JPH0282946A

JPH0282946A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH0282946A
Application number: JP63235328A
Authority: JP
Inventors: Hirokazu Suzuki; 宏和鈴木; Masayuki Hagiwara; 政幸萩原
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1988-09-20
Filing date: 1988-09-20
Publication date: 1990-03-23
Also published as: JPH0578343B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】〔発明の目的〕（産業上の利用分野）本発明は、サブトラクシ日ン（引算）法により磁気共鳴
の血管造影像を撮影する方法に関する。

（従来の技術）一般的な画用ＭＲＩ　（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎ
ａｎｓｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ：磁気共鳴イメージング）装
置では、静磁場中に配置した被検者に対し、所定の励起
・検出手順に従って、傾斜磁場、励起用高周波パルス（
几Ｆパルス）を印加すること１こより、前記被検者の特
定部位に磁気共鳴現象を生じせしめ、これによって誘起
した磁気共鳴信号（エコー信号やｌ”　Ｉ　Ｄ信号）を
検出して、例えば２次元フーリエ変換法等の再構成手法
により信号処理を施こすこさにより、前記被検者の特定
部位の解剖学的情報や質的情報をイメージング（画像化
）するようにしている。

以下、この種のＭＲＩ装置の一例を、第６図を参照して
説明する。第６図ζこおいて、筒状本体ＭＡ内には、静
磁場発生装置として超電導又は常電導の静磁場コイルｒ
ＳＸ軸、Ｙ軸、２軸傾斜磁場コイル２、送受信コイル３
が設けられている。

被検者Ｐは、本体ＭＡ内の診断可能磁場生成域に導入さ
れている。

また、静磁場コイル！は静磁場制御系４により駆動され
、送受信コイル３は、励起に対しては送信器５により駆
動され、検出（収集）に対しては受信器６により駆動さ
れ、Ｙ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル２はそれぞれＸｌ
１１］傾斜磁場Ｍ、源７、Ｙ軸Ｉ）Ａ斜磁場電源８、Ｚ
軸傾斜磁場電源９（こより駆動されるようになっている
。

上記１こおけるＹ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場電源７゜８．
９及び送信器５は、シーケンサＩＯにより所定の画像デ
ータ収集シーケンスに従って駆動される。例えば、第７
図１こ示すように、スライス用傾斜磁場Ｇ５、リード用
傾斜磁場ＧＲ１エンコード用傾斜磁場ＧＥ、及び９０°
パルス、１８０°パルスによるＳＢ（スピエ・エコー）
法が実行される。

上述のシーケンスの実行により得られるデータ群は、収
集毎に受信器６に取込まれ、ここで、−般１こ、直交位
相検波がなされ、ディジタル信号化した後に、コンピュ
ータシステムＩＩに送られる。

コンピュータシステム１１は、エンコード過程毎のディ
ジタル化検波出力（Ｒｅｄ部データ、Ｔｍａｇｉｎａ＃
部データ）を取込んで、そのディスク記憶装置等に格納
し、その後、２次元フーリエ変換処理により２次元像（
スライス像）を作成し、そのモニタに表示するようにし
ている。

上述したＭ几工装置による画像は、従来から有るＸ線像
や超音波像と異なり且つ多様な臨床情報を提示するもの
であり、これを有効に活かすべく新しい臨床応用が試み
られている。ぞの一つに、Ｍ几アンギオがある。これは
ＭＲＩ装置による血管、ｉ（血流）造影像を得るもので
あり、以下、従来の方法を説明する。

すなわち、Ｘ線を用いたアンギオでは、例えば、造影剤
注入前画像と造影剤注入後画像とを得、これらのサブト
ラクシ賀ン（引算）すること１こより、血管のみが造影
された画像を得ることができるものであり、ＭＲＩ装置
ｌこおいても、はぼ同じような考え方で実施されている
。先づ、Ｍ几工装置では、血液を構成するプロトン（Ｈ
）に着目し、静止しているプロトン（非血液）と動いて
いるプロトン（血液）とを区別するようにしている。例
えば、第７図は通常のＳＥ法クシ−ケンス示す図である
が、このＳＥ法クシ−ケンスより静止しているプロトン
に関する画像を（ディフェージング画像）（第９図（ｂ
））得る。この画像は、造影剤注入前画像に対応するも
のである。また、第８図に示すように、第７図に対して
図示斜線部の磁場（リード用傾斜磁場ＧＲ）を加えたシ
ーケンス（フローコンペンセーション付ＳＥ法）を実行
し、静止しているプロトン及び動いているプロトンを区
別しない画像（リフエージング画像）（第９図（ａ））
を得る。ここで、フローコンペンセージ賃ンとは、定速
度で動いているものの位相を、エコー中心で、静止して
いるものの位相に揃えるものである。

