長を最小限に減らせるシー
ケンスを用いる。

第２に問題点であるdephase磁場で新たに発生する１
次モーメントに対しては、静止部をdephaseさせ、かつ
１次モーメントを発生させないシーケンスを用いる。

第３の問題点である関数フイツテイングに対しては、
新たに関数を導入することなく、各々の計測データ自身
から計測データに含まれる位相歪を推定し、位相歪を除
去する。

第４の問題点である動脈と静脈の分離表示に関して
は、再生画像の位相の向きから動脈であるか、静脈であ
るかを確定する〔作用〕一般に傾斜磁場を印加したときの位相変化は次式で表
わされる。

φ（ｔ）＝γ∫Ｇ（τ）Ｓ（τ）ｄτ ……（１）ここで、γ：核磁気回転比 G :印加した傾斜磁場 S :スピンの位置スピンの動きとして１次の速度まで考えるとＳは、Ｓ（ｔ）＝x₀＋vt ……（２）と表わされる。（１）式を（２）式に代入すると、 φ（ｔ）＝γx₀∫Ｇ（τ）ｄτ＋γｖ∫Ｇ（τ）τｄ
τ ＝γx₀M₀＋γvM₁ ……（３）ここで、M₀:0次モーメント M₁:1次モーメントとなる。０次モーメントは、傾斜磁場の面積であり、静
止したスピンに位相変化を与える大きさを示す。それに
対し、１次モーメントは、ｖ≠０の動きのあるスピンに
は、速度に応じた位相変化を与える比例定数を示す。

まず、位相エンコード方向の感度向上に関して述べ
る。

本目的は、速度には無関係に１次モーメントを発生さ
せない位相エンコード磁場を設計することにある。第５
図（ｄ）に通常の位相エンコード磁場を示す。位相エン
コードは計測のたびにM₀を変化させるものであるが、
（３）式から明らかなように M₀≠0,M₁≠０の形をしている。

M₀を一定に保ちながら、M₁を零にするには、 M₀′＝0,M1′＝−M1 ……（４）の磁場を印加すれば良い。従来は、３つの磁場を追加し
て、M₀＝０となるように設計していた。ところが、
（４）の条件を満たす磁場として、第６図に示すフロー
エンコード磁場がある。従つて、最初の位相エンコード
磁場にフローエンコード磁場を付加すると、第５図
（ａ）の形で、目的を果たす位相エンコード磁場が存在
することが分かる。これは、丁度反転した位相エンコー
ドを付加した形をしているので、以後両極性エンコード
磁場と呼ぶことにする。言い換えると、この両極性エン
コード磁場で、位相エンコード磁場方向の１次モーメン
トを零にした位相不感シーケンスを作成することができ
る。

マジオグラフイでは、位相不感と位相感応の間で差を
付け、血管部を抽出する。位相エンコード方向の動きに
よつて位相変化をつけ、血管部から信号が出なくなる位
相感応シーケンス用のエンコード磁場の例を第５図の
（ｂ）から（ｆ）までに示す。

（ｂ）では、位相不感エンコードの後に、フローエン
コードを付加して感度を出している。もちろん位相不感
エンコードの前に付加しても良い。

（ｃ）は、（ｂ）の変形例である。位相不感エンコー
ドの前後に分けて、フローエンコードを付加している。
この方が、位相変化が（ｃ）より大きくなり感度が向上
する。

（ｄ）では、通常の位相エンコードで、感度をだいて
いる。もつともシンプルな方法である。ただし、（ａ）
と同一の位相エンコード量を出すのが難しい。

（ｅ）は、この改良例である。（ａ）と同一のエンコ
ードをかけつつ、感度を出すことができる。

（ｆ）も改良例である。（ａ）の両極性位相エンコー
ド磁場の前後を同一時間短縮し、面積を一定に保ちなが
ら、感度を出している。もちろん延長しても達成でき
る。

上記のなかで、（ｄ）から（ｆ）は、位相エンコード
毎に、感度が異なるので、多少アーチフアクトが発生し
やすくなる。

第１図に、（ａ）と（ｆ）の位相エンコードを用いた
アンジオシーケンスの例を示す。この例では、Gs方向に
は、差をつげずGp及びGrにのみ差をつけている。この２
種類のシーケンスで計測した信号102,202に基づいて画
像を再生し、サブトラクシヨンを行うと血管像が得られ
る。

