JPH1075937A - Ｍｒアンジオグラフィ計測法及び装置 - Google Patents
Ｍｒアンジオグラフィ計測法及び装置Info
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- JPH1075937A JPH1075937A JP8232775A JP23277596A JPH1075937A JP H1075937 A JPH1075937 A JP H1075937A JP 8232775 A JP8232775 A JP 8232775A JP 23277596 A JP23277596 A JP 23277596A JP H1075937 A JPH1075937 A JP H1075937A
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- G—PHYSICS
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
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-
- G—PHYSICS
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Abstract
(57)【要約】
【課題】血流を描出する際に心拍動に起因する血流速の
変化の影響を受けにくく、しかも撮影時間の延長を招く
ことのないＭＲアンジオグラフィ計測方法及びそのＭＲ
Ｉ装置を提供する。 【解決手段】血流に対して異なる位相回転を与える複数
（Ｎ）の基本シーケンスからなるＭＲアンジオグラフィ
計測シーケンスを実行する際に、被検体の心電図または
脈波信号を参照して、１心周期ごとに１つの基本シーケ
ンスを所定回数（Ｌ回）繰り返す。そしてＮ心周期を１
サイクルとした計測を繰り返し、最終的に各基本シーケ
ンスについてｋ空間全体を占めるデータを取得する。こ
の際、基本シーケンスの繰り返しにおける位相エンコー
ド傾斜磁場の印加順序を制御して１心周期の拡張期に相
当する時相でｋ空間低域のデータを収集し、収縮期に相
当する時相でｋ空間高域のデータを収集する。
変化の影響を受けにくく、しかも撮影時間の延長を招く
ことのないＭＲアンジオグラフィ計測方法及びそのＭＲ
Ｉ装置を提供する。 【解決手段】血流に対して異なる位相回転を与える複数
（Ｎ）の基本シーケンスからなるＭＲアンジオグラフィ
計測シーケンスを実行する際に、被検体の心電図または
脈波信号を参照して、１心周期ごとに１つの基本シーケ
ンスを所定回数（Ｌ回）繰り返す。そしてＮ心周期を１
サイクルとした計測を繰り返し、最終的に各基本シーケ
ンスについてｋ空間全体を占めるデータを取得する。こ
の際、基本シーケンスの繰り返しにおける位相エンコー
ド傾斜磁場の印加順序を制御して１心周期の拡張期に相
当する時相でｋ空間低域のデータを収集し、収縮期に相
当する時相でｋ空間高域のデータを収集する。
Description
【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）装置に関し、特に血管系の走行を描出す
る際に心拍動に起因する血流速の変化の影響を受けにく
いＭＲアンジオグラフィ（以下、ＭＲＡという）計測方
法及び装置に関するものである。
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）装置に関し、特に血管系の走行を描出す
る際に心拍動に起因する血流速の変化の影響を受けにく
いＭＲアンジオグラフィ（以下、ＭＲＡという）計測方
法及び装置に関するものである。
【０００２】
【従米の技術】ＭＲＩ計測は、被検体組織を構成する原
子核スピンを高周波磁場を印加することによって励起
し、それによってスピンが発生するＮＭＲ信号を計測
し、スピンの空間分布やスペクトルを描画する。この
際、ＮＭＲ信号に位置情報を付与するために傾斜磁場が
印加される。このようなＭＲＩ計測で対象とする原子核
スピンは通常水素原子の原子核スピンであり、組織を構
成するスピンは静止しているのに対し、血流を構成する
スピンは移動する。このことを利用して、ＭＲＩ装置に
おける血流描画法（ＭＲＡ）が種々開発されている。
子核スピンを高周波磁場を印加することによって励起
し、それによってスピンが発生するＮＭＲ信号を計測
し、スピンの空間分布やスペクトルを描画する。この
際、ＮＭＲ信号に位置情報を付与するために傾斜磁場が
印加される。このようなＭＲＩ計測で対象とする原子核
スピンは通常水素原子の原子核スピンであり、組織を構
成するスピンは静止しているのに対し、血流を構成する
スピンは移動する。このことを利用して、ＭＲＩ装置に
おける血流描画法（ＭＲＡ）が種々開発されている。
【０００３】血流描画法としては、スライス面への流入
効果を用いたタイムオブフライト（Time-of-Flight:Ｔ
ＯＦ）法、血流による位相拡散の有無を用いて差分を行
なうフェイズセンシティブ（Phase-sensetive:ＰＳ）
法、血流による位相拡散の極性を反転し、差分を行なう
フェイズコントラスト（Phase-contrast:ＰＣ）法、の
３種類の方法が主に用いられている。
効果を用いたタイムオブフライト（Time-of-Flight:Ｔ
ＯＦ）法、血流による位相拡散の有無を用いて差分を行
なうフェイズセンシティブ（Phase-sensetive:ＰＳ）
法、血流による位相拡散の極性を反転し、差分を行なう
フェイズコントラスト（Phase-contrast:ＰＣ）法、の
３種類の方法が主に用いられている。
【０００４】後二者は、傾斜磁場を印加したときに、血
流のような移動スピンがその移動速度に関連した位相変
化を受けることを利用したもので、ＰＳ法では信号計測
時に静止スピンの位相と移動スピンの位相が揃わないよ
うに傾斜磁場を印加するシーケンス（ディフェイズシー
ケンス）と、信号計測時に静止スピンの位相と移動スピ
ンの位相が揃うように傾斜磁場を印加するシーケンス
（リフェイズシーケンス）とを組合せ両者の差分をとっ
て血流部分を描画するものである。またＰＣ法は、血流
の方向に極性の異なる傾斜磁場（フローエンコード傾斜
磁場という）を印加するシーケンスを動作させて取得し
たデータの差分をとるもので、６個のシーケンスを動作
させることにより３軸についてのデータを得ることがで
きる。また４個のシーケンスの組合せで３軸についての
データを得る方法も提案されている。
流のような移動スピンがその移動速度に関連した位相変
化を受けることを利用したもので、ＰＳ法では信号計測
時に静止スピンの位相と移動スピンの位相が揃わないよ
うに傾斜磁場を印加するシーケンス（ディフェイズシー
ケンス）と、信号計測時に静止スピンの位相と移動スピ
ンの位相が揃うように傾斜磁場を印加するシーケンス
（リフェイズシーケンス）とを組合せ両者の差分をとっ
て血流部分を描画するものである。またＰＣ法は、血流
の方向に極性の異なる傾斜磁場（フローエンコード傾斜
磁場という）を印加するシーケンスを動作させて取得し
たデータの差分をとるもので、６個のシーケンスを動作
させることにより３軸についてのデータを得ることがで
きる。また４個のシーケンスの組合せで３軸についての
データを得る方法も提案されている。
