JPH10295667A - Ｍｒイメージング装置 - Google Patents
Ｍｒイメージング装置Info
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- JPH10295667A JPH10295667A JP9128118A JP12811897A JPH10295667A JP H10295667 A JPH10295667 A JP H10295667A JP 9128118 A JP9128118 A JP 9128118A JP 12811897 A JP12811897 A JP 12811897A JP H10295667 A JPH10295667 A JP H10295667A
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- pulse
- gradient magnetic
- blood flow
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- Pending
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 血流速が拍動している血管についての良好な
画像をＰＣ法によって得る。 【解決手段】 コンピュータ５１には心電位相と血流速
との関係があらかじめ記憶させられていて、これによっ
て、心電計測器５８からの心電波形をリアルタイムでモ
ニターすることによってとらえた心電位相からその時の
血流速が求められ、それに合わせた最適ＶＥＮＣ強度の
自動設定がなされる。
画像をＰＣ法によって得る。 【解決手段】 コンピュータ５１には心電位相と血流速
との関係があらかじめ記憶させられていて、これによっ
て、心電計測器５８からの心電波形をリアルタイムでモ
ニターすることによってとらえた心電位相からその時の
血流速が求められ、それに合わせた最適ＶＥＮＣ強度の
自動設定がなされる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、ＭＲ現象（核磁
気共鳴現象）を利用して画像をつくるＭＲイメージング
装置に関し、とくに血流部分からの信号を強調して画像
化するＰＣ（Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ）法を行な
うのに好適なＭＲイメージング装置に関する。
気共鳴現象）を利用して画像をつくるＭＲイメージング
装置に関し、とくに血流部分からの信号を強調して画像
化するＰＣ（Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ）法を行な
うのに好適なＭＲイメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】血流部分からの信号を強調して画像化す
る手法として知られるＰＣ法は、ＶＥＮＣ（Ｖｅｌｏｃ
ｉｔｙ Ｅｎｃｏｄｅ）用傾斜磁場パルスとして傾斜磁
場のバイポーラパルスを用い、その極性の変化方向を互
いに逆にした２回のパルスシーケンスを行ない、そこで
得た信号（ベクトル）同士の差分の絶対値を求めるもの
である。すなわち、これらの信号から得たデータをそれ
ぞれ２次元フーリエ変換して各ピクセルの画像データを
得、後処理として、プラスのＶＥＮＣ用傾斜磁場パルス
時とマイナスのＶＥＮＣ用傾斜磁場パルス時との画像ベ
クトルの差の絶対値を求めることによって、静止部分の
信号を相殺し、血流部分からの信号を強調する。
る手法として知られるＰＣ法は、ＶＥＮＣ（Ｖｅｌｏｃ
ｉｔｙ Ｅｎｃｏｄｅ）用傾斜磁場パルスとして傾斜磁
場のバイポーラパルスを用い、その極性の変化方向を互
いに逆にした２回のパルスシーケンスを行ない、そこで
得た信号（ベクトル）同士の差分の絶対値を求めるもの
である。すなわち、これらの信号から得たデータをそれ
ぞれ２次元フーリエ変換して各ピクセルの画像データを
得、後処理として、プラスのＶＥＮＣ用傾斜磁場パルス
時とマイナスのＶＥＮＣ用傾斜磁場パルス時との画像ベ
クトルの差の絶対値を求めることによって、静止部分の
信号を相殺し、血流部分からの信号を強調する。
【０００３】このようにベクトル差の絶対値を求めるこ
とにより、採取された信号に含まれていた特定の速度部
分からの信号を強調することができる。すなわち、採取
された信号に含まれていた、ちょうど１８０°の位相差
を生じさせるような速度部分からの信号が最も強調さ
れ、静止部分の信号は相殺されて０となってしまう。
とにより、採取された信号に含まれていた特定の速度部
分からの信号を強調することができる。すなわち、採取