次に、静止部信号抑制方式に関して述べる。

dephase磁場（傾斜磁場）を付加することは、０次モ
ーメントを発生させることに等しい。しかし、単純に、
０次モーメントを発生させると、同時に１次モーメント
が発生してしまい、アンジオグラフイには望ましくな
い。すなわち、アンジオグラフイに必要なdephase磁場
とは、 M₀≠0,M₁＝０ ……（５）の条件を満たす磁場である。そこで、まず、第７図に示
すような３つの磁場の組合せで、 M₀＝0,M₁＝０を満たすスライス方向の磁場を考える。この場合、ts₁7
01,ts₂702を同時に変化させると、M₁を零に保ちなが
ら、M₀を任意に可変にすることができる。一般に２次方
程時を解くことで、ts₁とts₂を決定することができる。
第７図において、t₀＝２で、立ち上り、立ち下がり時間
が1msecの場合、dt（msec）のdephase磁場を印加する時
のts₁とts₂は、 ts₂＝｛（11−2dt）＋sqrt（（11−2dt）^２＋４（6.5−dt）^２−440/3）｝/2 ……（６） ts₁＝（ts₂−dt＋4.5）で求まる。第１図，第２図のGsの印加磁場は、dt＝1mse
cの時のdephase磁場の様子を示している。

次に、位相補正に関して述べる。

位相歪で問題となる主なものは、うず電流による位相
歪と、磁場を反転してエコーを形成するグラジエントエ
コーで計測した場合に混入する静磁場歪によつて生じる
位相歪である。これらの歪は、一般に滑らかである。そ
れに対して血流による位相変化は、血管部にのみ生じる
ので急激に変化する。従つて計測信号の低域のみから再
生した画像の位相を求めると、血管部の位相変化を含ま
ない、その他の位相歪を推定することができる（第８
図）。位相感応，位相不感それぞれの画像において、こ
の低域から推定した位相歪を用いて画像の位相補正を行
い、複素数のままサブトラクシヨンすることにより、高
画質な血管像を得ることができる。

この低域のデータの切り出すサイズは、血管部の位相
を含まない方が良いので、位相歪を推定できる範囲で、
極力小さいほうが良い。静磁場歪による位相歪は、励起
から計測までの時間（エコー時間TE）に比例するので、
一般にTEが短いほど、切り出しサイズを小さくするほう
が良い。また、切り出すときには、フイルターをかけて
リンギングを押さえたほうが、高画質な画像を得ること
ができる。

最後に、動脈と静脈の分離について述べる。

体内の動脈と静脈はおよそ体軸に沿つて流れており、
かつ向きが180度逆方向である。従つて、血管部の位相
を調べるとちようど極性が逆になつて、血管画像の位相
から、動脈と静脈を原理的に分離することができる。こ
の際、血管部の位相を求めるには、サブトラクシヨン時
に絶対値をとらずに、複素数のまま行う必要がある。単
純に行う位相歪のために、正しく位相が得られないが、
前に述べた位相歪補正を行うことで、正しく位相を求め
ることができ、動脈と静脈の分離が可能となる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面にて詳細に説明する。

第３図は、本発明の一実施例であるMRI装置の構成の
概要を示すブロツク図である。第３図において、301は
均一な静磁場を発生させるための静磁場発生系、302は
スピンを励起するための高周波磁場を発生させる励起
系、303は磁場の強さをx,y,z方向に、それぞれ独立に線
形に変化させることが可能な傾斜磁場発生系、304は被
検体から発生する電磁波を受信し検波した後、A/D変換
する計測系、305は該計測系からの計測データを基に画
像再生に必要な各種演算を行う処理装置、306は再生結
果を表示するCRT、307は上記構成における各系の動作の
コントロール手順を格納しておくパルスシーケンスフア
イル、308は上記パルスシーケンスフアイル内のコント
ロール手順に基づいて、各装置の動作タイミングをコン
トロールするシーケンス制御部である。

本発明を実施するパルスシーケンスの一実施例を第１
図，第２図に示す。第１図が位相不感シーケンス、第２
図が位相感応シーケンスの例である。これらのシーケン
スでは、傾斜磁場の立上り特性、及び立ち下がり特性を
考慮して、図示してある。

スライス方向では、１次モーメントを零にしながら、
０次モーメントを発生させるdephase磁場を適用してい
る、設定したいdephase時間dtに対して、（６）式のt
s₁,ts₂（第７図）で求まる印加時間を設定すれば良い。
このシーケンスは、dt＝1msecの例である。第１図，第
２図ともこの磁場を用いている。（６）式は、RFの中心
から2msec後に印加する例であるが、もちろん任意の時
点でこの考え方に基づくdephase磁場を印加できる。こ
こで、dt＝０にすると通常の位相不感磁場（スライス方
向）になる。

