JPH0938061A - 磁気共鳴イメージング装置及び方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置及び方法Info
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- JPH0938061A JPH0938061A JP7195374A JP19537495A JPH0938061A JP H0938061 A JPH0938061 A JP H0938061A JP 7195374 A JP7195374 A JP 7195374A JP 19537495 A JP19537495 A JP 19537495A JP H0938061 A JPH0938061 A JP H0938061A
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- G—PHYSICS
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- G—PHYSICS
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 心電Ｒ波をトリガとして信号計測を行う心電
同期ＭＲＩ撮影において、縦緩和の差に起因して第１心
時相の画像のみが高信号となるフラッシング現象を防止
する。 【解決手段】 トリガ信号を用いて信号計測をするに際
し、信号計測を開始する前に一定期間パルスシーケンス
を繰り返し実施し、スピンの定常状態（ＳＳＦＰ状態）
に至らしめた後計測を行う。またトリガ信号後必要なフ
ェーズ分の信号計測を終了してもパルスシーケンスを停
止せず、画像を構成する全ての信号の計測終了までパル
スシーケンスを継続して実行する。これにより、信号計
測期間中に縦緩和による信号強度変動が生じず、全ての
信号強度が一定となる。
同期ＭＲＩ撮影において、縦緩和の差に起因して第１心
時相の画像のみが高信号となるフラッシング現象を防止
する。 【解決手段】 トリガ信号を用いて信号計測をするに際
し、信号計測を開始する前に一定期間パルスシーケンス
を繰り返し実施し、スピンの定常状態（ＳＳＦＰ状態）
に至らしめた後計測を行う。またトリガ信号後必要なフ
ェーズ分の信号計測を終了してもパルスシーケンスを停
止せず、画像を構成する全ての信号の計測終了までパル
スシーケンスを継続して実行する。これにより、信号計
測期間中に縦緩和による信号強度変動が生じず、全ての
信号強度が一定となる。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴（以
下、ＮＭＲと略記する）現象を利用して被検体の所望部
位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲ
Ｉと略記する）装置及び方法に関し、特に一定の周期を
持って変動する対象を時系列的に連続した一連の画像群
として表示するシネ映像法に好適な方法に関する。
下、ＮＭＲと略記する）現象を利用して被検体の所望部
位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲ
Ｉと略記する）装置及び方法に関し、特に一定の周期を
持って変動する対象を時系列的に連続した一連の画像群
として表示するシネ映像法に好適な方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被
検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下単
にスピンと称す）の密度分布、緩和時間分布等を計測し
て、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示
するものである。このためＭＲＩ装置では、静磁場中に
置かれた被検体に高周波コイルにより高周波磁場を加え
スピンを励起し、スピンがもとの低いエネルギー状態に
戻るときに放出される電磁波（ＮＭＲ信号）を高周波コ
イルで検出する。このＮＭＲ信号に位置情報を付与する
ために静磁場に重畳して線形の傾斜磁場を用いる。均一
な静磁場に傾斜磁場を重畳することで空間的な磁場勾配
ができる。傾斜磁場は互いに直交する３軸方向の傾斜磁
場コイルにより、スライス方向、位相エンコード方向及
び周波数エンコード方向の傾斜磁場が加えられ、これら
傾斜磁場の印加、高周波磁場の印加及びＮＭＲ信号の計
測は、ＭＲＩ装置のシーケンサにより所定のパルスシー
ケンスで繰り返される。
検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下単
にスピンと称す）の密度分布、緩和時間分布等を計測し
て、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示
するものである。このためＭＲＩ装置では、静磁場中に
置かれた被検体に高周波コイルにより高周波磁場を加え
スピンを励起し、スピンがもとの低いエネルギー状態に
戻るときに放出される電磁波（ＮＭＲ信号）を高周波コ
イルで検出する。このＮＭＲ信号に位置情報を付与する
ために静磁場に重畳して線形の傾斜磁場を用いる。均一
な静磁場に傾斜磁場を重畳することで空間的な磁場勾配
ができる。傾斜磁場は互いに直交する３軸方向の傾斜磁
場コイルにより、スライス方向、位相エンコード方向及
び周波数エンコード方向の傾斜磁場が加えられ、これら
傾斜磁場の印加、高周波磁場の印加及びＮＭＲ信号の計
測は、ＭＲＩ装置のシーケンサにより所定のパルスシー
ケンスで繰り返される。
【０００３】このようなＭＲＩ装置における撮像で一般
的に用いられる方法には、二次元フーリエイメージング
法がある。図７は上記二次元フーリエイメージング法の
うち代表的なスピンエコー法のパルスシーケンスを模式
的に示したタイミング線図である。同図において、
（ａ）は高周波磁場の信号の照射タイミング及び被検体
のスライス位置を選択的に励起するためのエンベロープ
を示している。（ｂ）はスライス方向の傾斜磁場Ｇｚの
印加のタイミングを示し、（ｃ）は位相エンコード方向
傾斜磁場Ｇｙの印加のタイミング及びその振幅を変えて
計測することを示しており、（ｄ）は周波数エンコード
方向傾斜磁場Ｇｘの印加のタイミングを示している。ま
た（ｅ）は計測されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示し
ている。
的に用いられる方法には、二次元フーリエイメージング
法がある。図７は上記二次元フーリエイメージング法の
うち代表的なスピンエコー法のパルスシーケンスを模式
的に示したタイミング線図である。同図において、
（ａ）は高周波磁場の信号の照射タイミング及び被検体
のスライス位置を選択的に励起するためのエンベロープ
を示している。（ｂ）はスライス方向の傾斜磁場Ｇｚの
印加のタイミングを示し、（ｃ）は位相エンコード方向
傾斜磁場Ｇｙの印加のタイミング及びその振幅を変えて
計測することを示しており、（ｄ）は周波数エンコード
方向傾斜磁場Ｇｘの印加のタイミングを示している。ま
た（ｅ）は計測されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示し
ている。
【０００４】図６に示すパルスシーケンスでは、まず、
スライス選択傾斜磁場Ｇｚとともに９０°パルス（巨視
的磁化が９０°倒れる高周波磁場パルス）を印加した
後、エコータイムをＴｅとしたときのＴｅ／２の時点で
１８０°パルス（巨視的磁化が１８０°倒れる高周波磁
場パルス）を加える。上記９０°パルスを加えた後、ス
ライス内の各スピンはそれぞれに固有の速度でＸ−Ｙ面
内で回転を始めるため、時間の経過とともに各スピン間
に位相差が生じる。ここで１８０°パルスが加わると各
スピンはＸ軸に対称に反転し、その後も同じ速度で回転
を続けるために同図に示す時刻Ｔｅでスピンは再び収束
し、同図（ｅ）に示すようにエコー信号を形成する。上
記のようにして信号は計測させるが、信号の空間的な分
布を求めるために、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙと
周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｘが用いられている。
スピンの回転周波数は磁場強度に比例しているから、傾
斜磁場が加わった状態においては、各スピンの回転周波
数は空間的に異なる。従って、この周波数を調べること
によって各スピンの位置を知ることができる。
スライス選択傾斜磁場Ｇｚとともに９０°パルス（巨視
的磁化が９０°倒れる高周波磁場パルス）を印加した
後、エコータイムをＴｅとしたときのＴｅ／２の時点で
１８０°パルス（巨視的磁化が１８０°倒れる高周波磁
場パルス）を加える。上記９０°パルスを加えた後、ス
ライス内の各スピンはそれぞれに固有の速度でＸ−Ｙ面
内で回転を始めるため、時間の経過とともに各スピン間
に位相差が生じる。ここで１８０°パルスが加わると各
スピンはＸ軸に対称に反転し、その後も同じ速度で回転
を続けるために同図に示す時刻Ｔｅでスピンは再び収束
し、同図（ｅ）に示すようにエコー信号を形成する。上