【０００５】ところで心拍動に応じて特に動脈系の血流
速度が変化することは周知の事実であるが、血流速度の
変化は上記ＭＲＡ計測においては血流信号強度の変化を
もたらす。特にＰＣ法、ＰＳ法においては、移動スピン
の速度の変化に応じて位相にも変化が生じるため、結果
的に差分信号強度の変化に結び付く。しかし従来の計測
方法では、一連の計測をこの心拍動周期とは無関係に行
っていたために、どの心時相でエコー信号を収集し、計
測空間（データが配列される空間：ｋ空間ともいう）の
どの成分を埋めていくのかによって、得られる画像のコ
ントラストが変化したり、アーチファクト等の原因とな
っていた。
速度が変化することは周知の事実であるが、血流速度の
変化は上記ＭＲＡ計測においては血流信号強度の変化を
もたらす。特にＰＣ法、ＰＳ法においては、移動スピン
の速度の変化に応じて位相にも変化が生じるため、結果
的に差分信号強度の変化に結び付く。しかし従来の計測
方法では、一連の計測をこの心拍動周期とは無関係に行
っていたために、どの心時相でエコー信号を収集し、計
測空間（データが配列される空間：ｋ空間ともいう）の
どの成分を埋めていくのかによって、得られる画像のコ
ントラストが変化したり、アーチファクト等の原因とな
っていた。
【０００６】すなわち、スピンの位相は傾斜磁場の印加
によって与えられる位置情報であり、本来、実空間の位
置に依存（磁場中心からの距離に比例）し、各位相エン
コードステップで一定であるべきある。しかし血流を構
成するスピンは、心拍動により周期的に変動する回転を
与えられるために、血流信号に対して与えられる位置情
報がエンコードステップ毎に異なることとなり、結果と
して血流信号は一箇所に結像せず位相方向に流れたアー
チファクトとなって現われる。特にＰＣ法やＰＳ法の場
合は、定常流に対して速度に比例した位相回転を与える
フローエンコードパルスまたはディフェイズパルスを印
加するため、この問題は顕著となる。
によって与えられる位置情報であり、本来、実空間の位
置に依存（磁場中心からの距離に比例）し、各位相エン
コードステップで一定であるべきある。しかし血流を構
成するスピンは、心拍動により周期的に変動する回転を
与えられるために、血流信号に対して与えられる位置情
報がエンコードステップ毎に異なることとなり、結果と
して血流信号は一箇所に結像せず位相方向に流れたアー
チファクトとなって現われる。特にＰＣ法やＰＳ法の場
合は、定常流に対して速度に比例した位相回転を与える
フローエンコードパルスまたはディフェイズパルスを印
加するため、この問題は顕著となる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】このような心拍動によ
って生じる信号強度の変化やアーチファクトを防止する
ために、心電同期計測を行うことが有効であることが知
られている。図１０はＰＳ法のシーケンスに心電同期計
測を適用したもので、このシーケンスでは、１心周期で
リフェイズシーケンスを繰り返し、次の心周期でディフ
ェイズシーケンスを繰り返し、２心周期で１位相エンコ
ードステップの１組のデータを取得する。この心電同期
計測は常に所定の心時相のみで１画像のためのデータを
収集し、同一心時相のデータでｋ空間を埋めている。従
って、図１０の計測では各心時相（１〜Ｌ心時相までの
Ｌ枚）の画像を得ることができ、画像コントラストの不
均一やアーチファクトのない画像を得ることができる。
って生じる信号強度の変化やアーチファクトを防止する
ために、心電同期計測を行うことが有効であることが知
られている。図１０はＰＳ法のシーケンスに心電同期計
測を適用したもので、このシーケンスでは、１心周期で
リフェイズシーケンスを繰り返し、次の心周期でディフ
ェイズシーケンスを繰り返し、２心周期で１位相エンコ
ードステップの１組のデータを取得する。この心電同期
計測は常に所定の心時相のみで１画像のためのデータを
収集し、同一心時相のデータでｋ空間を埋めている。従
って、図１０の計測では各心時相（１〜Ｌ心時相までの
Ｌ枚）の画像を得ることができ、画像コントラストの不
均一やアーチファクトのない画像を得ることができる。
【０００８】しかしこの計測では、２心周期で１位相エ
ンコードステップの計測を行うため、１枚の画像を構成
するため必要な位相エンコードステップ数（Ｊ）を得る
ためには、その２倍（２Ｊ）の心周期分のシーケンスの
繰り返しが必要となる。従って１心周期を約１秒、Ｊを
２５６とすると１回の計測に約８．５分（＝２５６×２
÷６０）を要することになる。またＰＣ法では、６又は
４個の異なる種類のシーケンスを組合せて１位相エンコ
ードについての１組のデータを得るようにしているの
で、計測時間は更に長くなる。このため三次元撮像に上
述の心電同期を適用することは実用上は不可能であった
り、二次元の撮像のみに限定される結果となっていた。
ンコードステップの計測を行うため、１枚の画像を構成
するため必要な位相エンコードステップ数（Ｊ）を得る
ためには、その２倍（２Ｊ）の心周期分のシーケンスの
繰り返しが必要となる。従って１心周期を約１秒、Ｊを
２５６とすると１回の計測に約８．５分（＝２５６×２
÷６０）を要することになる。またＰＣ法では、６又は
４個の異なる種類のシーケンスを組合せて１位相エンコ
ードについての１組のデータを得るようにしているの
で、計測時間は更に長くなる。このため三次元撮像に上
述の心電同期を適用することは実用上は不可能であった
り、二次元の撮像のみに限定される結果となっていた。
【０００９】そこで本発明は、撮像時間の延長を抑えて
安定した画像を得ることの可能なＭＲＡ計測方法を提供
することを目的とする。
安定した画像を得ることの可能なＭＲＡ計測方法を提供
することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明によるＭＲＡ計測方法においては、画像のコ
ントラストはｋ空間における低域データ（中央部のデー
タ）によって支配され、画像上の微細な空間変化は高域
データ（周辺部データ）によって支配されることに着目
し、各心時相において計測される信号を、コントラスト
に与える影響を考慮してｋ空間に配置し、１枚の画像を
構成するようにしたものである。
に、本発明によるＭＲＡ計測方法においては、画像のコ
ントラストはｋ空間における低域データ（中央部のデー
タ）によって支配され、画像上の微細な空間変化は高域
データ（周辺部データ）によって支配されることに着目
し、各心時相において計測される信号を、コントラスト
に与える影響を考慮してｋ空間に配置し、１枚の画像を
構成するようにしたものである。
【００１１】このため、本発明のＭＲＡ計測方法では、
ＭＲアンジオグラフィ計測シーケンスの実行の際に、被
検体の心電図または脈波信号を参照して、エコー信号毎
に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加順序を制御
する。心電図または脈波信号を参照することにより、１
心周期の各心時相で計測される信号を、所定のｋ空間配
置となるように位相エンコードを付与することができ
る。これにより例えば血流速が最も速くなる心時相で取
得された信号は、画像のコントラストに影響の少ない高
周波領域に配置し、血流速が遅い心時相で取得された信