位相エンコード方向では、位相不感シーケンスとして
第５図の（ａ）を、位相感応シーケンスとして、（ｆ）
を用いている。他の実施例として（ｆ）のかわりに、
（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）のいずれを用いても良い。こ
の印加する時間は、dephase磁場と同様に印加する時点
によつて変化する。なお、読出し方向は、第４図と同様
な通常の位相不感と感応磁場を用いている。

心電計と同期をとり心臓の各時相の信号を計測し、心
臓の動画を表示する。いわゆるシネ撮影の場合も血管部
からできる信号を強く計測する必要があるので、ここで
述べた位相不感シーケンスを利用することで、高画質な
画像を得ることができる。

以上、２次元のアンジオシーケンスの例について述べ
た。次に、３次元イメージングの場合について述べる。
位相感応シーケンスは、位相不感シーケンスをベースに
２次元と同様に変形すれば得られるので、以下では、位
相不感シーケンスについてのみ述べる。

２次元と異なるのは、スライス方向にdephaseを行わ
ない点と、新たにスライス方向を分離するための位相エ
ンコード磁場が必要な点である。シーケンスの例を第９
図に示す。また、他の実施例を第10図に示す。位相エン
コードとスライス方向の位相不感用の補償磁場を重ねて
設計するか否かでこの２種類のシーケンスが考えられ
る。第９図では、位相エンコード磁場903,904を補償磁
場とは独立に新たに加わえている。信号904を計測する
までの時間（エコータイム）が長くなるのが欠点であ
る。一方、第10図では、1001,1002の中心に901と902と
同じ位相補償磁場を印加した上に、位相エンコード磁場
を付加している。信号計測までの時間はのびないが、磁
場1001,1002の最大印加強度が大きくなるのが欠点であ
る。強度を大きくできない場合は、位相エンコード量を
減らし、スライス方向の分解能を下げざるを得ない。こ
のようにそれぞれ一長一短があるが、傾斜磁場を大きく
できるのであればエコータイムが短くなり、第10図の実
施例の方が望ましい。

サブトラクシヨンによるアンジオグラフイの場合は、
この３次元の位相不感シーケンスとこれを変形した位相
感応シーケンスの間でサブトラクシヨンを行い血管部を
抽出することができる。また、位相不感シーケンスで、
血管部からの信号を強く計測する一方で、繰り返し時間
TRを短くすることで静止部を抑制し、サブトラクシヨン
を行わないで血管画像を得ることができる。この手法
は、Time−of−Flight法と呼ばれる。

位相不感シーケンスは、血管部の信号を強く計測でき
る性質を持つているので、さらに、ここで述べた血管撮
影法以外の方法に適用してももちろん有効である。

位相不感シーケンスを超高速イメージングと呼ばれ
る。一度に複数の位相エンコード磁場の信号を計測する
シーケンスに適用する場合には、各々の位相エンコード
磁場の１次モーメントを補正する両極性位相エンコード
パルスの形状は、異なつてくるので注意を要する。超高
速でない場合は、RFパルスから常に同一の時間に位相エ
ンコードパルスを印加するので両極性位相エンコードパ
ルスの形は同じになる。それに対して超高速の場合は、
RFパルスから異なる時間に位相エンコードパルスを印加
するので各々の１次モーメントの大きさが異なり、両極
性位相エンコードパルスの形が異なつてくる。第11図
に、超高速シーケンスの代表的な例を示す。位相エンコ
ード磁場Gp1101は、通常の印加の仕方を示す。この場合
は、1104から1107（この数は、イメージング方法によつ
て異なる）と同一の大きさの磁場を印加することで、位
相エンコードパルスとなる。それに対して、Gp′1102,G
p″1103が本発明の位相不感シーケンスの印加方法であ
る。シーケンス1102では、1108,1109のペア、1110,1111
のペア、1112,1113のペア、1114,114のペアと順次印加
していくが、増加する１次モーメントをキヤンセルする
ため、その印加強度を時間と共に増加させていく。ある
いは、強度増加のかわりに、Gp″1103のように1116,111
7のペア、1118,1119のペア、1120,1121のペア、1122,11
23のペアと印加時間を増やしていつても良い。Gp′110
2,Gp″1103のいずれの場合も各ペアの両極性磁場の差
は、Gp1101に等しい。いいかえると、位相エンコードパ
ルスの０次モーメントは、Gp1101,Gp′1102,Gp″1103で
全て等しい。