された信号に含まれていた、ちょうど１８０°の位相差
を生じさせるような速度部分からの信号が最も強調さ
れ、静止部分の信号は相殺されて０となってしまう。
【０００４】そして位相差はＶＥＮＣパルスの大きさ
（正または負の部分の大きさ）と速度とに対応するた
め、従来では、通常、オペレータが観測したい血流速に
対応してＶＥＮＣ強度を設定し、その流速の血流につき
１８０°の位相差が生じるようにし、その流速の血流部
分を強調した画像を得るようにしている。
（正または負の部分の大きさ）と速度とに対応するた
め、従来では、通常、オペレータが観測したい血流速に
対応してＶＥＮＣ強度を設定し、その流速の血流につき
１８０°の位相差が生じるようにし、その流速の血流部
分を強調した画像を得るようにしている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、血流速
は一定でなく拍動していて一定ではないため、データ収
集に問題が生じる。すなわち、血流速が、設定されたＶ
ＥＮＣ強度に対応する速度となっているのは心拍の一定
位相においてのみである。そのため、その位相以外のタ
イミングの繰り返し時間ではＶＥＮＣ強度が血流速に対
応していないことになるからである。そこで、拍動する
血流が流れる血管については十分に画像化されないとい
う問題があった。
は一定でなく拍動していて一定ではないため、データ収
集に問題が生じる。すなわち、血流速が、設定されたＶ
ＥＮＣ強度に対応する速度となっているのは心拍の一定
位相においてのみである。そのため、その位相以外のタ
イミングの繰り返し時間ではＶＥＮＣ強度が血流速に対
応していないことになるからである。そこで、拍動する
血流が流れる血管については十分に画像化されないとい
う問題があった。
【０００６】この発明は、上記に鑑み、ＶＥＮＣ強度設
定作業が不要で、拍動する血流が流れる血管について良
好な画像化を行うことができるように改善した、ＭＲイ
メージング装置を提供することを目的とする。
定作業が不要で、拍動する血流が流れる血管について良
好な画像化を行うことができるように改善した、ＭＲイ
メージング装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲイメージング装置においては、
静磁場を発生する手段と、該静磁場に重畳するよう傾斜
磁場を発生する傾斜磁場手段と、ＲＦ送信手段と、ＲＦ
受信手段と、心電波形を計測する心電計測手段と、その
心電波形をモニターして心電位相をとらえて、別途求め
ておいた心電位相と血流速との関係からその心電位相に
対応する血流速を求め、その血流速に適したＶＥＮＣ強
度に自動設定した上で、上記の傾斜磁場手段、ＲＦ送信
手段およびＲＦ受信手段を制御してスライス選択用傾斜
磁場パルス、位相エンコード用傾斜磁場パルス、読み出
し用傾斜磁場パルス、ＶＥＮＣ用傾斜磁場パルスを含む
パルスシーケンスを行なう制御手段とが備えられること
が特徴となっている。
め、この発明によるＭＲイメージング装置においては、
静磁場を発生する手段と、該静磁場に重畳するよう傾斜
磁場を発生する傾斜磁場手段と、ＲＦ送信手段と、ＲＦ
受信手段と、心電波形を計測する心電計測手段と、その
心電波形をモニターして心電位相をとらえて、別途求め
ておいた心電位相と血流速との関係からその心電位相に
対応する血流速を求め、その血流速に適したＶＥＮＣ強
度に自動設定した上で、上記の傾斜磁場手段、ＲＦ送信
手段およびＲＦ受信手段を制御してスライス選択用傾斜
磁場パルス、位相エンコード用傾斜磁場パルス、読み出
し用傾斜磁場パルス、ＶＥＮＣ用傾斜磁場パルスを含む
パルスシーケンスを行なう制御手段とが備えられること
が特徴となっている。
【０００８】心電計測器により心電波形を測定して、そ
の波形をモニターして、心電位相をとらえる。一方、心
電位相と血流速との関係は、別途、超音波ドップラー血
流速測定器やＤＢＩ法などで求めておく。そこで、心電
位相から血流速を求めることができ、その血流速に最適
なＶＥＮＣ強度を自動設定することができる。こうして
ＰＣ法のパルスシーケンスを繰り返して行えば、その各
繰り返し時間が心電位相つまり血流速に対してはランダ
ムなものであっても、その各繰り返し時間のタイミング
での血流速に最適なＶＥＮＣ強度が自動設定される。
の波形をモニターして、心電位相をとらえる。一方、心
電位相と血流速との関係は、別途、超音波ドップラー血
流速測定器やＤＢＩ法などで求めておく。そこで、心電
位相から血流速を求めることができ、その血流速に最適
なＶＥＮＣ強度を自動設定することができる。こうして
ＰＣ法のパルスシーケンスを繰り返して行えば、その各