号は、画像のコントラストに影響を与える低周波領域に
配置し、１心周期で計測されたほぼ全ての信号を１枚の
画像用に用いることができる。
ＭＲアンジオグラフィ計測シーケンスの実行の際に、被
検体の心電図または脈波信号を参照して、エコー信号毎
に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加順序を制御
する。心電図または脈波信号を参照することにより、１
心周期の各心時相で計測される信号を、所定のｋ空間配
置となるように位相エンコードを付与することができ
る。これにより例えば血流速が最も速くなる心時相で取
得された信号は、画像のコントラストに影響の少ない高
周波領域に配置し、血流速が遅い心時相で取得された信
号は、画像のコントラストに影響を与える低周波領域に
配置し、１心周期で計測されたほぼ全ての信号を１枚の
画像用に用いることができる。
【００１２】本発明が好適に適用されるＭＲＡ計測法
は、血流に対してそれぞれ異なる位相回転を与える複数
（Ｎ個）の基本シーケンスの組み合わせで構成され、基
本シーケンス数（Ｎ）と同数のデータセット間の演算に
より血管画像を作成するＭＲＡ計測であり、特に直交三
軸の傾斜磁場の印加方向に沿った血液の移動速度に比例
して各々極性の異なる位相シフトを生じさせる各軸一対
のフローエンコードパルスを有する合計６種の基本シー
ケンスを繰り返して、６セットのデータセットを取得
し、各々２セットずつの演算により３軸それぞれの血流
を検出するＰＣ法、直交三軸に同時に印加されるフロー
エンコードパルスの極性の組合せが全て異なる合計４種
の基本シーケンスを繰り返し、４セットのデータセット
を取得し、４セット間の演算により３軸それぞれの血流
を分離検出するＰＣ法、或いは直交三軸の１軸以上に少
なくとも１次の位相戻しを行うフローリフェイズ傾斜磁
場パルスを有するリフェイズシーケンスと、同じ軸方向
に１次項以上の位相拡散を与えるフローディフェイズ傾
斜磁場パルスを有するディフェイズシーケンスの２種の
基本シーケンスを繰り返し、２セットのデータセットを
取得し、２セット間の差分演算により血流を検出するＰ
Ｓ法に適用される。
は、血流に対してそれぞれ異なる位相回転を与える複数
（Ｎ個）の基本シーケンスの組み合わせで構成され、基
本シーケンス数（Ｎ）と同数のデータセット間の演算に
より血管画像を作成するＭＲＡ計測であり、特に直交三
軸の傾斜磁場の印加方向に沿った血液の移動速度に比例
して各々極性の異なる位相シフトを生じさせる各軸一対
のフローエンコードパルスを有する合計６種の基本シー
ケンスを繰り返して、６セットのデータセットを取得
し、各々２セットずつの演算により３軸それぞれの血流
を検出するＰＣ法、直交三軸に同時に印加されるフロー
エンコードパルスの極性の組合せが全て異なる合計４種
の基本シーケンスを繰り返し、４セットのデータセット
を取得し、４セット間の演算により３軸それぞれの血流
を分離検出するＰＣ法、或いは直交三軸の１軸以上に少
なくとも１次の位相戻しを行うフローリフェイズ傾斜磁
場パルスを有するリフェイズシーケンスと、同じ軸方向
に１次項以上の位相拡散を与えるフローディフェイズ傾
斜磁場パルスを有するディフェイズシーケンスの２種の
基本シーケンスを繰り返し、２セットのデータセットを
取得し、２セット間の差分演算により血流を検出するＰ
Ｓ法に適用される。
【００１３】上記ＰＣ法やＰＳ法は、血流速による位相
回転が静止スピンと異なることを利用して差分信号から
画像を再構成する計測法であるため、心拍動による血流
の変化を考慮したｋ空間配置とすることにより、フロー
アーチファクトの影響を除くことができる。
回転が静止スピンと異なることを利用して差分信号から
画像を再構成する計測法であるため、心拍動による血流
の変化を考慮したｋ空間配置とすることにより、フロー
アーチファクトの影響を除くことができる。
【００１４】本発明のＭＲＡ計測法において好適には、
基本シーケンスの動作時において、心電図または脈波信
号におけるＲ波等のトリガ信号に同期して、１心周期内
の拡張期に相当する時相でｋ空間低域のデータ収集を行
い、収縮期に相当する時相でｋ空間高域のデータ収集を
行うよう、位相エンコード傾斜磁場の印加順序及びｋ空
間におけるデータ配列を制御する。
基本シーケンスの動作時において、心電図または脈波信
号におけるＲ波等のトリガ信号に同期して、１心周期内
の拡張期に相当する時相でｋ空間低域のデータ収集を行
い、収縮期に相当する時相でｋ空間高域のデータ収集を
行うよう、位相エンコード傾斜磁場の印加順序及びｋ空
間におけるデータ配列を制御する。
【００１５】一般に拡張期は比較的血流速が遅く、この
時相において取得されたデータをコントラストへの寄与
が大きいｋ空間低域に配置する。また収縮期は比較的血
流速が速く、この時相において取得されたデータをコン
トラストへの寄与の少ないｋ空間高域に配置する。これ
により、相対的に流速が速くかつ空間的に低周波成分を
有する主幹動脈のコントラストに影響を与える成分をよ
り低速流として捉え、相対的に流速が遅くかつ空間的に
高周波成分を有する末梢動脈のコントラストに影響を与
える成分をより高速流として捉えることができる。流速
検出のダイナミックレンジを狭くし、血流検出感度を高
めることができる。
時相において取得されたデータをコントラストへの寄与
が大きいｋ空間低域に配置する。また収縮期は比較的血
流速が速く、この時相において取得されたデータをコン
トラストへの寄与の少ないｋ空間高域に配置する。これ
により、相対的に流速が速くかつ空間的に低周波成分を
有する主幹動脈のコントラストに影響を与える成分をよ
り低速流として捉え、相対的に流速が遅くかつ空間的に
高周波成分を有する末梢動脈のコントラストに影響を与
える成分をより高速流として捉えることができる。流速
検出のダイナミックレンジを狭くし、血流検出感度を高
めることができる。
【００１６】本発明のＭＲＡ計測法は、より具体的には
１）心電図または脈波信号におけるＲ波等のトリガ信号
の受信時から次のトリガ信号までの期間を１心周期とし
て、第１の心周期において第１の基本シーケンスを位相
エンコードステップを変化させながら、所定のステップ
数（Ｌ）分実行し、２）引き続く第２の心周期において
同ステップ数分の第２の基本シーケンスを動作させ、
３）同様にして基本シーケンスを変えながら第Ｎ心周期
まで実行し、４）以下１）から３）までを１サイクルと
して、未実行の位相エンコードステップで第１〜第Ｎ基
本シーケンスを動作させることを繰り返し、５）Ｍ回の
サイクルの終了時に、Ｎ個の基本シーケンスの各々に対
してＭ心周期分のデータ収集を行い、Ｌ×Ｍステップの
位相エンコードデータを得る。この際、１心周期内の拡
張期に相当する時相でｋ空間低域のデータ収集を行い、
収縮期に相当する時相でｋ空間高域のデータ収集を行う
よう、位相エンコード傾斜磁場の印加順序及びｋ空間に
おけるデータ配列を制御する。
１）心電図または脈波信号におけるＲ波等のトリガ信号
の受信時から次のトリガ信号までの期間を１心周期とし
て、第１の心周期において第１の基本シーケンスを位相
エンコードステップを変化させながら、所定のステップ
数（Ｌ）分実行し、２）引き続く第２の心周期において
同ステップ数分の第２の基本シーケンスを動作させ、
３）同様にして基本シーケンスを変えながら第Ｎ心周期