次に、サブトラクシヨン法を用いたアンジオグラフイ
に関して、信号計測から画像再生に至までの一連の手順
について第12図に基づき述べる。

ステツプ1201:本発明の位相不感シーケンスと位相感応
シーケンスでそれぞれ撮影する。２次元イメージングの
場合は、たとえば、第1,第２図がそれに相当する。３次
元イメージングの位相不感シーケンスの例を、第９図，
第10図に示す。また、超高速イメージングの例を、第11
図に示す。

ステツプ1202:各々のシーケンスで撮影したデータを対
して２次元フーリエを行い画像再生を行う。

ステツプ1203:計測データから画像の位相歪を推定す
る。その手順は、後で第13図，第14図を用いて詳細に述
べる。

ステツプ1204:位相歪量に応じて画像の各画素を補正す
る。すなわち、位相歪の複素共役をとつた値を画像の対
応する画素毎に掛ける。

ステツプ1205:位相不感シーケンスで撮影した画像か
ら、位相感応シーケンスで撮影した画像を複素数のまま
引算（サブトラクシヨン）し、その絶対値をとり、血管
像を得る。

ステツプ1206:前記ステツプで得た、複素減算結果の位
相値を計算し、血管の位相図を得る。この位相値の正負
から動脈と静脈を分離することができる。その表示法に
ついては後で述べる。

次に、位相歪の算出法について述べる。

２次元イメージングの場合を第13図に示す。

ステツプ1301:計測データの中央部の低域データを切り
出す。この部分は、画像の丁度低周波成分に相当してい
る。矩形に切り出しても良いが、画像に発生するリンギ
ングを避けるためにフイルタ関数を掛けたほうがより高
画質な画像を得ることができる。また切り出すサイズは
エコータイムが長くなるほど、大きくする必要が有る
が、装置の静磁場不均一性に依存するため、一概に決定
できない。画像のサイズが256×256の場合は、48×48程
度が一つの目安となる。

ステツプ1302:前記ステツプで得たデータに対して２次
元フーリエ変換を行い、得られた画像の位相図を求め
る。これが位相歪の推定値と成る。

次に３次元イメージングの場合について第14図で説明
する。２次元の場合と異なり、いろいろ変形例が有る。

まず（ａ）は、第13図の２次元をそのまま３次元に拡
張した例であり、先程と同様に２ステツプから成る。

（ｂ）は、まず、３次元データをスライス方向に１次
元フーリエ変換すると、後は、２次元の計測データにな
ることに注目して、２次元の問題に還元する方式であ
る。

ステツプ1401（ｂ）:3次元データをスライス方向に１次
元フーリエ変換し、３次元データに分離する。

ステツプ1402（ｂ）：各スライスごとに中央部の低域デ
ータをステツプ1301と同様切り出す。

ステツプ1403（ｂ）：各スライスごとにステツプ1302と
同様に位相歪を推定する。

（ｃ）は、位相歪の推定値として、３次元画像のいず
れかのスライス画像の位相画像を用いる例である。通常
スライスは、1.2mmの厚さであり、近辺の位相歪と似て
いる点に注目した方法である。もちろん、選択する画像
を複数枚とし、スライス位置毎に異ならせても良い。

（ｄ）各スライスの画像データを積算し、プロジエク
シヨンデータとして、そのデータの位相を位相歪とする
方式である。平均画像の位相を用いて補正を行うことに
なる。積算するかわりに、スライス方向の位相エンコー
ドを印加していない計測データから再生した画像の位相
を用いても良い。

最後に、表示法について述べる。前に述べた通り、動
脈と静脈は流れの向きが一般に逆方向なので、位相角度
が正であるか、負であるかで動脈と静脈を分離すること
ができる。分離した後の画像の表示の仕方について述べ
る。

第15図は、３枚の画像メモリを使用してＲ（赤）Ｇ
（緑）Ｂ（青）の色をそれぞれ割当て、カラー表示する
例を示している。例えば、赤を動脈に、青を静脈に、緑
を零画像（ブランク）に割り当てると（第15図
（ａ））、動脈と静脈が各各赤と青に色付けされて表示
される。あるいは、位相感応シーケンスで撮影した画像
は血管部が映つていないのでこれを背景部として用い、
背部部＋動脈を赤に、背景部＋脈動を青に、背景部を緑
に割り当てると（第15図（ｂ））、白黒の背景部に動脈
が赤で、静脈が青で重なつた画像が得られる。