繰り返し時間が心電位相つまり血流速に対してはランダ
ムなものであっても、その各繰り返し時間のタイミング
での血流速に最適なＶＥＮＣ強度が自動設定される。
【０００９】
【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に
かかるＭＲイメージング装置は図１に示すように構成さ
れる。この図１において、マグネットアセンブリ１１に
は、静磁場を発生するための主マグネットと、この静磁
場に重畳する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する傾斜
磁場コイルが含まれる。この静磁場及び傾斜磁場が加え
られる空間には、検査台６２に載せられた被検者６１が
挿入される。この被検者６１には、ＲＦパルスを被検者
６１に照射するとともにこの被検者６１で発生したＮＭ
Ｒ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取り付けられ
ている。さらに被検者６１には心電センサ５９も取り付
けられている。
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に
かかるＭＲイメージング装置は図１に示すように構成さ
れる。この図１において、マグネットアセンブリ１１に
は、静磁場を発生するための主マグネットと、この静磁
場に重畳する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する傾斜
磁場コイルが含まれる。この静磁場及び傾斜磁場が加え
られる空間には、検査台６２に載せられた被検者６１が
挿入される。この被検者６１には、ＲＦパルスを被検者
６１に照射するとともにこの被検者６１で発生したＮＭ
Ｒ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取り付けられ
ている。さらに被検者６１には心電センサ５９も取り付
けられている。
【００１０】マグネットアセンブリ１１の傾斜磁場コイ
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路２１が設けられる。この磁場制御回路２１には波形発
生回路５３からの波形信号が送られる。この波形発生回
路５３には、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ５１からセッ
トされている。シーケンスコントローラ５２から指示さ
れたタイミングで波形発生回路５３から傾斜磁場Ｇｘ、
Ｇｙ、Ｇｚの各々についての波形信号が生じ、これが磁
場制御回路２１に送られることにより、所定の波形のパ
ルスとされた傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚがそれぞれ発生
することになる。
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路２１が設けられる。この磁場制御回路２１には波形発
生回路５３からの波形信号が送られる。この波形発生回
路５３には、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ５１からセッ
トされている。シーケンスコントローラ５２から指示さ
れたタイミングで波形発生回路５３から傾斜磁場Ｇｘ、
Ｇｙ、Ｇｚの各々についての波形信号が生じ、これが磁
場制御回路２１に送られることにより、所定の波形のパ
ルスとされた傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚがそれぞれ発生
することになる。
【００１１】ＲＦ発振回路３１により発生させられたＲ
Ｆ信号は振幅変調回路３２に送られ、これがキャリア信
号となり、波形発生回路５３から送られてくるＲＦ波形
信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信
号は、ＲＦ電力増幅器３３を経て増幅された後、ＲＦコ
イル１２に加えられる。このＲＦ発振回路３１の発振周
波数はコンピュータ５１によって制御され、被検者６１
の身体組織の共鳴周波数に一致させられる。上記の変調
信号の波形に関する情報はコンピュータ５１から波形発
生回路５３にあらかじめ与えられる。波形発生回路５３
やＲＦ発振回路３１のタイミングはシーケンスコントロ
ーラ５２により定められる。
Ｆ信号は振幅変調回路３２に送られ、これがキャリア信
号となり、波形発生回路５３から送られてくるＲＦ波形
信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信