まで実行し、４）以下１）から３）までを１サイクルと
して、未実行の位相エンコードステップで第１〜第Ｎ基
本シーケンスを動作させることを繰り返し、５）Ｍ回の
サイクルの終了時に、Ｎ個の基本シーケンスの各々に対
してＭ心周期分のデータ収集を行い、Ｌ×Ｍステップの
位相エンコードデータを得る。この際、１心周期内の拡
張期に相当する時相でｋ空間低域のデータ収集を行い、
収縮期に相当する時相でｋ空間高域のデータ収集を行う
よう、位相エンコード傾斜磁場の印加順序及びｋ空間に
おけるデータ配列を制御する。
【００１７】この場合、１心周期内で計測されるエンコ
ードステップ数（Ｌ）を最短の心周期で設定するとする
と、エンコードステップ数（Ｌ）を実行するデータ計測
期間に対し、心周期の変動により計測余裕時間が生じ
る。本発明の好適な態様では、この計測余裕時間で、ｋ
空間の特定周波数域のデータを収集し、この特定周波数
域のデータを本来のデータ計測期間に計測された同周波
数域のデータと加算平均処理を行う。これにより計測デ
ータの信号／雑音強度比を改善することができる。
ードステップ数（Ｌ）を最短の心周期で設定するとする
と、エンコードステップ数（Ｌ）を実行するデータ計測
期間に対し、心周期の変動により計測余裕時間が生じ
る。本発明の好適な態様では、この計測余裕時間で、ｋ
空間の特定周波数域のデータを収集し、この特定周波数
域のデータを本来のデータ計測期間に計測された同周波
数域のデータと加算平均処理を行う。これにより計測デ
ータの信号／雑音強度比を改善することができる。
【００１８】
【発明の実施の態様】以下、本発明の実施例を添付図面
に基づいて詳細に説明する。
に基づいて詳細に説明する。
【００１９】図２は本発明による磁気共鳴イメージング
装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴
イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用
して被検体の断層像を得るもので、静磁場発生磁石２
と、磁場勾配発生系３と、送信系５と、受信系６と、信
号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰ
Ｕ）８とを備えている。
装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴
イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用
して被検体の断層像を得るもので、静磁場発生磁石２
と、磁場勾配発生系３と、送信系５と、受信系６と、信
号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰ
Ｕ）８とを備えている。
【００２０】静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにそ
の体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を
発生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりを
もった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超
電導方式の磁場発生手段が配置されている。
の体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を
発生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりを
もった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超
電導方式の磁場発生手段が配置されている。
【００２１】磁場勾配発生系３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方
向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場
コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述の
シーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三
軸方向の傾斜磁場Ｇx、Ｇy、Ｇzを被検体１に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体
１に対するスライス面を設定することができる。また本
発明のＭＲＡ計測において傾斜磁場コイルは血流スピン
に所定軸の位相回転を与えるフローエンコード傾斜磁場
を形成する。
向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場
コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述の
シーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三
軸方向の傾斜磁場Ｇx、Ｇy、Ｇzを被検体１に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体
１に対するスライス面を設定することができる。また本
発明のＭＲＡ計測において傾斜磁場コイルは血流スピン
に所定軸の位相回転を与えるフローエンコード傾斜磁場
を形成する。
【００２２】シーケンサ４は、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磁
場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加
するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層
像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系５及び磁
場勾配発生系３並びに受信系６に送るようになってい
る。本発明において、シーケンサ４は、ＴＯＦ法、ＰＣ
法、ＰＳ法等のＭＲアンジオグラフィ計測シーケンスを
起動する。
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁
場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加
するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層
像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系５及び磁
場勾配発生系３並びに受信系６に送るようになってい
る。本発明において、シーケンサ４は、ＴＯＦ法、ＰＣ
法、ＰＳ法等のＭＲアンジオグラフィ計測シーケンスを
起動する。
【００２３】送信系５は、シーケンサ４から送り出され
る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
を照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高