記のようにして信号は計測させるが、信号の空間的な分
布を求めるために、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙと
周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｘが用いられている。
スピンの回転周波数は磁場強度に比例しているから、傾
斜磁場が加わった状態においては、各スピンの回転周波
数は空間的に異なる。従って、この周波数を調べること
によって各スピンの位置を知ることができる。
【０００５】以上に述べたパルスシーケンスを基本単位
として、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの強度を毎回
変えながら一定の繰り返し時間ＴＲ毎に、所定回数、例
えば２５６回繰り返すことにより断層画像を構成するた
めに必要な数の信号が得られる。得られた計測信号を二
次元逆フーリエ変換することで巨視的磁化の分布が求め
られる。尚、以上の説明において、３種類の傾斜磁場は
互に重複しなければ、Ｘ、Ｙ、Ｚのいずれであってもよ
く、あるいはそれらの複合されたものであっても構わな
い。
として、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの強度を毎回
変えながら一定の繰り返し時間ＴＲ毎に、所定回数、例
えば２５６回繰り返すことにより断層画像を構成するた
めに必要な数の信号が得られる。得られた計測信号を二
次元逆フーリエ変換することで巨視的磁化の分布が求め
られる。尚、以上の説明において、３種類の傾斜磁場は
互に重複しなければ、Ｘ、Ｙ、Ｚのいずれであってもよ
く、あるいはそれらの複合されたものであっても構わな
い。
【０００６】ところで被検体の撮像部位が、心拍、呼
吸、体動など一定の周期で動きを有する部位について
は、その動きの各移送での画像を時系列的に連続した画
像群として表示するシネ映像法と呼ばれる撮像法が行わ
れている。その場合、被検体の周期的な変動に同期して
撮像を行う方法が広く採用されている。その最も基本的
な方法は、心臓においての心電同期撮像法が「Radiolog
y;Vol.150;Page 121-127,'84」などで説明されている。
この方法ではＭＲ撮影を行う際に心電計測を同時に行
い、心電波形のＲ波をトリガーとして用い、トリガーか
ら所定の遅延時間の後にＮＭＲ信号を発生させるための
パルスシーケンスを１回だけ起動し、信号を取り込む。
位相エンコードは１トリガー信号につき１位相エンコー
ド分のみを付与し、それに対応する信号を取り込む。こ
の際、トリガーからの遅延時間を適当に設定するこによ
り、心臓の拍動の所望の位相（心時相）での画像を得る
ことができる。また複数の心時相での画像を得る場合に
は、トリガー信号から所望の各心時相に達するまでの各
遅延時間経過後にそれぞれ１回ずつパルスシーケンスを
起動し、各心時相において１位相エンコード分の信号を
取り込む。
吸、体動など一定の周期で動きを有する部位について
は、その動きの各移送での画像を時系列的に連続した画
像群として表示するシネ映像法と呼ばれる撮像法が行わ
れている。その場合、被検体の周期的な変動に同期して
撮像を行う方法が広く採用されている。その最も基本的
な方法は、心臓においての心電同期撮像法が「Radiolog
y;Vol.150;Page 121-127,'84」などで説明されている。
この方法ではＭＲ撮影を行う際に心電計測を同時に行
い、心電波形のＲ波をトリガーとして用い、トリガーか
ら所定の遅延時間の後にＮＭＲ信号を発生させるための
パルスシーケンスを１回だけ起動し、信号を取り込む。
位相エンコードは１トリガー信号につき１位相エンコー
ド分のみを付与し、それに対応する信号を取り込む。こ
の際、トリガーからの遅延時間を適当に設定するこによ
り、心臓の拍動の所望の位相（心時相）での画像を得る
ことができる。また複数の心時相での画像を得る場合に
は、トリガー信号から所望の各心時相に達するまでの各
遅延時間経過後にそれぞれ１回ずつパルスシーケンスを
起動し、各心時相において１位相エンコード分の信号を
取り込む。
【０００７】図５はこの方法におけるトリガー信号とそ
れに続くＮＭＲ信号発生のためのパルスシーケンスおよ
び信号取り込みのタイミングを時系列的に例示したもの
で、１０心時相分を撮影する場合のものである。トリガ
ー信号２００１を受信すると所定の遅延時間Ｔｗをおい
てパルスシーケンスを起動する。ここでは所望の１０心
時相に対応して１０個の励起パルスが照射され、それに
よって生じた１０個の信号が、タイミング2111〜2120で
計測される。2101〜2110は励起パルス照射とそれによる
信号の発生（パルスシーケンスの繰り返し単位）を示
す。通常複数の心時相画像を撮像する場合には等時間間
隔で画像を得るため、これらの励起パルスおよび信号計
測は等時間間隔に設定される。励起パルスと次の励起パ
ルスとの間隔（繰り返し時間ＴＲ）は、１０心時相分の
画像を得る場合、具体的には１心拍周期を１秒、Ｔｗを
０とした場合、１００ｍｓ以下となる。
れに続くＮＭＲ信号発生のためのパルスシーケンスおよ
び信号取り込みのタイミングを時系列的に例示したもの
で、１０心時相分を撮影する場合のものである。トリガ
ー信号２００１を受信すると所定の遅延時間Ｔｗをおい
てパルスシーケンスを起動する。ここでは所望の１０心
時相に対応して１０個の励起パルスが照射され、それに
よって生じた１０個の信号が、タイミング2111〜2120で
計測される。2101〜2110は励起パルス照射とそれによる
信号の発生（パルスシーケンスの繰り返し単位）を示
す。通常複数の心時相画像を撮像する場合には等時間間
隔で画像を得るため、これらの励起パルスおよび信号計
測は等時間間隔に設定される。励起パルスと次の励起パ
ルスとの間隔（繰り返し時間ＴＲ）は、１０心時相分の
画像を得る場合、具体的には１心拍周期を１秒、Ｔｗを
０とした場合、１００ｍｓ以下となる。
【０００８】次いで、次のトリガー信号２００２を受信
すると遅延時間Ｔｗ後に今度は位相エンコード数を変え
て１０個の励起パルス照射と信号２２０１〜２２１０の
計測２２１１〜２２２０が繰り返される。以後トリガー
信号受信毎に全ての位相エンコードステップに対応する
信号を計測し終わるまでこの操作を繰り返し行う。しか
しこの方法では、１個のトリガー信号に対して１位相エ
ンコード分の信号だけを所望の心時相数分取り込むよう
にしているため、例えば位相エンコード数を２５６とし
た場合には一通りの信号を計測するためには、信号加算
回数を１とした場合でも２５６心拍分の計測時間を必要
とする。これは１心拍が約１秒とすると４分余の時間と
なり、加算時間が２回であれば８分半余、３回であれば
１３分弱となる。この時間が長引くことは患者にとては
負担となるとともに、心臓周辺は呼吸による胸郭の動き
により画像が劣化する原因ともなる。
すると遅延時間Ｔｗ後に今度は位相エンコード数を変え
て１０個の励起パルス照射と信号２２０１〜２２１０の
計測２２１１〜２２２０が繰り返される。以後トリガー
信号受信毎に全ての位相エンコードステップに対応する
信号を計測し終わるまでこの操作を繰り返し行う。しか
しこの方法では、１個のトリガー信号に対して１位相エ
ンコード分の信号だけを所望の心時相数分取り込むよう
にしているため、例えば位相エンコード数を２５６とし
た場合には一通りの信号を計測するためには、信号加算
回数を１とした場合でも２５６心拍分の計測時間を必要
とする。これは１心拍が約１秒とすると４分余の時間と
なり、加算時間が２回であれば８分半余、３回であれば
１３分弱となる。この時間が長引くことは患者にとては
負担となるとともに、心臓周辺は呼吸による胸郭の動き
により画像が劣化する原因ともなる。
【０００９】この従来方法の改良法として撮影時間の短
縮を可能とする方法が提案されている（「Radiology; V
ol.178 pp.357-360 '91」）。この方法は、心臓撮像の
際に心電波形のＲ波をトリガー信号として利用し、トリ
ガー信号受信後に所定の遅延時間をおいてＮＭＲ信号を
発生させるためのパルスシーケンスを起動し、信号を所
望の心時相数分取り込むことは上記方法と同様である
が、１個のトリガー信号に対して各心時相毎に複数個の
位相エンコード分の信号を取り込む手法が取り入れられ
ており、このために１トリガー信号当りの取り込み位相
エンコード数に応じて撮影時間の短縮を図ることが可能
となる。
縮を可能とする方法が提案されている（「Radiology; V
ol.178 pp.357-360 '91」）。この方法は、心臓撮像の
際に心電波形のＲ波をトリガー信号として利用し、トリ
ガー信号受信後に所定の遅延時間をおいてＮＭＲ信号を
発生させるためのパルスシーケンスを起動し、信号を所
望の心時相数分取り込むことは上記方法と同様である
が、１個のトリガー信号に対して各心時相毎に複数個の
位相エンコード分の信号を取り込む手法が取り入れられ
ており、このために１トリガー信号当りの取り込み位相
エンコード数に応じて撮影時間の短縮を図ることが可能
となる。
【００１０】図６はこの方法におけるトリガー信号とそ