そして、第９図（ａ）１こ示す画像から、第９図（ｂ）
に示す画像を、画像上引算する（サブトラフシラン）こ
とにより、第９図（Ｃ）（こ示す画像、つまり、血管が
造影された画像（アンギオ像）を得ろことになる。

（発明が解決しようとする課題）上述した従来の方法において、サブトラクシロンの基と
なるリフエージング画像は、流れの速度の項について位
相シフトを零ｌこしたシーケンスによるものであって、
血流が定速状態１こあるときは、精度の高いリフエージ
ング画像、ひいては、診断能に優れた血管造影像を呈示
することができる。しかし乍ら、血流が定速状態にある
ことは、一般には無く、加速、定速等を繰り返す振舞を
している。従って、従来の方法による血管造影像（ごつ
いても、加速度の項について考慮していないリフエージ
ング画像に基づいているものであるから、正確なもので
はない。

そこで本発明の目的は、ＭＲＩ装置を用いて高精度の血
管（血流）造影像を得ることを可能とした方法を提供す
ることｌこある。

〔発明の構成〕

（課題を解決するための手段）本発明は上記！！！！題を解決し且つ目的を達成するた
めに次のような手段を講じた構成としている。

すなわち、本発明は、磁気共鳴現象を利用して特定原子
核のスピン密度、緩和時定数の反映された画像を得るＭ
ＲＩ装置を用いて、血管造影像を撮影する方法ｌこおい
て、プロトンを対象として、流れの速度及び加速の項に
ついて位相シフトを零Ｉこしたシーケンスを実行するこ
とによりリフエージング画像を得、位相シフトを零にし
ないシーケンスを実行することによりディフェージング
画像を得、前記リフエージング画像から前記ディフェー
ジング画像を引算することにより血管造影像を得ること
を特徴とする。

（作用）上記の如く、リフエージング画像は、流れの速度、加速
度の項ｌこついての位相シフトを零としたものが得られ
るので、造影すべき血流（血管）はサブトラクシ田ン像
上に正確に現われる。

（実施例）以下本発明にかかる血管造影像撮影方法の一実施例を、
第１図〜第３図を参照して説明する。

第１図は、ディフェージング画像のデータを得るための
１エンコードのシーケンスであり、通常のスピンエコー
（Ｓ　Ｅ）法のシーケンスである。第２図は、リフエー
ジング画像のデータを得るための１エンコードのシーケ
ンスであり、第８図のシーケンスに対し、図示クロスハ
ツチングの傾斜磁場Ｇ８．ＧＲを追加し、流れの速度及
び加速度の項について位相シフトを零にしたシーケンス
である。

上述のシーケンスを、第３図のタイミングで実行する。

すなわち、収集マトリックスを２５６×２５６とすると
、第２図のリフエージ・シーケンスで第１エンコードを
実行し、これが終了した後ただちに第１図のデフニーズ
・シーケンスで第１エンコードを実行する。次ｌこ、第
２図のリフェーズ・シーケンスで第２エンコードを実行
し、最終的には第１図のデフニーズ・シーケンスで第２
５６エンコードを実行して撮影を終える。この撮影の終
了によって、第６図の装置であれば、コンピュータシス
テムＩＩ内のデータ記憶部１こは、第９図（ａ）に相当
する画像データ群（リフェーズ画像）とｔｇ９図（ｂ）
１こ相当する画像データ群（デフニーズ画像）とが収集
され、それぞれ２次元フーリエ変換法等により画像再構
成が行なわれ、次いで、サブトラクシ３ンが実行され第
９図（Ｃ）＃こ示すサブトラクション像、つまり血管造
影像が生成される。

ここで、第２図の傾斜磁場Ｇ、　、　ＧＲの設定手顆を
説明する。

ここでは、励起スライス面ＸＹにおける点（Ｘ。

ｙ）でのエコー信号源ρ（ｘ、ｙ）と、生データ平面（
フーリエ空間面）ｔｘ、ｔｙにおける点（ｔｘ、ｔｙ）
でのエコー信号５（ｔｘ、ｔｙ）との関係について考え
る。ここで、Ｃ８，ＯＲ，Ｇ、は、Ｇ２．　Ｇｘ、　Ｇ
、に対応し、ｒは磁気回転比、ＴＲはシーケンス　（１
エンコード過程）の繰り返し間隔、Ｔ、は縦緩和時定数
、Ｔ、は横緩和時定数である。