周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成
り、高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシ
ーケンサ４の命令にしたがって変調器１２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１
３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波
コイル１４ａに供給することにより、電磁波が被検体１
に照射されるようになっている。
る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
を照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高
周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成
り、高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシ
ーケンサ４の命令にしたがって変調器１２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１
３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波
コイル１４ａに供給することにより、電磁波が被検体１
に照射されるようになっている。
【００２４】受信系６は、被検体１の生体制織の原子核
の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと
増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７
とから成り、送信側の高周波コイル１４ａから照射され
た電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）
は被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂ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変換器１７に入力してディジタル量に変換され、
さらにシーケンサ４からの命令によるタイミングで直交
位相検波器１６によりサンプリングされた二系列の収集
データとされ、その信号が信号処理系７に送られるよう
になっている。
の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと
増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７
とから成り、送信側の高周波コイル１４ａから照射され
た電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）
は被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂ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変換器１７に入力してディジタル量に変換され、
さらにシーケンサ４からの命令によるタイミングで直交
位相検波器１６によりサンプリングされた二系列の収集
データとされ、その信号が信号処理系７に送られるよう
になっている。
【００２５】この信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気デ
ィスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２０とから成り、ＣＰＵ８でフーリエ
変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、任意断
面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行
って得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断層
像として表示するようになっている。
ィスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２０とから成り、ＣＰＵ８でフーリエ
変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、任意断
面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行
って得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断層
像として表示するようになっている。
【００２６】なお、図２において、送信側及び受信側の
高周波コイル１４ａ、１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被
検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の磁
場空間内に設置されている。
高周波コイル１４ａ、１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被
検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の磁
場空間内に設置されている。
【００２７】また本発明においては、心電同期計測を可
能とするために、被検体に取り付けた心電検出計３１で
検出された心電図に基づき、必要な波形データ或いはト
リガ信号をシーケンサ４に送出する心電計３０が備えら
れている。シーケンサ４は心電計３０からのデータ或い
はトリガ信号を受信してＭＲＡ計測シーケンスを起動
し、心時相情報を参照して位相エンコードステップを制
御する。
能とするために、被検体に取り付けた心電検出計３１で
検出された心電図に基づき、必要な波形データ或いはト
リガ信号をシーケンサ４に送出する心電計３０が備えら
れている。シーケンサ４は心電計３０からのデータ或い
はトリガ信号を受信してＭＲＡ計測シーケンスを起動
し、心時相情報を参照して位相エンコードステップを制
御する。
【００２８】次にこのようなＭＲＩ装置を用いた本発明
のＭＲＡ計測法について説明する。ＭＲＡ計測シーケン
スとしては、ＴＯＦ法、ＰＣ法、ＰＳ法等公知のシーケ
ンスが可能であるが、ここでは最も効果的で且つ簡素な
ＰＳ法に適用した場合の実施例について説明する。
のＭＲＡ計測法について説明する。ＭＲＡ計測シーケン
スとしては、ＴＯＦ法、ＰＣ法、ＰＳ法等公知のシーケ
ンスが可能であるが、ここでは最も効果的で且つ簡素な
ＰＳ法に適用した場合の実施例について説明する。
【００２９】図１は、本発明によるＭＲＡ計測法の一例
であるＰＳ法ＭＲＡ計測シーケンスを模式的に示したタ
イミング線図及びｋ空間データ配列を示したものであ
る。図１において、ＥＣＧは心電図を示し、本実施例に
おいては、心電計３０からのＲ波をトリガ信号として２
種の基本シーケンス、リフェイズシーケンス及びディフ
ェイズシーケンスを起動する。
であるＰＳ法ＭＲＡ計測シーケンスを模式的に示したタ