れに続くＮＭＲ信号発生のためのパルスシーケンス及び
信号取り込みのタイミングを時系列的に例示したもの
で、５心時相を撮影する場合のものを示している。3101
〜3129は、励起パルス及びそれにより発生するＮＭＲ信
号を示し、3151〜3175は発生したＮＭＲ信号の計測タイ
ミングを示す。トリガー信号３００１を受信するとＴｗ
の遅延時間をおいてパルスシーケンスを起動する。ここ
ではパルスシーケンスの起動後は所望の５心時相分の計
測を終了するまで一定でかつ図２の方法に比べ十分短い
繰り返し時間ＴＲ、具体的には１０ｍｓ前後のＴＲで信
号励起を連続して行う。なお、本図の例では図をわかり
やすくするためにＴＲ２５ｍｓ相当として描いている。
この方法では、各心時相に対応する５回の信号励起シー
ケンス3101〜3105(3107〜3112、3113〜3118、3119〜3124、
3125〜3129)においてのみ信号計測3151〜3155（3156〜3
160、3161〜3165、3166〜3170、3171〜3175）を行い、
各心時相間の励起シーケンス、具体的には3106、3112、
3118、3124では信号計測は行わない。また１心時相につ
いて計測されＲ５個の信号は位相エンコード数を順次変
化させる。そして次のトリガー信号３００２受信後、同
様に位相エンコード数を変化させて各心時相について信
号計測3251〜3275を行う。以後全ての位相エンコードス
テップに対応する信号を計測し終わるまでこの作業を繰
り返して行い、所望の心時相の画像を作成するために必
要な信号を順次取得する。図示する例では、１トリガー
信号当りの取り込み位相エンコード数が５であるので、
図２の方法に比べ撮影時間をほぼ１／５に短縮すること
が可能となる。
れに続くＮＭＲ信号発生のためのパルスシーケンス及び
信号取り込みのタイミングを時系列的に例示したもの
で、５心時相を撮影する場合のものを示している。3101
〜3129は、励起パルス及びそれにより発生するＮＭＲ信
号を示し、3151〜3175は発生したＮＭＲ信号の計測タイ
ミングを示す。トリガー信号３００１を受信するとＴｗ
の遅延時間をおいてパルスシーケンスを起動する。ここ
ではパルスシーケンスの起動後は所望の５心時相分の計
測を終了するまで一定でかつ図２の方法に比べ十分短い
繰り返し時間ＴＲ、具体的には１０ｍｓ前後のＴＲで信
号励起を連続して行う。なお、本図の例では図をわかり
やすくするためにＴＲ２５ｍｓ相当として描いている。
この方法では、各心時相に対応する５回の信号励起シー
ケンス3101〜3105(3107〜3112、3113〜3118、3119〜3124、
3125〜3129)においてのみ信号計測3151〜3155（3156〜3
160、3161〜3165、3166〜3170、3171〜3175）を行い、
各心時相間の励起シーケンス、具体的には3106、3112、
3118、3124では信号計測は行わない。また１心時相につ
いて計測されＲ５個の信号は位相エンコード数を順次変
化させる。そして次のトリガー信号３００２受信後、同
様に位相エンコード数を変化させて各心時相について信
号計測3251〜3275を行う。以後全ての位相エンコードス
テップに対応する信号を計測し終わるまでこの作業を繰
り返して行い、所望の心時相の画像を作成するために必
要な信号を順次取得する。図示する例では、１トリガー
信号当りの取り込み位相エンコード数が５であるので、
図２の方法に比べ撮影時間をほぼ１／５に短縮すること
が可能となる。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】ところで心臓の拍動周
期は健常人でも１〜２割程度は変動し、不整脈を有する
患者ではさらに大きくしかも頻繁に変動することが知ら
れており、ＭＲＩで上述のように心電同期を用いて心臓
の複数の心時相を撮像する場合には、この変動分を見込
んで、一般的に１心拍周期の平均値に対して８〜９割の
時間で全心時相分の信号計測を終了するように設定する
のが常である。
期は健常人でも１〜２割程度は変動し、不整脈を有する
患者ではさらに大きくしかも頻繁に変動することが知ら
れており、ＭＲＩで上述のように心電同期を用いて心臓
の複数の心時相を撮像する場合には、この変動分を見込
んで、一般的に１心拍周期の平均値に対して８〜９割の
時間で全心時相分の信号計測を終了するように設定する
のが常である。
【００１２】従って図５及び図６に示す従来技術では、
いずれも心臓撮像の際に心電波形のＲ波をトリガー信号
として利用し、トリガー信号受信後に所定数分信号を取
り込む間だけＮＭＲ信号を発生させるためのパルスシー
ケンスを繰り返し、所定数分の信号取り込み終了後は、
パルスシーケンスを停止して次のトリガー信号を待つ。
いずれも心臓撮像の際に心電波形のＲ波をトリガー信号
として利用し、トリガー信号受信後に所定数分信号を取
り込む間だけＮＭＲ信号を発生させるためのパルスシー
ケンスを繰り返し、所定数分の信号取り込み終了後は、
パルスシーケンスを停止して次のトリガー信号を待つ。
【００１３】例えば、図５に示す例では１０心時相分の
信号計測を１心拍周期Ｔr-rの８割に相当する時間Ｔmea
sで終了するものとしており、所定の１０心時相分の信
号計測を2110及び2120で終了するとパルスシーケンスを
停止し、次のトリガー信号２００２を受信するのを待つ
ため、Ｔmeas経過後次トリガー信号２００２までの間は
信号励起及び計測は行われない。
信号計測を１心拍周期Ｔr-rの８割に相当する時間Ｔmea
sで終了するものとしており、所定の１０心時相分の信
号計測を2110及び2120で終了するとパルスシーケンスを
停止し、次のトリガー信号２００２を受信するのを待つ
ため、Ｔmeas経過後次トリガー信号２００２までの間は
信号励起及び計測は行われない。
【００１４】このような従来法を用いる場合には、以下
述べる機序によりフラッシング現象と呼ばれる問題が生
じる。フラッシングとは、トリガー信号後の第１心時相
目画像の信号値のみがそれ以降の画像の信号値に対して
高くなり、動画表示する場合に第１心時相画像だけが高
信号に見える現象である。一般に信号強度に影響する縦
磁化成分が励起後初期状態に回復するためには厳密には
無限長の時間を要し、約６７％に回復する時間であるＴ
１時間も、対象核種がプロトンの場合、数１００ｍｓで
ある。しかるに図５の方法において実際の撮影で設定す
る繰り返し時間ＴＲは前述したように１心拍周期を１
秒、Ｔｗを０として求めると１００ｍｓ以下となり、こ
の結果信号2101〜2110は順次その強度が減弱する。一
方、信号計測2120終了後は次のトリガー信号２００２に
続く信号2201までは、約２００ｍｓ間の待ち時間があ
り、この間縦磁化は各励起パルス２１０１〜２１１０間
の回復時間に対して２倍以上の回復時間を持つことにな
り、縦磁化の回復が進んでいるため、特に信号強度が強
くなる傾向がある。同様に図６に示す方法でも、信号励
起パルスが連続的に照射される間Ｔmeansでは、連続照
射に伴って縦磁化の減弱を生じる。またトリガー信号３
００１に対応する５心時相分の信号を計測し終わった
後、次トリガー信号３００２までの間の約２５０ｍｓは
信号励起及び計測は行われず、縦磁化は励起パルス３１
０１〜３１２９間に対して１０倍程度の回復時間を待つ
ために特に信号強度が強くなる傾向がある。このような
傾向は全てのトリガー信号後最初に発生するＮＭＲ信号
に対して同様に生じるため、最終的に得られる各心時相
の画像を比較するとトリガー信号の直後に相当する第１
心時相画像が他心時相の画像に対して高信号となるフラ
ッシング現象が生じる。
述べる機序によりフラッシング現象と呼ばれる問題が生
じる。フラッシングとは、トリガー信号後の第１心時相
目画像の信号値のみがそれ以降の画像の信号値に対して
高くなり、動画表示する場合に第１心時相画像だけが高
信号に見える現象である。一般に信号強度に影響する縦
磁化成分が励起後初期状態に回復するためには厳密には
無限長の時間を要し、約６７％に回復する時間であるＴ
１時間も、対象核種がプロトンの場合、数１００ｍｓで
ある。しかるに図５の方法において実際の撮影で設定す
る繰り返し時間ＴＲは前述したように１心拍周期を１
秒、Ｔｗを０として求めると１００ｍｓ以下となり、こ
の結果信号2101〜2110は順次その強度が減弱する。一
方、信号計測2120終了後は次のトリガー信号２００２に
続く信号2201までは、約２００ｍｓ間の待ち時間があ
り、この間縦磁化は各励起パルス２１０１〜２１１０間
の回復時間に対して２倍以上の回復時間を持つことにな
り、縦磁化の回復が進んでいるため、特に信号強度が強
くなる傾向がある。同様に図６に示す方法でも、信号励
起パルスが連続的に照射される間Ｔmeansでは、連続照
射に伴って縦磁化の減弱を生じる。またトリガー信号３
００１に対応する５心時相分の信号を計測し終わった
後、次トリガー信号３００２までの間の約２５０ｍｓは
信号励起及び計測は行われず、縦磁化は励起パルス３１
０１〜３１２９間に対して１０倍程度の回復時間を待つ
ために特に信号強度が強くなる傾向がある。このような
傾向は全てのトリガー信号後最初に発生するＮＭＲ信号
に対して同様に生じるため、最終的に得られる各心時相