Ｚも同様である。

今Ｘの方向のみを例に考えていくと、の式を用いると、となる。

となる。位相を表すベクトルＸ　（ｔｘ）　、Ｙ　（ｔ
ｙ）　　が時間の関数として展開できるとすれば、ここで、Ｃ０は静止したプロトンの位相を示し、Ｃ８は
流れの速度の項の位相を示し、Ｃ１は？Ｉｆｆれの加速
度の項の位相を示し、Ｃ３はさらに高次の項の位相を示
している。

そして、静止、速度、加速度の項について、位相を零、
つまり、Ｃ，＝Ｃ，＝Ｃ，＝Ｑ　とする。このときのＯ
ｘ　（ＯＲ）を計算により解き、印加タイミング及び強
度を定める。同様にＧｚ　（Ｇｓ）についても計算する
。

以上のように本実施例１こよれば、リフエージング画像
は、プロトンの流れの速度、加速度の項の位相を零とし
たものとして生成され、デフエージング画像とサブトラ
クションするので、サブトラクシ四ン画像としては、血
管（血流）を正確に造影したものが得られる。

また、データ収集（撮影）に際しては、第３図１こ示す
よう１こ、リフェーズシーケンスとデフニーズシーケン
スとを間断なく交互１０行なうよう？こしているので、
サブトラクシロンすべきリフェーズ画像とデフニーズ画
像とは時間差が無く、従って、時間的に相違のない、精
度の高いサブトラクシ四ン画像が得られる。

次に、本発明の他の実施例について説明する。

前述した実施例では、デフェーズンーケンス及びリフェ
ーズシーケンス共１ごスピンエコー（ＳＥ）法ＩＣ基づ
くものであるか、第４図に示すフィールドエコー（Ｆ　
Ｂ）法をデフニーズシーケンスとして用い、このＰＥ法
に対し、第５図に示すようにプロトンの流れの速度、加
速度の項ｌごついて位相を零とする傾斜磁場（Ｇｓ　、
ＧＥ　　：図示斜線部）を追加しりたデフニーズ・シーケンスを用いて、両者の画像間のサ
ブトラクションを求めてもよい。

この他、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して
実施できるものである。

〔発明の効果〕

以上のように本発明では、サブトラクションすべきリフ
ェーズ画像１こあって、プロトンの流れの速度、加速度
の項について位相を零にするよう１こしているので、正
確１こ血管（血流）像を現わした画像を得ることができ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図及び第２図は本発明にかかる血管造影像撮影方法
の一実施例のパルスシーケンスを示すものであって、第
１図はデフニーズ・シーケンスを示す図、第２図はリフ
ェーズ・シーケンスを示す図、第３図は第１図及び第２
図に示すシーケンスの実行のタイミングを示す図、第４
図及び第５図は本発明の他の実施例のパルスシーケンス
を示すものであって、第４図はデ・フェーズ・シーケン
スを示す図、第５図はり・フェーズ・シーケンスを示す
図、第６図は磁気共鳴イメージング装置の構成図、第７
図及び第８図は従来例のパルス・シーケンスを示すもの
であって、第７図はデ・フｌ°・・静磁場コイル、２°
・・傾斜磁場コイル、３・・・送受信コイル、４・・・
静磁場制御系、５・・・送信器、６・・・受信器、７，
８．９・・・傾斜磁場電源、ＩＯ・・・シーケンサ、Ｉ
Ｉ・・・コンピュータシステム。第１図出顔入代理人　弁理士鈴江武彦第図弔図（ａ）（ｂ）第図（ｃ）

Claims

【特許請求の範囲】

磁気共鳴現象を利用して特定原子核のスピン密度、緩和
時定数の反映された画像を得るＭＲＩ装置を用いて、血
管造影像を撮影する方法において、プロトンを対象とし
て、流れの速度及び加速度の項について位相シフトを零
にしたシーケンスを実行することによりリフェージング
画像を得、位相シフトを零にしないシーケンスを実行す
ることによりディフェージング画像を得、前記リフェー
ジング画像から前記ディフェージング画像を引算するこ
とにより血管造影像を得ることを特徴とする血管造影像
撮影方法。