イミング線図及びｋ空間データ配列を示したものであ
る。図１において、ＥＣＧは心電図を示し、本実施例に
おいては、心電計３０からのＲ波をトリガ信号として２
種の基本シーケンス、リフェイズシーケンス及びディフ
ェイズシーケンスを起動する。
【００３０】ディフェイズシーケンスは、例えば図３
（ａ）に示すようにエコー信号Ｅの計測の際に、静止ス
ピンと移動スピンとの位相が揃わないようにリードアウ
ト傾斜磁場を印加するシーケンスで、一方リフェイズシ
ーケンスは、図３（ｂ）に示すように負方向のリードア
ウト傾斜磁場Ａ、Ｂを追加することにより、エコー信号
Ｅのピークに一致して静止スピンと移動スピンとの位相
が揃うようにしたシーケンスである。リフェイズシーケ
ンスでは、静止部分についてはディフェイズシーケンス
で得られる信号強度と等強度の信号が得られ、移動磁化
の存在部位では、位相拡散による信号の欠損を抑え、デ
ィフェイズシーケンスより高い信号が得られる。従っ
て、図４に示すように、ディフェイズシーケンスで計測
したディフェイズ画像Ｉ1と、リフェイズシーケンスで
計測したリフェイズ画像Ｉ2との差をとって差分画像I3
を得ることにより、例えば血管内の血流のような移動部
分２１のみを画像化することができる。尚、図３（ａ）
及び（ｂ）ではエコー信号を得るためにスピンエコー法
を採用したものを示したが、180゜パルスの照射を必要
としないグラディエントエコー（ＧＥ）法を採用しても
よく、その場合、短時間でエコー信号を計測することが
できることから好ましい。
（ａ）に示すようにエコー信号Ｅの計測の際に、静止ス
ピンと移動スピンとの位相が揃わないようにリードアウ
ト傾斜磁場を印加するシーケンスで、一方リフェイズシ
ーケンスは、図３（ｂ）に示すように負方向のリードア
ウト傾斜磁場Ａ、Ｂを追加することにより、エコー信号
Ｅのピークに一致して静止スピンと移動スピンとの位相
が揃うようにしたシーケンスである。リフェイズシーケ
ンスでは、静止部分についてはディフェイズシーケンス
で得られる信号強度と等強度の信号が得られ、移動磁化
の存在部位では、位相拡散による信号の欠損を抑え、デ
ィフェイズシーケンスより高い信号が得られる。従っ
て、図４に示すように、ディフェイズシーケンスで計測
したディフェイズ画像Ｉ1と、リフェイズシーケンスで
計測したリフェイズ画像Ｉ2との差をとって差分画像I3
を得ることにより、例えば血管内の血流のような移動部
分２１のみを画像化することができる。尚、図３（ａ）
及び（ｂ）ではエコー信号を得るためにスピンエコー法
を採用したものを示したが、180゜パルスの照射を必要
としないグラディエントエコー（ＧＥ）法を採用しても
よく、その場合、短時間でエコー信号を計測することが
できることから好ましい。
【００３１】また図３（ａ）及び（ｂ）では、エコー信
号に位相エンコードする位相エンコード傾斜磁場が省略
されているが、これら基本シーケンスはその繰り返し毎
に異なる磁場強度の位相エンコード方向傾斜磁場が印加
される。
号に位相エンコードする位相エンコード傾斜磁場が省略
されているが、これら基本シーケンスはその繰り返し毎
に異なる磁場強度の位相エンコード方向傾斜磁場が印加
される。
【００３２】本発明のＭＲＡ計測シーケンスでは、この
ような２種の基本シーケンスを、それぞれ１心周期内で
所定の位相エンコードステップ数繰り返し、心周期毎に
異なる基本シーケンスを実行する。即ち、まず、第１の
Ｒ波の受信によってＭＲＡ計測シーケンスが起動される
と次のトリガ信号までの第１心周期において第１の基本
シーケンスに当たるリフェイズシーケンスを実行する。
このリフェイズシーケンスは、各心時相に応じて位相エ
ンコードステップを変化させながら、所定のステップ数
例えばＬ回分実行する。引き続く第２の心周期におい
て、第２の基本シーケンスに相当するディフェイズシー
ケンスをリフェイズデータを収集したのと同じ位相エン
コードステップで同一心時相のデータ収集を行う。この
２心周期分の計測を１サイクルとし、画像を構成するの
に必要な計測マトリクス数（ｋ空間におけるｋy方向の
データ点数）が得られるまで繰り返す。計測マトリクス
数をＪとし、心時相数（１心周期のステップ数）をＬと
すると、繰り返し回数ＭはＭ＝Ｊ／Ｌとなる。この場
合、２心周期分の計測を１サイクルとしているので合計
２Ｍ心周期分の計測を行うことになる。
ような２種の基本シーケンスを、それぞれ１心周期内で
所定の位相エンコードステップ数繰り返し、心周期毎に
異なる基本シーケンスを実行する。即ち、まず、第１の
Ｒ波の受信によってＭＲＡ計測シーケンスが起動される
と次のトリガ信号までの第１心周期において第１の基本
シーケンスに当たるリフェイズシーケンスを実行する。
このリフェイズシーケンスは、各心時相に応じて位相エ
ンコードステップを変化させながら、所定のステップ数
例えばＬ回分実行する。引き続く第２の心周期におい
て、第２の基本シーケンスに相当するディフェイズシー
ケンスをリフェイズデータを収集したのと同じ位相エン
コードステップで同一心時相のデータ収集を行う。この
２心周期分の計測を１サイクルとし、画像を構成するの
に必要な計測マトリクス数（ｋ空間におけるｋy方向の
データ点数）が得られるまで繰り返す。計測マトリクス
数をＪとし、心時相数（１心周期のステップ数）をＬと
すると、繰り返し回数ＭはＭ＝Ｊ／Ｌとなる。この場
合、２心周期分の計測を１サイクルとしているので合計
２Ｍ心周期分の計測を行うことになる。
【００３３】この場合、位相エンコードステップは、初
期値ａとして次式で求められる値を用い、心時相毎にＭ
ステップづつ減じたステップの位相エンコードを与えて
繰り返す。
期値ａとして次式で求められる値を用い、心時相毎にＭ
ステップづつ減じたステップの位相エンコードを与えて
繰り返す。
【００３４】ａ＝［（Ｊ−Ｍ）／２］＋１ このように位相エンコードされた信号は、心時相の１か
ら｛（Ｌ／２）＋１｝までのデータがｋ空間上の低域か
ら順に高域に配置され、さらに心時相の｛（Ｌ／２）＋
１｝からＬまでのデータが高域から低域に配置されるこ
とになる。
ら｛（Ｌ／２）＋１｝までのデータがｋ空間上の低域か
ら順に高域に配置され、さらに心時相の｛（Ｌ／２）＋
１｝からＬまでのデータが高域から低域に配置されるこ
とになる。
【００３５】同様に次の心周期ではディフェイズシーケ
ンスが同じ位相エンコードステップで繰り返し実行さ
れ、ｋ空間に配置される。これら２つの基本シーケンス
の繰り返しからなる１サイクル分の計測が終了した後、
位相エンコードステップを１加算し、同様の計測を繰り
返すことにより、ｋ空間の測定データが埋められる。
ンスが同じ位相エンコードステップで繰り返し実行さ
れ、ｋ空間に配置される。これら２つの基本シーケンス
の繰り返しからなる１サイクル分の計測が終了した後、
位相エンコードステップを１加算し、同様の計測を繰り
返すことにより、ｋ空間の測定データが埋められる。
【００３６】このような位相エンコードステップとする
ことにより、１心周期内で取得されたデータのうち、比
較的血流速の遅い拡張末期データをコントラストへの寄
与が大きい低周波領域に配置し、血流速の速い収縮期デ
ータを高周波領域に配置することになる。
ことにより、１心周期内で取得されたデータのうち、比
較的血流速の遅い拡張末期データをコントラストへの寄