の画像を比較するとトリガー信号の直後に相当する第１
心時相画像が他心時相の画像に対して高信号となるフラ
ッシング現象が生じる。
【００１５】本発明は上記の機序に従って生じるフラッ
シングを解消し、診断の妨げにならない磁気共鳴撮影法
を提供することにある。
シングを解消し、診断の妨げにならない磁気共鳴撮影法
を提供することにある。
【００１６】
【問題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明のＭＲＩ方法は、被検体の周期的な動きに同
期したゲート信号を受けて、被検体の組織内の原子核ス
ピンを励起する高周波パルス（以下、励起パルスとい
う）を照射して原子核の発生するＮＭＲ信号を計測する
パルスシーケンスを起動し、周期的動きの所望の位相に
おける組織の断層画像を得るＭＲＩ方法において、ゲー
ト信号の有無に関わらず、画像を形成するために必要な
全ての信号を取得する間、一定の繰り返し時間で励起パ
ルスの照射及びＮＭＲ信号の発生を連続して行い、ゲー
ト信号の受信から所望の遅延時間経過した時点で必要な
信号の取り込みを行い、取り込んだ信号を用いて前記遅
延時間に対応する時相における組織の画像を作成するも
のである。ゲート信号の受信からの遅延時間は、得よう
とする周期運動の位相に応じて適宜設定され、１周期内
であればゼロであってもよく、また複数の位相における
画像を時系列的に形成する場合には、１周期内で複数の
時点で信号の取り込みを行う。
に、本発明のＭＲＩ方法は、被検体の周期的な動きに同
期したゲート信号を受けて、被検体の組織内の原子核ス
ピンを励起する高周波パルス（以下、励起パルスとい
う）を照射して原子核の発生するＮＭＲ信号を計測する
パルスシーケンスを起動し、周期的動きの所望の位相に
おける組織の断層画像を得るＭＲＩ方法において、ゲー
ト信号の有無に関わらず、画像を形成するために必要な
全ての信号を取得する間、一定の繰り返し時間で励起パ
ルスの照射及びＮＭＲ信号の発生を連続して行い、ゲー
ト信号の受信から所望の遅延時間経過した時点で必要な
信号の取り込みを行い、取り込んだ信号を用いて前記遅
延時間に対応する時相における組織の画像を作成するも
のである。ゲート信号の受信からの遅延時間は、得よう
とする周期運動の位相に応じて適宜設定され、１周期内
であればゼロであってもよく、また複数の位相における
画像を時系列的に形成する場合には、１周期内で複数の
時点で信号の取り込みを行う。
【００１７】また１周期内で取得される所望の位相の画
像のための信号は、１でも複数でもよく、１位相の画像
について１周期内で１の信号を取得する場合には、次の
周期において順次信号の位相エンコードを付与する。ま
た１位相の画像について１周期内で複数の信号を取得す
る場合には、これら複数の信号は所望の位相に対応する
時点の時間幅内で適当な位相エンコード量を付与されて
取り込まれる。その位相における画像は、このように位
相エンコードされた複数の信号を用いて作成される。
像のための信号は、１でも複数でもよく、１位相の画像
について１周期内で１の信号を取得する場合には、次の
周期において順次信号の位相エンコードを付与する。ま
た１位相の画像について１周期内で複数の信号を取得す
る場合には、これら複数の信号は所望の位相に対応する
時点の時間幅内で適当な位相エンコード量を付与されて
取り込まれる。その位相における画像は、このように位
相エンコードされた複数の信号を用いて作成される。
【００１８】更に本発明のＭＲＩ方法は、好適には信号
の取り込みを開始する以前の所定の期間において、信号
を取得する間における励起の繰り返し時間と等しい繰り
返し時間で励起パルスを印加するものである。本発明で
はゲート信号の有無に関わりなく、画像再構成に必要な
信号をすべて計測し終わるまでの間、一定の繰り返し時
間ＴＲで励起パルスの照射を行うことにより、スピンは
全ての信号を計測する間、定常（ＳＳＦＰ：Steady Sta
te Free Precession）状態を保ち、常に一定強度の信号
を発生する。従って、従来例において生じたような１位
相の画像のみ高信号となるフラッシング現象が生じるこ
とはない。これによりシネ画像を用いて診断する際に全
ての画像が一様な信号強度となり、フラッシング現象が
生じる場合のように診断の妨げとならない。
の取り込みを開始する以前の所定の期間において、信号
を取得する間における励起の繰り返し時間と等しい繰り
返し時間で励起パルスを印加するものである。本発明で
はゲート信号の有無に関わりなく、画像再構成に必要な
信号をすべて計測し終わるまでの間、一定の繰り返し時
間ＴＲで励起パルスの照射を行うことにより、スピンは
全ての信号を計測する間、定常（ＳＳＦＰ：Steady Sta
te Free Precession）状態を保ち、常に一定強度の信号
を発生する。従って、従来例において生じたような１位
相の画像のみ高信号となるフラッシング現象が生じるこ
とはない。これによりシネ画像を用いて診断する際に全
ての画像が一様な信号強度となり、フラッシング現象が
生じる場合のように診断の妨げとならない。
【００１９】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施例を説明する。図２は、本発明が適用されるＭＲＩ装
置の全体構成を示すもので、このＭＲＩ装置は、被検体
１の置かれる空間に静磁場を与える静磁場発生磁気回路
２と、該空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生系３と、
被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共
鳴を起こさせる高周波パルスをある所定のパルスシーケ
ンスで繰り返し印加するシーケンサ７と、このシーケン
サ７からの高周波パルスにより被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高
周波磁場を照射する送信系４と、上記の核磁気共鳴によ
り放出されるエコー信号を検出する受信系５と、この受
信系５で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を
行う信号処理系６と、これら送信系、受信系、信号処理
系を制御する中央処理装置（以下、ＣＰＵと称す）８と
を備え、更に空間内の位置情報を得るための３軸方向の
傾斜磁場を形成する３軸の傾斜磁場コイル９を備えてい
る。これらの傾斜磁場コイル９は、シーケンサ７からの
信号で動作する傾斜磁場電源１０から電流を供給され、
傾斜磁場を発生するものである。
施例を説明する。図２は、本発明が適用されるＭＲＩ装
置の全体構成を示すもので、このＭＲＩ装置は、被検体
１の置かれる空間に静磁場を与える静磁場発生磁気回路
２と、該空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生系３と、
被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共
鳴を起こさせる高周波パルスをある所定のパルスシーケ
ンスで繰り返し印加するシーケンサ７と、このシーケン
サ７からの高周波パルスにより被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高
周波磁場を照射する送信系４と、上記の核磁気共鳴によ
り放出されるエコー信号を検出する受信系５と、この受
信系５で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を
行う信号処理系６と、これら送信系、受信系、信号処理
系を制御する中央処理装置（以下、ＣＰＵと称す）８と
を備え、更に空間内の位置情報を得るための３軸方向の
傾斜磁場を形成する３軸の傾斜磁場コイル９を備えてい
る。これらの傾斜磁場コイル９は、シーケンサ７からの
信号で動作する傾斜磁場電源１０から電流を供給され、
傾斜磁場を発生するものである。
【００２０】この装置では、被検体１は０．０２〜２テ
スラ程度の静磁場を発生させる静磁場発生磁気回路２の
中に被検体１が置かれ、所定のパルスシーケンスにより
送信系４内の高周波コイル１４ａによって計測しようと
する原子核のラーモア周波数νに等しい周波数ｆの高周
波磁場（電磁波）を照射される。高周波磁場は、ＣＰＵ
８により制御されるシーケンサ７が送り出す信号を図示
省略の高周波磁場コイル用電源によって増幅したものを
高周波コイル１４ａに送ることで得られる。この際、被
検体の断層面を決めるためのスライス方向傾斜磁場、及
びＮＭＲ信号に位置情報を付与する位相エンコード方向
傾斜磁場及び周波数エンコード方向傾斜磁場が印加され
る。
スラ程度の静磁場を発生させる静磁場発生磁気回路２の
中に被検体１が置かれ、所定のパルスシーケンスにより
送信系４内の高周波コイル１４ａによって計測しようと
する原子核のラーモア周波数νに等しい周波数ｆの高周
波磁場（電磁波）を照射される。高周波磁場は、ＣＰＵ
８により制御されるシーケンサ７が送り出す信号を図示
省略の高周波磁場コイル用電源によって増幅したものを
高周波コイル１４ａに送ることで得られる。この際、被
検体の断層面を決めるためのスライス方向傾斜磁場、及