号は、ＲＦ電力増幅器３３を経て増幅された後、ＲＦコ
イル１２に加えられる。このＲＦ発振回路３１の発振周
波数はコンピュータ５１によって制御され、被検者６１
の身体組織の共鳴周波数に一致させられる。上記の変調
信号の波形に関する情報はコンピュータ５１から波形発
生回路５３にあらかじめ与えられる。波形発生回路５３
やＲＦ発振回路３１のタイミングはシーケンスコントロ
ーラ５２により定められる。
【００１２】ＲＦコイル１２によって受信されたＮＭＲ
信号は前置増幅器４１を経て位相検波回路４２に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路３１からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ５２によって制御されたＡ／Ｄ変換器
４３により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器４３か
ら得られたデータはコンピュータ５１に取り込まれ、こ
のコンピュータ５１において２次元フーリエ変換が行わ
れて、各ピクセルの画像データが再現される。
信号は前置増幅器４１を経て位相検波回路４２に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路３１からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ５２によって制御されたＡ／Ｄ変換器
４３により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器４３か
ら得られたデータはコンピュータ５１に取り込まれ、こ
のコンピュータ５１において２次元フーリエ変換が行わ
れて、各ピクセルの画像データが再現される。
【００１３】このコンピュータ５１にはディスプレイ装
置５４、キーボード５５、マウス５６、記録装置５７お
よび心電計測器５８が接続されている。ディスプレイ装
置５４により、再構成されたＭＲ画像などが表示され
る。キーボード５５、マウス５６などによって撮像シー
ケンスや撮像パラメータ等の入力・設定が行なわれる。
記録装置５７は光磁気ディスク装置などからなり、得ら
れた画像等のデータを記録する。心電計測器５８は心電
センサ５９を介して被検者６１の心電波形を計測するも
のである。この計測された心電波形は図３の（ｂ）のよ
うな波形となり、この波形信号がコンピュータ５１に送
られて、コンピュータ５１がリアルタイムでこの心電波
形をモニターする。
置５４、キーボード５５、マウス５６、記録装置５７お
よび心電計測器５８が接続されている。ディスプレイ装
置５４により、再構成されたＭＲ画像などが表示され
る。キーボード５５、マウス５６などによって撮像シー
ケンスや撮像パラメータ等の入力・設定が行なわれる。
記録装置５７は光磁気ディスク装置などからなり、得ら
れた画像等のデータを記録する。心電計測器５８は心電
センサ５９を介して被検者６１の心電波形を計測するも
のである。この計測された心電波形は図３の（ｂ）のよ
うな波形となり、この波形信号がコンピュータ５１に送
られて、コンピュータ５１がリアルタイムでこの心電波
形をモニターする。
【００１４】ＰＣ法では、図２に示すようなパルスシー
ケンスが行われる。ＲＦパルス７１の印加時に同時にス
ライス選択用の傾斜磁場パルス（ここではＧｚパルス）
７２を加えて、Ｚ方向の１箇所を選択励起する。その後
位相エンコード用傾斜磁場パルス（Ｇｙパルス）７３を
加えるとともに、反転する読み出し（および周波数エン
コード）用傾斜磁場パルス（Ｇｘパルス）７４を加え、
共鳴信号７５を発生させる点は、通常の撮像シーケンス
と同様である。さらに、ＰＣ法では、どれか（あるいは
すべて）の傾斜磁場の正から負あるいは負から正へと反
転するバイポーラパルスをＶＥＮＣパルス７６として加
え、同じ位相エンコードのシーケンスを２回行ない、そ
の各々でＶＥＮＣパルス７６の反転する方向を逆にす
る。
ケンスが行われる。ＲＦパルス７１の印加時に同時にス
ライス選択用の傾斜磁場パルス（ここではＧｚパルス）
７２を加えて、Ｚ方向の１箇所を選択励起する。その後
位相エンコード用傾斜磁場パルス（Ｇｙパルス）７３を
加えるとともに、反転する読み出し（および周波数エン
コード）用傾斜磁場パルス（Ｇｘパルス）７４を加え、
共鳴信号７５を発生させる点は、通常の撮像シーケンス
と同様である。さらに、ＰＣ法では、どれか（あるいは
すべて）の傾斜磁場の正から負あるいは負から正へと反
転するバイポーラパルスをＶＥＮＣパルス７６として加
え、同じ位相エンコードのシーケンスを２回行ない、そ