与が大きい低周波領域に配置し、血流速の速い収縮期デ
ータを高周波領域に配置することになる。
【００３７】図５に、６サイクル分（Ｍ＝６）、即ち１
２心周期の計測で１０心時相（Ｌ＝１０）／心周期のデ
ータを収集する場合を示した。この計測の場合、リフェ
イズ／ディフェイズ各々６０（Ｌ×Ｍ）位相エンコード
ステップの計測データを得ることができる。これによ
り、同一スライスに対してリフェイズ／ディフェイズ各
１枚の画像（位相エンコード方向に60マトリクス分の分
解能を有する画像）を作成できる計測データが揃ったこ
とになる。
２心周期の計測で１０心時相（Ｌ＝１０）／心周期のデ
ータを収集する場合を示した。この計測の場合、リフェ
イズ／ディフェイズ各々６０（Ｌ×Ｍ）位相エンコード
ステップの計測データを得ることができる。これによ
り、同一スライスに対してリフェイズ／ディフェイズ各
１枚の画像（位相エンコード方向に60マトリクス分の分
解能を有する画像）を作成できる計測データが揃ったこ
とになる。
【００３８】尚、図５では計測データのｋ空間配置とし
てｋy方向（上下方向）に中央から上に１から６心時相
まで、最下行から中央方向に６から１０心時相まで配置
し、また１つの心時相内では上から下に心周期の番号が
大きくなるように配置されているが、これら心時相及び
心周期のどちらか一方または両方の順序が逆転した配置
であっても同様の効果が得られられる。即ち、中央から
下に１から６心時相まで、最上行から中央方向に６から
１０心時相まで配置してもよく、また１つの心時相内で
は下から上に心周期の番号が大きくなるように配置して
もよい。
てｋy方向（上下方向）に中央から上に１から６心時相
まで、最下行から中央方向に６から１０心時相まで配置
し、また１つの心時相内では上から下に心周期の番号が
大きくなるように配置されているが、これら心時相及び
心周期のどちらか一方または両方の順序が逆転した配置
であっても同様の効果が得られられる。即ち、中央から
下に１から６心時相まで、最上行から中央方向に６から
１０心時相まで配置してもよく、また１つの心時相内で
は下から上に心周期の番号が大きくなるように配置して
もよい。
【００３９】ところで図５では簡単のため、位相エンコ
ードステップ数６０の場合を示したが、実際の計測にお
いては、位相エンコードステップ数としては２のべき乗
の数値が用いられることが多い。例えば位相エンコード
ステップ数が２５６の場合、１６心周期（８サイクル
分）で３２心時相／心周期のデータを収集することで、
リフェイズ／ディフェイズ各々２５６位相エンコードス
テップの計測データを得ることが可能である。この場
合、１心周期がほぼ１秒（心拍数:６０BPM）として１６
秒で２次元のＰＳ−ＭＲアンジオグラムを作成すること
ができる。従って、３次元計測の場合でも実用的な時間
でＭＲアンジオグラムを作成できる。
ードステップ数６０の場合を示したが、実際の計測にお
いては、位相エンコードステップ数としては２のべき乗
の数値が用いられることが多い。例えば位相エンコード
ステップ数が２５６の場合、１６心周期（８サイクル
分）で３２心時相／心周期のデータを収集することで、
リフェイズ／ディフェイズ各々２５６位相エンコードス
テップの計測データを得ることが可能である。この場
合、１心周期がほぼ１秒（心拍数:６０BPM）として１６
秒で２次元のＰＳ−ＭＲアンジオグラムを作成すること
ができる。従って、３次元計測の場合でも実用的な時間
でＭＲアンジオグラムを作成できる。
【００４０】信号処理系７はこのように取得された２つ
の計測データを用いて、図４に示すように再構成演算、
具体的には複素数領域（振幅及び位相）での差分処理に
より、被検体の血流部分のみの画像Ｉ3を再構成する。
この画像の各画素の強度はその位置における速度を反映
したものとなっている。
の計測データを用いて、図４に示すように再構成演算、
具体的には複素数領域（振幅及び位相）での差分処理に
より、被検体の血流部分のみの画像Ｉ3を再構成する。
この画像の各画素の強度はその位置における速度を反映
したものとなっている。
【００４１】尚、以上の実施例においては、ＭＲＡ計測
シーケンスの起動の際に参照する同期信号源として、心
電図のＲ波を用いた場合を説明したが、心拍動の情報を
現わすものであれば脈波信号や心音図など心電図以外の
ものを用いても構わない。
シーケンスの起動の際に参照する同期信号源として、心
電図のＲ波を用いた場合を説明したが、心拍動の情報を
現わすものであれば脈波信号や心音図など心電図以外の
ものを用いても構わない。
【００４２】また以上の実施例では、各心周期に同数の
心時相分のデータを計測する場合について説明したが、
一般に心周期の長さは一定ではないので、完全に同期計
測するためには、１心周期の８〜９割程度の心時相のみ
計測を行い、次の心周期までに余裕時間を持つ必要があ
る。このような余裕時間を持つことにより、各心周期毎
に計測タイミングを決定する心時相とシーケンスの起動
とを厳密に同一のタイミングとすることができる。
心時相分のデータを計測する場合について説明したが、
一般に心周期の長さは一定ではないので、完全に同期計
測するためには、１心周期の８〜９割程度の心時相のみ
計測を行い、次の心周期までに余裕時間を持つ必要があ
る。このような余裕時間を持つことにより、各心周期毎
に計測タイミングを決定する心時相とシーケンスの起動
とを厳密に同一のタイミングとすることができる。
【００４３】しかし、一般に計測の対象は心時相に応じ
て形態的に変化するものではなく、流速のみが変化する
ものであるので、計測タイミングを決定する心時相は各
心周期毎に厳密に同一のタイミングでなくても３０ms程
度以下の範囲でずれていても構わない。この程度のずれ
であれば画像に与える影響を無視できる。
て形態的に変化するものではなく、流速のみが変化する
ものであるので、計測タイミングを決定する心時相は各
心周期毎に厳密に同一のタイミングでなくても３０ms程
度以下の範囲でずれていても構わない。この程度のずれ
であれば画像に与える影響を無視できる。
【００４４】特に図１のリフェイズ／ディフェイズシー
ケンスをＧＥ系の繰り返し時間ＴＲの短いシーケンスで
行う場合には、定常状態を壊さないように、一定の繰り
返しタイミングでＲＦ励起を行う必要がある。この場合
には、完全に同期をとることはできないが、上述したよ
うに３０ms以下のずれは許容でき、しかもこの場合、Ｔ
Ｒが３０ms以下と短いためにずれ量もそれ以下となり、
流速の変化量も問題とならない程小さい。
ケンスをＧＥ系の繰り返し時間ＴＲの短いシーケンスで
行う場合には、定常状態を壊さないように、一定の繰り
返しタイミングでＲＦ励起を行う必要がある。この場合
には、完全に同期をとることはできないが、上述したよ
うに３０ms以下のずれは許容でき、しかもこの場合、Ｔ
Ｒが３０ms以下と短いためにずれ量もそれ以下となり、
流速の変化量も問題とならない程小さい。
【００４５】また心周期の変動に伴って生じる余裕時間
においても定常状態を保つためにＲＦ励起を行い、この
余裕時間で計測されたデータを加算処理することも可能
である。そのような実施例を図６に示した。ここでは、
所定の時相数（Ｌ）分のデータ収集を終えた後、次のト
リガ信号を検出するまで、基本シーケンスを繰り返す。