びＮＭＲ信号に位置情報を付与する位相エンコード方向
傾斜磁場及び周波数エンコード方向傾斜磁場が印加され
る。
【００２１】高周波磁場によって生じるＮＭＲ信号（電
磁波）を受信系５内の高周波コイル１４ｂで受信し、増
幅器１５で増幅、波形整形した後、直交位相検波器１６
で位相検波し、Ａ／Ｄ変換器１７でデジタル化してＣＰ
Ｕ８に送る。ＣＰＵ８では、このデータを基に画像を再
構成演算し、被検体１の断層画像をディスプレイ２０
（以下、ＣＲＴと称す）に表示する。
磁波）を受信系５内の高周波コイル１４ｂで受信し、増
幅器１５で増幅、波形整形した後、直交位相検波器１６
で位相検波し、Ａ／Ｄ変換器１７でデジタル化してＣＰ
Ｕ８に送る。ＣＰＵ８では、このデータを基に画像を再
構成演算し、被検体１の断層画像をディスプレイ２０
（以下、ＣＲＴと称す）に表示する。
【００２２】次にこのようなＭＲＩ装置を用いた本発明
のＭＲＩ方法の一実施例について説明する。本実施例の
ＭＲＩ方法では、ＭＲ撮影を行う際に心電計測を同時に
行い、心電波形のＲ波を、パルスシーケンスのゲート信
号（トリガー）として用いる。図１は、ゲート信号とそ
れに続くＮＭＲ信号発生のためのパルスシーケンス及び
信号取り込みのタイミングを時系列的に例示したもの
で、省略のために心臓鼓動の２周期のみが示されている
が、実際には数周期計測される。またこの実施例では、
５心時相Ｐｈ１、Ｐｈ２、Ｐｈ３、Ｐｈ４、Ｐｈ５を撮
影する場合が示されており、これらの５心時相はそれぞ
れＲ波からＤＴ１、ＤＴ２、ＤＴ３、ＤＴ４、ＤＴ５ず
つ時間が経過した心時相に相当するものとする。
のＭＲＩ方法の一実施例について説明する。本実施例の
ＭＲＩ方法では、ＭＲ撮影を行う際に心電計測を同時に
行い、心電波形のＲ波を、パルスシーケンスのゲート信
号（トリガー）として用いる。図１は、ゲート信号とそ
れに続くＮＭＲ信号発生のためのパルスシーケンス及び
信号取り込みのタイミングを時系列的に例示したもの
で、省略のために心臓鼓動の２周期のみが示されている
が、実際には数周期計測される。またこの実施例では、
５心時相Ｐｈ１、Ｐｈ２、Ｐｈ３、Ｐｈ４、Ｐｈ５を撮
影する場合が示されており、これらの５心時相はそれぞ
れＲ波からＤＴ１、ＤＴ２、ＤＴ３、ＤＴ４、ＤＴ５ず
つ時間が経過した心時相に相当するものとする。
【００２３】1011〜1229で示されるパルスシーケンスの
個々のシーケンスは、少なくとも１回の励起パルスの照
射とそれによる信号の発生を含み、例えば図３に示すよ
うなグラディエントエコー（ＧＥ）法によるシーケンス
からなっている。即ち、スライス傾斜磁場Ｇｚの印加と
同時に小フリップ角の励起パルスＲＦを照射した後、極
性の反転するリードアウト傾斜磁場パルスＧｘを印加し
てエコー信号を発生させる。Ｇｙは図７のスピンエコー
法と同様、信号に位相エンコードを付与するための位相
エンコード傾斜磁場である。
個々のシーケンスは、少なくとも１回の励起パルスの照
射とそれによる信号の発生を含み、例えば図３に示すよ
うなグラディエントエコー（ＧＥ）法によるシーケンス
からなっている。即ち、スライス傾斜磁場Ｇｚの印加と
同時に小フリップ角の励起パルスＲＦを照射した後、極
性の反転するリードアウト傾斜磁場パルスＧｘを印加し
てエコー信号を発生させる。Ｇｙは図７のスピンエコー
法と同様、信号に位相エンコードを付与するための位相
エンコード傾斜磁場である。
【００２４】このようなＧＥ法によるシーケンスは操作
者が計測開始を指示するとただちに起動され、その後画
像を作成するために必要なすべての信号を計測し終わる
までは継続されるが、後述するように信号の取り込み
は、全てのシーケンスにおいて行うのではなく、５心時
相Ｐｈ１、Ｐｈ２、Ｐｈ３、Ｐｈ４、Ｐｈ５の画像形成
に必要な信号のみが計測される。
者が計測開始を指示するとただちに起動され、その後画
像を作成するために必要なすべての信号を計測し終わる
までは継続されるが、後述するように信号の取り込み
は、全てのシーケンスにおいて行うのではなく、５心時
相Ｐｈ１、Ｐｈ２、Ｐｈ３、Ｐｈ４、Ｐｈ５の画像形成
に必要な信号のみが計測される。
【００２５】このパルスシーケンスの繰り返し時間（励
起パルスと励起パルスとの間隔）ＴＲは、スピンの縦緩
和時間Ｔ１に比べ短く具体的には１０ｍｓ前後である。
なお、本図の例では図をわかりやすくするためにＴＲ２
５ｍｓ相当としている。また本例では１画像につき１２
５個の信号を用いて画像を作成するものとする。パルス
シーケンス起動直後は、対象核スピンの縦緩和時間Ｔ１
の約３〜４倍に相当する期間Ｔｗ、プロトンの場合具体
的には数１００ｍｓから数１０００ｍｓ程度、はゲート
信号の有無に関わらず信号の計測をせずに励起パルス等
の印加によりＮＭＲ信号の発生のみを行う。これは信号
の取り込みを開始する以前に核スピンを定常（ＳＳＦ
Ｐ）状態に至らしめることにより、取り込み開始後のＴ
１緩和による信号強度の変化を制御するためである。図
１においては1011〜1074の６４個は励起パルス照射およ
びそれによりＮＭＲ信号が発生することを示すが、この
期間は発生したＮＭＲ信号の計測は行わない。
起パルスと励起パルスとの間隔）ＴＲは、スピンの縦緩
和時間Ｔ１に比べ短く具体的には１０ｍｓ前後である。
なお、本図の例では図をわかりやすくするためにＴＲ２
５ｍｓ相当としている。また本例では１画像につき１２
５個の信号を用いて画像を作成するものとする。パルス
シーケンス起動直後は、対象核スピンの縦緩和時間Ｔ１
の約３〜４倍に相当する期間Ｔｗ、プロトンの場合具体
的には数１００ｍｓから数１０００ｍｓ程度、はゲート
信号の有無に関わらず信号の計測をせずに励起パルス等
の印加によりＮＭＲ信号の発生のみを行う。これは信号
の取り込みを開始する以前に核スピンを定常（ＳＳＦ
Ｐ）状態に至らしめることにより、取り込み開始後のＴ
１緩和による信号強度の変化を制御するためである。図
１においては1011〜1074の６４個は励起パルス照射およ
びそれによりＮＭＲ信号が発生することを示すが、この
期間は発生したＮＭＲ信号の計測は行わない。
【００２６】あらかじめ設定したＴｗを経過した後、ゲ
ート信号１００１を受信すると信号取り込み待機状態と
なる。ゲート信号１００１を受信した後、時間Ｔｄ経過
するまでは信号計測は行わず、この期間に相当する最初
の励起パルスによる発生信号1100は計測しない。時間Ｔ
ｄ経過後の信号1101から1105までの連続した５個の信号
を1151から1155に示すように計測する。この５個の信号
を計測するシーケンスでは、例えば図３のシーケンスに
おいて位相エンコード傾斜磁場Ｇｙの強度を順次変化さ
せて、例えば位相エンコード数を所定数、例えば２５ず
つインクリメントしながら計測し、位相エンコードの付
与された５個の信号を得る。これら信号は心時相Ｐｈ１
の画像用信号データとして格納する。この際、５個の信
号の中央である信号1103が心時相Ｐｈ１に略一致するよ
うに、すなわち信号1103の計測がゲート信号１００１か
ら略ＤＴ１の遅延時間に相当するように前出の信号非計
測期間Ｔｄを設定する。この結果、1101から1105までの
５個の信号の時間情報は平均してＤＴ１に略一致するた
め、これら５個の信号から作成する画像は心時相Ｐｈ１
での時間情報を反映することになる。以上の過程により
ゲート信号１００１における第１心時相Ｐｈ１画像用信
号の計測は終了する。
ート信号１００１を受信すると信号取り込み待機状態と
なる。ゲート信号１００１を受信した後、時間Ｔｄ経過
するまでは信号計測は行わず、この期間に相当する最初
の励起パルスによる発生信号1100は計測しない。時間Ｔ
ｄ経過後の信号1101から1105までの連続した５個の信号
を1151から1155に示すように計測する。この５個の信号
を計測するシーケンスでは、例えば図３のシーケンスに
おいて位相エンコード傾斜磁場Ｇｙの強度を順次変化さ
せて、例えば位相エンコード数を所定数、例えば２５ず
つインクリメントしながら計測し、位相エンコードの付
与された５個の信号を得る。これら信号は心時相Ｐｈ１
の画像用信号データとして格納する。この際、５個の信
号の中央である信号1103が心時相Ｐｈ１に略一致するよ
うに、すなわち信号1103の計測がゲート信号１００１か
ら略ＤＴ１の遅延時間に相当するように前出の信号非計
測期間Ｔｄを設定する。この結果、1101から1105までの
５個の信号の時間情報は平均してＤＴ１に略一致するた
め、これら５個の信号から作成する画像は心時相Ｐｈ１
での時間情報を反映することになる。以上の過程により
ゲート信号１００１における第１心時相Ｐｈ１画像用信
号の計測は終了する。
【００２７】次に第２心時相Ｐｈ２用信号の計測を行う
が、第１心時相Ｐｈ１の場合と同様に計測する５個の信
号に位相エンコードを付与するとともに、５個の信号の
内の中央の信号が所望のＰｈ２に略一致するように信号
計測を制御する。即ち第１心時相用の５番目の信号1105
を計測した後、時間Ｔｉの期間を信号非計測期間とし、
この期間に発生する信号1106は計測しない。そしてタイ
ミング1156から1160において信号1107〜1111を計測す
る。この結果、これら５個の信号の中央に位置する信号
1109は心時相Ｐｈ２に略一致する、即ち信号1109の取り