また、３枚の画像メモリがなくてもルツク・アツプ・
テーブル（LUT）があれば１枚の画像メモリに血管の位
相画像をセツトし、疑似カラー表示可能である。第16図
はそのLUTの設定法の例を示したものである。（ａ）
は、位相の正方向が動脈、負方向が静脈の場合、（ｂ）
は、その逆の場合である。（ａ）を例にとると角度がプ
ラス側に大きくなるほど、赤の度合いが増し、マイナス
側に大きくなるほど青の度合いが増して表示される。従
つて静脈は赤く、静脈は青く表示される。

〔発明の効果〕

本発明によれば、位相エンコード方向の位相不感シー
ケンスを最小のパルスで表現できるようにしたので、ス
ピンの励起から計測までの時間を最小にし、血管部から
の信号を強く計測できるようになつた。このシーケンス
は、通常の２次元イメージングだけでなく３次元イメー
ジングや超高速イメージングにも適用可能である。ま
た、スライス方向に１次モーメントを発生させることな
く０次モーメントを発生させるdephase磁場適用したの
で、血管部以外の不要な静止部の信号を抑制し、計測信
号のダイナミツクレンジを拡大して計測することができ
るようになつた。さらに、再生した画像の位相を計測信
号のみを用いて補正できるようにしたので、不感な計測
や演算を行なうことなく血管部の位相補正を行なつた高
画質な画像を得ることができるようになつた。さらに、
その位相情報を用いて、動脈と静脈が分離でき、動脈を
赤、静脈を青といつたようにカラー化して表示できるよ
うになつた。この結果、無侵襲に医師等により診断に適
した血管画像を影響することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の位相不感シーケンスの一実施例を示す
図、第２図は本発明の位相感応シーケンスの一実施例を
示す図、第３図は本発明の一実施例を示すブロツク構成
図、第４図は従来の位相不感シーケンスおよび位相感応
シーケンスの一実施例を示す図、第５図は本発明の位相
感応型の位相エンコードパルスの変形例を示す図、第６
図はフローエンコードパルスの一実施例を示す図、第７
図はスライス方向のdephaseパルスの基本形を示す図、
第８図は本実施例の位相補正の概念図、第９図は３次元
イメージングにおける位相不感シーケンスの一実施例を
示す図、第10図は３次元イメージングにおける位相不感
シーケンスの一変形例を示す図、第11図は超高速イメー
ジングにおける位相不感シーケンスの一実施例および一
変形例を示す図、第12図は全体の処理手順の一例を示す
フローチヤート、第13図は２次元イメージングにおける
位相歪推定手順を示すフローチヤート、第14図は３次元
イメージングにおける位相歪推定手順を示すフローチヤ
ート、第15図は３面の画像メモリを用いて動静脈を分離
しカラー表示する概念図、第16図は１面の画像メモリと
LUTを用いて動静脈を分離しカラー表示する概念図であ
る。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者横山哲夫神奈川県川崎市麻生区王禅寺1099番地株式会社日立製作所システム開発研究所内 (72)発明者小泉英明茨城県勝田市市毛882番地株式会社日立製作所那珂工場内 (56)参考文献特開昭62−161354（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】検査領域内のスピンを励起させる手段と、
前記励起したスピンに第１の方向に沿った位相変化を与
える第１の位相エンコード傾斜磁場を印加する手段と、
第２の方向に沿った読み出し用傾斜磁場を印加し上記ス
ピンのエコー信号を発生させ前記エコー信号を計測する
手段と、前記励起からエコー信号計測までの処理を前記
第１の位相エンコード傾斜磁場の位相エンコード量を変
化させながら繰り返し行い２次元エコー信号を計測する
手段と、前記２次元エコー信号を用いて画像を再生する
手段を備えた磁気共鳴動体イメージング装置において、前記第１の位相エンコード傾斜磁場による位相変化の１
次モーメントを前記スピンを励起させた時点を基準に算
出する１次モーメント算出手段と、前記１次モーメント算出手段の算出結果に基づき、前記
１次モーメントを実質的にゼロにする、第１の極性から
第２の極性に位相が反転する第２の位相エンコード傾斜
磁場を印加する手段を有することを特徴とする磁気共鳴
動体イメージング装置。