の各々でＶＥＮＣパルス７６の反転する方向を逆にす
る。
【００１５】図２では、読み出し用傾斜磁場Ｇｘについ
てＶＥＮＣパルス７６を加えている。左側に示すパルス
シーケンスと右側に示すパルスシーケンスでは、位相エ
ンコード用のＧｙパルス７３の大きさが同じにされて同
量の位相エンコードがなされるようになっており、一方
（左側）のパルスシーケンスではＶＥＮＣパルス７６は
正から負へと反転しているが、他方（右側）のパルスシ
ーケンスでは負から正へと、バイポーラグラジェントの
反転する方向が逆になっている。
てＶＥＮＣパルス７６を加えている。左側に示すパルス
シーケンスと右側に示すパルスシーケンスでは、位相エ
ンコード用のＧｙパルス７３の大きさが同じにされて同
量の位相エンコードがなされるようになっており、一方
（左側）のパルスシーケンスではＶＥＮＣパルス７６は
正から負へと反転しているが、他方（右側）のパルスシ
ーケンスでは負から正へと、バイポーラグラジェントの
反転する方向が逆になっている。
【００１６】ＶＥＮＣパルス７６を加えることにより、
動いている物体からの信号に位相シフトが生じる。ここ
ではＶＥＮＣパルス７６はＸ方向の傾斜磁場Ｇｘを用い
ているため、共鳴信号７５のうちＸ方向に動いている部
分からの成分の位相がシフトする。すなわち、ＶＥＮＣ
パルス７６は、同じ大きさの正・負のパルスからなるた
め、静止部分ではこれらパルスの影響は相殺されてしま
うが、Ｘ方向に動いている部分は正のパルス印加時点と
負のパルス印加時点ではＸ方向に異なる位置に動いてお
り、このＶＥＮＣパルス７６はＧｘを用いているのでＸ
方向の異なる位置では磁場強度が異なるため、正と負と
で磁場の印加量に差が生じる。つまり、最初の正（また
は負）のパルスで生じた位相シフトが、後の負（または
正）のパルスで戻しきれないか、戻し過ぎてしまい、結
果的に位相シフトが残る。この移動部分での位相シフト
は、ＶＥＮＣパルス７６の反転方向を逆にした２つのパ
ルスシーケンス（図の左側と右側）で逆方向に現われ
る。
動いている物体からの信号に位相シフトが生じる。ここ
ではＶＥＮＣパルス７６はＸ方向の傾斜磁場Ｇｘを用い
ているため、共鳴信号７５のうちＸ方向に動いている部
分からの成分の位相がシフトする。すなわち、ＶＥＮＣ
パルス７６は、同じ大きさの正・負のパルスからなるた
め、静止部分ではこれらパルスの影響は相殺されてしま
うが、Ｘ方向に動いている部分は正のパルス印加時点と
負のパルス印加時点ではＸ方向に異なる位置に動いてお
り、このＶＥＮＣパルス７６はＧｘを用いているのでＸ
方向の異なる位置では磁場強度が異なるため、正と負と
で磁場の印加量に差が生じる。つまり、最初の正（また
は負）のパルスで生じた位相シフトが、後の負（または
正）のパルスで戻しきれないか、戻し過ぎてしまい、結
果的に位相シフトが残る。この移動部分での位相シフト
は、ＶＥＮＣパルス７６の反転方向を逆にした２つのパ
ルスシーケンス（図の左側と右側）で逆方向に現われ
る。
【００１７】そこで、これら２つのパルスシーケンス
（図の左側と右側）とで得た信号（ベクトル）の差の絶
対値をとれば、位相差１８０°を生じさせるような速度
でＸ方向に移動していく部分からの信号が最も大きなも
のとなる。つまり、ある速度で移動している部分からの
信号の差の絶対値は、その部分からの信号の位相差が１
８０°となるようなＶＥＮＣパルス強度（正または負の
部分の面積）を与えたときに、最も大きくなる。したが
って、観測したい血管の流速に対応してＶＥＮＣパルス
７６を設定し、その流速で１８０°の位相差が生じるよ
うにすればよい。
（図の左側と右側）とで得た信号（ベクトル）の差の絶
対値をとれば、位相差１８０°を生じさせるような速度
でＸ方向に移動していく部分からの信号が最も大きなも
のとなる。つまり、ある速度で移動している部分からの
信号の差の絶対値は、その部分からの信号の位相差が１
８０°となるようなＶＥＮＣパルス強度（正または負の
部分の面積）を与えたときに、最も大きくなる。したが
って、観測したい血管の流速に対応してＶＥＮＣパルス
７６を設定し、その流速で１８０°の位相差が生じるよ
うにすればよい。
【００１８】ここでは、図３の（ａ）に示すように、Ｔ
Ｒ（図２の左側あるいは右側のパルスシーケンスの繰り
返し時間）が心拍とは関係なく連続的に繰り返されてい
るものとする。このとき、コンピュータ５１は図３の
（ｂ）のような心電波形をリアルタイムでモニターして
いるので、たとえばＲ波からの遅延時間により、各ＴＲ
が心拍周期のどの位相にあるかをとらえることができ
る。
Ｒ（図２の左側あるいは右側のパルスシーケンスの繰り