込みタイミングがゲート信号１００１から略ＤＴ２の遅
延時間に相当する。そして第１心時相の場合と同様に５
個の信号1107〜1111により構成する画像は心時相Ｐｈ２
の時間情報を反映する。
が、第１心時相Ｐｈ１の場合と同様に計測する５個の信
号に位相エンコードを付与するとともに、５個の信号の
内の中央の信号が所望のＰｈ２に略一致するように信号
計測を制御する。即ち第１心時相用の５番目の信号1105
を計測した後、時間Ｔｉの期間を信号非計測期間とし、
この期間に発生する信号1106は計測しない。そしてタイ
ミング1156から1160において信号1107〜1111を計測す
る。この結果、これら５個の信号の中央に位置する信号
1109は心時相Ｐｈ２に略一致する、即ち信号1109の取り
込みタイミングがゲート信号１００１から略ＤＴ２の遅
延時間に相当する。そして第１心時相の場合と同様に５
個の信号1107〜1111により構成する画像は心時相Ｐｈ２
の時間情報を反映する。
【００２８】以下同様に第３、４、５心時相用の信号群
を計測する。以上のように第１ゲート信号１００１にお
ける信号計測を信号計測タイミング1175で終了するが、
画像を構成するために必要な１２５個の全ての信号計測
は完了していないため、パルスシーケンスは励起パルス
照射およびＮＭＲ信号発生のサイクルを一定のＴＲで信
号1130から1139まで継続する。
を計測する。以上のように第１ゲート信号１００１にお
ける信号計測を信号計測タイミング1175で終了するが、
画像を構成するために必要な１２５個の全ての信号計測
は完了していないため、パルスシーケンスは励起パルス
照射およびＮＭＲ信号発生のサイクルを一定のＴＲで信
号1130から1139まで継続する。
【００２９】次いで第２ゲート信号１００２受信後も第
１ゲート信号受信後と同様に所定の信号非計測期間Ｔｄ
経過後、心時相Ｐｈ１〜Ｐｈ５までの信号を順次計測す
る。但し、第２ゲート信号受信により計測する信号は、
位相エンコード傾斜磁場に所定のオフセットを与え、第
２周期で計測される信号に第１周期で計測される信号と
は異なる位相エンコード量が付与されるようにする。以
下同様に第２５ゲート信号まで繰り返すことより、各心
時相に対して１２５個の信号を収集することができる。
この間既に述べたように励起パルス照射と信号の発生は
一定の繰り返し時間で連続しており、１２５個全ての信
号を収集し終わると励起パルス照射および信号計測を終
了し、パルスシーケンスを停止する。
１ゲート信号受信後と同様に所定の信号非計測期間Ｔｄ
経過後、心時相Ｐｈ１〜Ｐｈ５までの信号を順次計測す
る。但し、第２ゲート信号受信により計測する信号は、
位相エンコード傾斜磁場に所定のオフセットを与え、第
２周期で計測される信号に第１周期で計測される信号と
は異なる位相エンコード量が付与されるようにする。以
下同様に第２５ゲート信号まで繰り返すことより、各心
時相に対して１２５個の信号を収集することができる。
この間既に述べたように励起パルス照射と信号の発生は
一定の繰り返し時間で連続しており、１２５個全ての信
号を収集し終わると励起パルス照射および信号計測を終
了し、パルスシーケンスを停止する。
【００３０】各信号は所定のサンプリング時間、サンプ
リング数でサンプリングしたデータとして画像再構成の
ためにＫ空間に配置される。計測信号のＫ空間への配置
を図４に示す。図４では１心時相の画像を構成するＫ空
間４００１を示しているが、実際にはこのようなＫ空間
が撮像する心時相数分、すなわち本実施例では５個存在
する。
リング数でサンプリングしたデータとして画像再構成の
ためにＫ空間に配置される。計測信号のＫ空間への配置
を図４に示す。図４では１心時相の画像を構成するＫ空
間４００１を示しているが、実際にはこのようなＫ空間
が撮像する心時相数分、すなわち本実施例では５個存在
する。
【００３１】本実施例では１周期において１つの心時相
に対し５個の信号を取込むことに対応し、Ｋ空間４００
１を５個のセグメント4100〜4500に分割する（図４
（ａ））。そしてまず第１ゲート信号１００１において
計測した５個の信号1101〜1105、即ち所定のサンプリン
グ時間、サンプリング数でサンプリングしたデータを、
各セグメント4100〜4500の最上列に配置する。この例で
は各信号の位相エンコード数は、それぞれ１、２６、５
１、７６、１０１となる。次いで第２ゲート信号１００
２において計測した５個の信号1201〜1205を信号1101〜
1105の次の列に配置する（図４（ｃ））。この操作を第
２５ゲート信号において計測した５個の信号まで、２５
回繰り返し行うことにより１２５個の信号をＫ空間上に
配置することができる。そしてこの信号群を２次元フー
リエ変換することにより第１心時相に相当する画像を得
ることができる。
に対し５個の信号を取込むことに対応し、Ｋ空間４００
１を５個のセグメント4100〜4500に分割する（図４
（ａ））。そしてまず第１ゲート信号１００１において
計測した５個の信号1101〜1105、即ち所定のサンプリン
グ時間、サンプリング数でサンプリングしたデータを、
各セグメント4100〜4500の最上列に配置する。この例で
は各信号の位相エンコード数は、それぞれ１、２６、５
１、７６、１０１となる。次いで第２ゲート信号１００
２において計測した５個の信号1201〜1205を信号1101〜
1105の次の列に配置する（図４（ｃ））。この操作を第
２５ゲート信号において計測した５個の信号まで、２５
回繰り返し行うことにより１２５個の信号をＫ空間上に
配置することができる。そしてこの信号群を２次元フー
リエ変換することにより第１心時相に相当する画像を得
ることができる。
【００３２】第２〜第５心時相について得られた信号に
ついても同様にＫ空間上に配置し、これら信号群を２次
元フーリエ変換することにより各心時相に相当する画像
を得る。そして第１〜第５心時相までの画像をＣＲＴ上
に順次表示することにより、心臓の動きを時系列的に表
示する、シネ映像が得られる。この際、第１〜第５心時
相について計測される信号は、いずれもＳＳＦＰ状態に
おいて計測されその強度はほぼ一定であるので、第１心
時相のみが高輝度となるフラッシング現象を生じること
なく、診断しやすいシネ画像を得ることができる。
ついても同様にＫ空間上に配置し、これら信号群を２次
元フーリエ変換することにより各心時相に相当する画像
を得る。そして第１〜第５心時相までの画像をＣＲＴ上
に順次表示することにより、心臓の動きを時系列的に表
示する、シネ映像が得られる。この際、第１〜第５心時
相について計測される信号は、いずれもＳＳＦＰ状態に
おいて計測されその強度はほぼ一定であるので、第１心
時相のみが高輝度となるフラッシング現象を生じること
なく、診断しやすいシネ画像を得ることができる。
【００３３】信号のＫ空間の配置方法は図４に示される
ものに限定されず、例えばＫ空間を螺旋状のスキャンす
るスパイラルスキャン法を採用することも可能であり、
これらは各シーケンスの位相エンコード量の付与の仕方
により決定できる。尚、以上の実施例では５つの心時相
についてそれぞれ５個の信号を計測する場合について説
明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、心
時相数は１周期の約８割内に含まれるシーケンス数の範
囲内で任意に選択でき、例えばＲ波頂点に同期した拡張
末期像及び収縮末期像のみでも、また連続した２０〜２
５の心時相を撮像してもよい。また１つの心時相につい
て計測する信号の数も１個でも複数でもよく、ほぼ１つ
の心時相とみなせる時間幅内であれば５個に限定されな
い。但し、１周期内で１心時相につき１個の信号を計測
する場合には図５の従来例と同様、位相エンコード数だ
けパルスシーケンスを繰り返す必要があるので、時間短
縮の要請からは複数の信号を計測することが好ましい。
ものに限定されず、例えばＫ空間を螺旋状のスキャンす
るスパイラルスキャン法を採用することも可能であり、
これらは各シーケンスの位相エンコード量の付与の仕方
により決定できる。尚、以上の実施例では５つの心時相
についてそれぞれ５個の信号を計測する場合について説
明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、心
時相数は１周期の約８割内に含まれるシーケンス数の範
囲内で任意に選択でき、例えばＲ波頂点に同期した拡張
末期像及び収縮末期像のみでも、また連続した２０〜２
５の心時相を撮像してもよい。また１つの心時相につい
て計測する信号の数も１個でも複数でもよく、ほぼ１つ
の心時相とみなせる時間幅内であれば５個に限定されな
い。但し、１周期内で１心時相につき１個の信号を計測
する場合には図５の従来例と同様、位相エンコード数だ
けパルスシーケンスを繰り返す必要があるので、時間短
縮の要請からは複数の信号を計測することが好ましい。
【００３４】また以上の実施例では、心電計測のＲ波を
ゲート信号として心電同期する場合について述べたが、
呼吸、体動などの一定周期の動きであれば、その動きを
電気的信号に変換しそれをトリガーとして用いることが
可能である。更に本実施例では連続して繰り返される信