返し時間）が心拍とは関係なく連続的に繰り返されてい
るものとする。このとき、コンピュータ５１は図３の
（ｂ）のような心電波形をリアルタイムでモニターして
いるので、たとえばＲ波からの遅延時間により、各ＴＲ
が心拍周期のどの位相にあるかをとらえることができ
る。
【００１９】一方、心拍周期と血流速との関係は、あら
かじめ超音波ドップラー血流速測定器やＤＢＩ法などで
図３の（ｃ）のように求めておく。なおＤＢＩ法（ダイ
レクトボーラスイメージング法）は、ＭＲイメージング
装置を用いて血流速をダイレクトに測定する方法であ
り、血流に直角なスライス面を励起したときにその励起
血流がエコー時間後にそのスライス面から離れている様
子をスライス面に平行な方向からの画像化によって観測
するものである（清水公治「ＭＲイメージングによる血
流の定量化」映像情報（Ｍ）Ｖｏｌ．２０、Ｎｏ．２、
１９８８、ｐｐ．９０−９４）。そして、この心拍周期
と血流速との関係があらかじめコンピュータ５１に記憶
させられており、そのため、この図３の（ｃ）のような
データから、各ＴＲのタイミングでの血流速を知り、そ
れに応じた最適ＶＥＮＣ強度を図３の（ｄ）のように自
動設定することができる。
かじめ超音波ドップラー血流速測定器やＤＢＩ法などで
図３の（ｃ）のように求めておく。なおＤＢＩ法（ダイ
レクトボーラスイメージング法）は、ＭＲイメージング
装置を用いて血流速をダイレクトに測定する方法であ
り、血流に直角なスライス面を励起したときにその励起
血流がエコー時間後にそのスライス面から離れている様
子をスライス面に平行な方向からの画像化によって観測
するものである（清水公治「ＭＲイメージングによる血
流の定量化」映像情報（Ｍ）Ｖｏｌ．２０、Ｎｏ．２、
１９８８、ｐｐ．９０−９４）。そして、この心拍周期
と血流速との関係があらかじめコンピュータ５１に記憶
させられており、そのため、この図３の（ｃ）のような
データから、各ＴＲのタイミングでの血流速を知り、そ
れに応じた最適ＶＥＮＣ強度を図３の（ｄ）のように自
動設定することができる。
【００２０】ＴＲが十分に短い場合は図２の左側と右側
のパルスシーケンスを同じ位相エンコード量で続けて行
うことができるが、そうでない場合は図２の左側か右側
のパルスシーケンスの一方を一つの位相エンコード量・
その時の流速に対応したＶＥＮＣ強度で行い、後で同じ
流速となったタイミングのＴＲでふたたび同一の位相エ
ンコード量で左側か右側の他方のシーケンスを行う。
のパルスシーケンスを同じ位相エンコード量で続けて行
うことができるが、そうでない場合は図２の左側か右側
のパルスシーケンスの一方を一つの位相エンコード量・
その時の流速に対応したＶＥＮＣ強度で行い、後で同じ
流速となったタイミングのＴＲでふたたび同一の位相エ
ンコード量で左側か右側の他方のシーケンスを行う。
【００２１】なお、この発明は、その趣旨を逸脱しない
範囲で種々に変更できることはもちろんである。たとえ
ば、上記ではＶＥＮＣ用傾斜磁場としてＧｘを用いた
が、他の傾斜磁場を用いることもできる。また、図２に
示すようにグラジェントエコー法にＰＣ法を適用したパ
ルスシーケンスを例にあげて説明したが、他のパルスシ
ーケンスにＰＣ法を適用した場合でも同様である。
範囲で種々に変更できることはもちろんである。たとえ
ば、上記ではＶＥＮＣ用傾斜磁場としてＧｘを用いた
が、他の傾斜磁場を用いることもできる。また、図２に
示すようにグラジェントエコー法にＰＣ法を適用したパ
ルスシーケンスを例にあげて説明したが、他のパルスシ
ーケンスにＰＣ法を適用した場合でも同様である。
【００２２】
【発明の効果】以上説明したように、この発明のＭＲイ
メージング装置によれば、血流が拍動している場合で
も、その変動する流速に合わせてつねに最適なＶＥＮＣ
強度の自動設定されたＰＣ法を行い、優れた血管像を得
ることができる。ＶＥＮＣ強度は自動設定されるので、
オペレータの設定操作の負担が軽減される。
メージング装置によれば、血流が拍動している場合で
も、その変動する流速に合わせてつねに最適なＶＥＮＣ
強度の自動設定されたＰＣ法を行い、優れた血管像を得
ることができる。ＶＥＮＣ強度は自動設定されるので、
オペレータの設定操作の負担が軽減される。
【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。
【図２】同実施形態で用いるパルスシーケンスを示すタ
イムチャート。
イムチャート。
【図３】ＴＲのタイミングと心電波形と血流速とＶＥＮ
Ｃ強度との関係を示すタイムチャート。
Ｃ強度との関係を示すタイムチャート。