号発生のためのシーケンスとしてグラディエントエコー
法を用いたが、これに限定されるものではなく、分割型
ＥＰＩ（エコープラナーイメージング法）等であっても
よい。本発明は、特に縦緩和時間Ｔ１に比べ繰り返し時
間の短いシーケンスに有効である。
ゲート信号として心電同期する場合について述べたが、
呼吸、体動などの一定周期の動きであれば、その動きを
電気的信号に変換しそれをトリガーとして用いることが
可能である。更に本実施例では連続して繰り返される信
号発生のためのシーケンスとしてグラディエントエコー
法を用いたが、これに限定されるものではなく、分割型
ＥＰＩ（エコープラナーイメージング法）等であっても
よい。本発明は、特に縦緩和時間Ｔ１に比べ繰り返し時
間の短いシーケンスに有効である。
【００３５】
【発明の効果】以上の説明したように本発明のＭＲＩ方
法によれば、一定周期の動きと同期してその動きの各位
相における画像を得る際に、画像形成に必要な信号を計
測する間、間断なくスピンを励起するパルスの照射と信
号の発生を一定繰り返し時間で繰り返すようにしたの
で、スピンはＳＳＦＰ状態を保ち、常に一定強度の信号
を発生するため、従来例において生じたような各位相毎
の縦緩和時間の違いによるフラッシング現象が生じるこ
とはない。従って時系列的に連続した一連の画像群を用
いて診断する際に、全ての画像が一様な信号強度とな
り、診断しやすいシネ画像を得ることができる。
法によれば、一定周期の動きと同期してその動きの各位
相における画像を得る際に、画像形成に必要な信号を計
測する間、間断なくスピンを励起するパルスの照射と信
号の発生を一定繰り返し時間で繰り返すようにしたの
で、スピンはＳＳＦＰ状態を保ち、常に一定強度の信号
を発生するため、従来例において生じたような各位相毎
の縦緩和時間の違いによるフラッシング現象が生じるこ
とはない。従って時系列的に連続した一連の画像群を用
いて診断する際に、全ての画像が一様な信号強度とな
り、診断しやすいシネ画像を得ることができる。
【００３６】また本発明によれば特に信号の計測に先立
って、縦緩和時間Ｔ１値の略３〜４倍の期間、信号計測
する際と同一条件の一定繰り返し時間ＴＲで励起パルス
を照射し続けるため、信号計測を開始するまでにはスピ
ンはＳＳＦＰ状態となり、計測開始直後の信号強度がそ
れ以後の信号に対して高強度になることはない。
って、縦緩和時間Ｔ１値の略３〜４倍の期間、信号計測
する際と同一条件の一定繰り返し時間ＴＲで励起パルス
を照射し続けるため、信号計測を開始するまでにはスピ
ンはＳＳＦＰ状態となり、計測開始直後の信号強度がそ
れ以後の信号に対して高強度になることはない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ方法のパルスシーケンスを示す
図。
図。
【図２】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成を示
す図。
す図。
【図３】本発明で採用されるパルスシーケンスの１実施
例を示す図。
例を示す図。
【図４】本発明のＭＲＩ方法における計測信号のＫ空間
上の配置の１例を示す図。
上の配置の１例を示す図。
【図５】従来の心電同期撮影法の１例によるパルスシー
ケンスを示す図。
ケンスを示す図。
【図６】従来の心電同期撮影法の他の例によるパルスシ
ーケンスを示す図。
ーケンスを示す図。
【図７】スピンエコー法のパルスシーケンス図。
１００１、１００２…ゲート信号（トリガー） 1011〜1074…信号計測開始前励起パルスおよびＮＭＲ信
号 1101〜1105…第１ゲート信号での第１心時相用信号群 1107〜1111…第１ゲート信号での第２心時相用信号群 1113〜1117…第１ゲート信号での第３心時相用信号群 1119〜1123…第１ゲート信号での第４心時相用信号群 1125〜1129…第１ゲート信号での第５心時相用信号群 1151〜1155…第１ゲート信号での第１心時相用信号計測
タイミング 1156〜1160…第１ゲート信号での第２心時相用信号計測
タイミング 1161〜1165…第１ゲート信号での第３心時相用信号計測
タイミング 1166〜1170…第１ゲート信号での第４心時相用信号計測
タイミング 1171〜1175…第１ゲート信号での第５心時相用信号計測
タイミング ＴＤ１、ＴＤ２、ＴＤ３、ＴＤ４、ＴＤ５…遅延時間
号 1101〜1105…第１ゲート信号での第１心時相用信号群 1107〜1111…第１ゲート信号での第２心時相用信号群 1113〜1117…第１ゲート信号での第３心時相用信号群 1119〜1123…第１ゲート信号での第４心時相用信号群 1125〜1129…第１ゲート信号での第５心時相用信号群 1151〜1155…第１ゲート信号での第１心時相用信号計測
タイミング 1156〜1160…第１ゲート信号での第２心時相用信号計測
タイミング 1161〜1165…第１ゲート信号での第３心時相用信号計測
タイミング 1166〜1170…第１ゲート信号での第４心時相用信号計測
タイミング 1171〜1175…第１ゲート信号での第５心時相用信号計測
タイミング ＴＤ１、ＴＤ２、ＴＤ３、ＴＤ４、ＴＤ５…遅延時間
Claims (4)
- 【請求項１】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、該被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、
前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気
共鳴を起こさせる高周波パルスを所定のパルスシーケン
スで繰り返し印加するシーケンサと、このシーケンサか
らの高周波パルスにより被検体の生体組織の原子核に核
磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する送信
系と、前記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検
出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用
いて画像再構成演算を行う信号処理系と、得られた画像
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、 前記シーケンサは、被検体の周期的な動きを有する部位
を撮像する際に、磁気共鳴信号発生のためのパルスシー
ケンスを、前記動きの周期に関わりなく、所望の画像を
作成するために必要な信号を全て得るまでの間、一定の
繰り返し時間で間断なく繰り返し、該パルスシーケンス
に従って発生する磁気共鳴信号のうち、前記周期的な動
きのある位相に到達した時点から所望の遅延時間経過し
た時点での画像を作成するために必要な信号のみを取込
み、これら取り込んだ信号を用いて前記周期的な動きの
所望の位相での画像を作成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】被検体の周期的な動きに同期したゲート信
号を受けて、前記被検体の組織内の原子核スピンを励起
する高周波パルスを照射して前記原子核の発生する核磁
気共鳴信号を計測するパルスシーケンスを起動し、前記
周期的動きの所望の位相における組織の断層画像を得る
磁気共鳴イメージング方法において、 前記ゲート信号の有無に関わらず、前記画像を形成する
ために必要な全ての信号を取得する間、一定の繰り返し
時間で連続して前記高周波パルスの照射を行い核磁気共
鳴信号を発生させ、前記ゲート信号の受信から所望の遅
延時間経過した１以上の時点でそれぞれ必要な数の信号
の取り込みを行い、取り込んだ信号を用いて前記各遅延
時間に対応する所望の位相における組織の画像を作成す
ることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項３】前記所望の位相に対応する時点の時間幅内
で複数個の信号を取り込み、その際時間幅内に包含され
る複数個の磁気共鳴信号に適当な位相エンコード量を付
与し、これら位相エンコードされた複数の信号を用いて
前記所望の位相における画像を作成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。 - 【請求項４】前記信号の取り込みに先立って、前記信号
を取得する間における高周波パルスの繰り返し時間と等
しい繰り返し時間で高周波パルスを複数回照射すること
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。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19537495A JP3532311B2 (ja) | 1995-07-31 | 1995-07-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US08/690,448 US5781010A (en) | 1995-07-31 | 1996-07-29 | Method and apparatus for MR imaging without a flashing phenomenon of an object having periodical motion |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19537495A JP3532311B2 (ja) | 1995-07-31 | 1995-07-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0938061A true JPH0938061A (ja) | 1997-02-10 |
| JP3532311B2 JP3532311B2 (ja) | 2004-05-31 |
Family
ID=16340113
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP19537495A Expired - Fee Related JP3532311B2 (ja) | 1995-07-31 | 1995-07-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5781010A (ja) |
| JP (1) | JP3532311B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000060820A (ja) * | 1998-08-14 | 2000-02-29 | General Electric Co <Ge> | ３次元ｍｒイメ―ジング方法 |
| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| DE19907152B4 (de) * | 1998-02-20 | 2012-03-29 | General Electric Co. | Erfassung segmentierter Magnetresonanz-Abbildungs-Herzdaten unter Verwendung einer Echo-Planar-Abbildungs-Impulsfolge |
| JP2012183431A (ja) * | 2006-02-06 | 2012-09-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7031504B1 (en) * | 2000-09-26 | 2006-04-18 | Vital Images, Inc. | Image data based retrospective temporal selection of medical images |
| JP3858194B2 (ja) * | 2001-04-04 | 2006-12-13 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| US6845261B2 (en) * | 2001-04-23 | 2005-01-18 | General Electric Company | System for correlation of MR images with physiological data |
| US7623901B2 (en) * | 2001-11-15 | 2009-11-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging needing a long waiting time between pre-pulses and imaging pulse train |
| DE102005034686A1 (de) * | 2005-07-25 | 2007-02-15 | Siemens Ag | Verfahren zur Messung eines Magnetresonanzbildes |
| US9161724B2 (en) * | 2012-07-20 | 2015-10-20 | Koninklijke Philips N.V. | Multi-cardiac sound gated imaging and post-processing of imaging data based on cardiac sound |
| EP3100067B1 (en) * | 2014-01-31 | 2019-04-10 | The General Hospital Corporation | Simultaneous multislice mri with random gradient encoding |
| DE102018205077A1 (de) * | 2018-04-04 | 2019-10-10 | Siemens Healthcare Gmbh | Triggern von MR-Aufnahmen mit Objektbewegungen |
| US11971464B1 (en) * | 2019-12-20 | 2024-04-30 | The United States Of America, Represented By The Secretary Of The Navy | Magnon excitation and detection systems, apparatus, and methods |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5225780A (en) * | 1991-08-08 | 1993-07-06 | Mayo Foundation For Medical Education Research | Ultra-fast NMR scans with preparation phase |
| US5251628A (en) * | 1992-06-23 | 1993-10-12 | General Electric Company | Variable ECG delay in fast pulse sequence scans |
| US5435303A (en) * | 1993-08-04 | 1995-07-25 | General Electric Company | MRA image produced by temporal flow data sharing |
| US5429134A (en) * | 1994-06-27 | 1995-07-04 | General Electric Company | Multi-phase fat suppressed MRI cardiac imaging |
| US5545992A (en) * | 1995-08-03 | 1996-08-13 | General Electric Company | Fast cardiac gated NMR acquisition with improved T1 contrast |
-
1995
- 1995-07-31 JP JP19537495A patent/JP3532311B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1996
- 1996-07-29 US US08/690,448 patent/US5781010A/en not_active Expired - Lifetime
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| DE19907152B4 (de) * | 1998-02-20 | 2012-03-29 | General Electric Co. | Erfassung segmentierter Magnetresonanz-Abbildungs-Herzdaten unter Verwendung einer Echo-Planar-Abbildungs-Impulsfolge |
| DE19907152B9 (de) * | 1998-02-20 | 2012-04-26 | General Electric Co. | Erfassung segmentierter Magnetresonanz-Abbildungs-Herzdaten unter Verwendung einer Echo-Planar-Abbildungs-Impulsfolge |
| JP2000060820A (ja) * | 1998-08-14 | 2000-02-29 | General Electric Co <Ge> | ３次元ｍｒイメ―ジング方法 |
| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| JP2012183431A (ja) * | 2006-02-06 | 2012-09-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5781010A (en) | 1998-07-14 |
| JP3532311B2 (ja) | 2004-05-31 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
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