１１ マグネットアセンブリ １２ ＲＦコイル ２１ 磁場制御回路 ３１ ＲＦ発振回路 ３２ 振幅変調回路 ３３ ＲＦ電力増幅器 ４１ 前置増幅器 ４２ 位相検波回路 ４３ Ａ／Ｄ変換器 ５１ コンピュータ ５２ シーケンスコントローラ ５３ 波形発生回路 ５４ ディスプレイ装置 ５５ キーボード ５６ マウス ５７ 記録装置 ５８ 心電計測器 ５９ 心電センサ ６１ 被検者 ６２ 検査台 ７１ ＲＦ励起パルス ７２ スライス選択用傾斜磁場パルス ７３ 位相エンコード用傾斜磁場パル
ス ７４ 読み出し用傾斜磁場パルス ７５ 共鳴信号 ７６ ＶＥＮＣ用傾斜磁場パルス
ス ７４ 読み出し用傾斜磁場パルス ７５ 共鳴信号 ７６ ＶＥＮＣ用傾斜磁場パルス
Claims (1)
- 【請求項１】 静磁場を発生する手段と、該静磁場に重
畳するよう傾斜磁場を発生する傾斜磁場手段と、ＲＦ送
信手段と、ＲＦ受信手段と、心電波形を計測する心電計
測手段と、その心電波形をモニターして心電位相をとら
えて、別途求めておいた心電位相と血流速との関係から
その心電位相に対応する血流速を求め、その血流速に適
したＶＥＮＣ強度に自動設定した上で、上記の傾斜磁場
手段、ＲＦ送信手段およびＲＦ受信手段を制御してスラ
イス選択用傾斜磁場パルス、位相エンコード用傾斜磁場
パルス、読み出し用傾斜磁場パルス、ＶＥＮＣ用傾斜磁
場パルスを含むパルスシーケンスを行なう制御手段とを
備えることを特徴とするＭＲイメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9128118A JPH10295667A (ja) | 1997-04-30 | 1997-04-30 | Ｍｒイメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9128118A JPH10295667A (ja) | 1997-04-30 | 1997-04-30 | Ｍｒイメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10295667A true JPH10295667A (ja) | 1998-11-10 |
Family
ID=14976832
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9128118A Pending JPH10295667A (ja) | 1997-04-30 | 1997-04-30 | Ｍｒイメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10295667A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012024604A (ja) * | 2005-09-22 | 2012-02-09 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| EP2492704A1 (de) | 2011-02-25 | 2012-08-29 | Max-Delbrück-Centrum Für Molekulare Medizin | MRT-Flussmessung mit zusätzlichem Sensor zur VENC-Einstellung |
-
1997
- 1997-04-30 JP JP9128118A patent/JPH10295667A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012024604A (ja) * | 2005-09-22 | 2012-02-09 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| EP2492704A1 (de) | 2011-02-25 | 2012-08-29 | Max-Delbrück-Centrum Für Molekulare Medizin | MRT-Flussmessung mit zusätzlichem Sensor zur VENC-Einstellung |
| WO2012113940A1 (de) | 2011-02-25 | 2012-08-30 | Max-Delbrück-Centrum für Molekulare Medizin | Mrt-flussmessung oder mrt-elastographie mit zusätzlichem sensor zur venc-einstellung |
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