図示する例では、第１心周期ではＬ心時相分のリフェイ
ズシーケンスによる計測の後、３回の計測が行われ、第
２心周期では同様にＬ心時相分のディフェイズシーケン
スによる計測の後、１回の計測が行われ、更に第３、第
２Ｍ心周期では正規の計測後２回の計測が行われてい
る。
においても定常状態を保つためにＲＦ励起を行い、この
余裕時間で計測されたデータを加算処理することも可能
である。そのような実施例を図６に示した。ここでは、
所定の時相数（Ｌ）分のデータ収集を終えた後、次のト
リガ信号を検出するまで、基本シーケンスを繰り返す。
図示する例では、第１心周期ではＬ心時相分のリフェイ
ズシーケンスによる計測の後、３回の計測が行われ、第
２心周期では同様にＬ心時相分のディフェイズシーケン
スによる計測の後、１回の計測が行われ、更に第３、第
２Ｍ心周期では正規の計測後２回の計測が行われてい
る。
【００４６】この際、この余裕時間の計測における位相
エンコードステップは、低周波域位相エンコードａ
*（ａ〜ａ＋Ｍの範囲の何れかの位相エンコードステッ
プ）とすることが好ましい。この余裕時間で計測された
データは、その前後の時相（１又はＬ）において正規に
取得した同じ位相エンコードの計測データと加算平均処
理を行う等の処理を加えることによって、画像のＳ／Ｎ
を改善することができる。
エンコードステップは、低周波域位相エンコードａ
*（ａ〜ａ＋Ｍの範囲の何れかの位相エンコードステッ
プ）とすることが好ましい。この余裕時間で計測された
データは、その前後の時相（１又はＬ）において正規に
取得した同じ位相エンコードの計測データと加算平均処
理を行う等の処理を加えることによって、画像のＳ／Ｎ
を改善することができる。
【００４７】データの加算をする場合、リフェイズ／デ
ィフェイズデー夕間で不公平が生じないよう、処理に用
いるデータ行数は計測シーケンス全体で同一にすること
が好ましい。図示する例では、第１心周期の余裕時間で
計測された３つのデータのうち、１つのみを採用するこ
とにより、全体として同一のデータ数とする。
ィフェイズデー夕間で不公平が生じないよう、処理に用
いるデータ行数は計測シーケンス全体で同一にすること
が好ましい。図示する例では、第１心周期の余裕時間で
計測された３つのデータのうち、１つのみを採用するこ
とにより、全体として同一のデータ数とする。
【００４８】また以上の実施例では、本発明のＭＲＡ計
測をＰＳ法に適用した場合を説明したが、ＰＣ法におい
ても全く同様に適用できる。
測をＰＳ法に適用した場合を説明したが、ＰＣ法におい
ても全く同様に適用できる。
【００４９】よく知られているようにＰＣ法では、図７
に示すようなフローエンコードパルスと呼ばれる正負１
対の傾斜磁場パルスを印加する。その印加順序によっ
て、血流内のスピンは、流速に応じた位相回転φf-また
はφf+を受ける。従って、極性の異なるフローエンコー
ドパルスを交互に印加し得られる信号の複素差分を取る
ことにより、位相回転を受けない静止部分の信号は除去
され、血流信号のみ検出される。この場合、得られる信
号強度は流速に依存して変化し、φf-とφf+の位相差が
πとなる流速を有するとき信号強度は最大となる。従っ
て直交座標系の任意の一軸に、正極性のフローエンコー
ドパルスを有するシーケンスと負極性のフローエンコー
ドパルスを有するシーケンスを動作させ取得したデータ
の差分演算を行なえば、その一軸方向に沿って流れる血
流を抽出することができる。これを三軸全てについて、
すなわち図８に示すような６個のシーケンスを動作させ
ることにより、全方向の血流を抽出することができる。
に示すようなフローエンコードパルスと呼ばれる正負１
対の傾斜磁場パルスを印加する。その印加順序によっ
て、血流内のスピンは、流速に応じた位相回転φf-また
はφf+を受ける。従って、極性の異なるフローエンコー
ドパルスを交互に印加し得られる信号の複素差分を取る
ことにより、位相回転を受けない静止部分の信号は除去
され、血流信号のみ検出される。この場合、得られる信
号強度は流速に依存して変化し、φf-とφf+の位相差が
πとなる流速を有するとき信号強度は最大となる。従っ
て直交座標系の任意の一軸に、正極性のフローエンコー
ドパルスを有するシーケンスと負極性のフローエンコー
ドパルスを有するシーケンスを動作させ取得したデータ
の差分演算を行なえば、その一軸方向に沿って流れる血
流を抽出することができる。これを三軸全てについて、
すなわち図８に示すような６個のシーケンスを動作させ
ることにより、全方向の血流を抽出することができる。
【００５０】このような６個のシーケンスを動作させる
ＰＣ法に本発明を適用する場合には、６個のシーケンス
を基本シーケンスとして、１心周期毎に第１の基本シー
ケンスを所定回数（Ｌ回）繰り返し、６心周期でそれぞ
れについてＬ個のデータを取得する。このような６心周
期の計測を１サイクルとしてＭサイクル繰り返し、最終
的に６×Ｍ心周期の計測を行い、６セットのデータセッ
トを得る。これら６セットのデータのうち、それぞれ同
軸の逆極性のフローエンコードを用いた２セットのデー
タについて差分演算し、その軸についての血流データを
得る。
ＰＣ法に本発明を適用する場合には、６個のシーケンス
を基本シーケンスとして、１心周期毎に第１の基本シー
ケンスを所定回数（Ｌ回）繰り返し、６心周期でそれぞ
れについてＬ個のデータを取得する。このような６心周
期の計測を１サイクルとしてＭサイクル繰り返し、最終
的に６×Ｍ心周期の計測を行い、６セットのデータセッ
トを得る。これら６セットのデータのうち、それぞれ同
軸の逆極性のフローエンコードを用いた２セットのデー
タについて差分演算し、その軸についての血流データを
得る。
【００５１】この場合にも、各時相における位相エンコ
ードステップは、図１に示すＰＳ法の場合と全く同様
に、第１心時相のデータをｋ空間の中央として、第２、
第３・・・心時相のデータを順次ｋy方向の上或いは下
に配置し、Ｌ心時相がｋ空間の中央付近に戻るように付
与する。これにより比較的血流速の遅い拡張末期データ
をコントラストへの寄与が大きい低周波領域に配置し、
血流速の速い収縮期データを高周波領域に配置すること
ができる。
ードステップは、図１に示すＰＳ法の場合と全く同様
に、第１心時相のデータをｋ空間の中央として、第２、
第３・・・心時相のデータを順次ｋy方向の上或いは下
に配置し、Ｌ心時相がｋ空間の中央付近に戻るように付
与する。これにより比較的血流速の遅い拡張末期データ
をコントラストへの寄与が大きい低周波領域に配置し、
血流速の速い収縮期データを高周波領域に配置すること
ができる。
【００５２】またＰＣ法は図９に示すように、１個のリ
ファレンスシーケンスと３軸について負のフローエンコ
ードシーケンス（合計４個）の組み合わせで、３軸方向
の血流を検出できる方法がある。このような４個のシー
ケンスの組み合わせによるＰＣ方法の場合にも、基本シ
ーケンス数が異なるのみで、上述した６個を基本シーケ
ンスとするＰＣ法と同様にして、本発明のＭＲＡを適用
することができる。
ファレンスシーケンスと３軸について負のフローエンコ
ードシーケンス（合計４個）の組み合わせで、３軸方向
の血流を検出できる方法がある。このような４個のシー
ケンスの組み合わせによるＰＣ方法の場合にも、基本シ
ーケンス数が異なるのみで、上述した６個を基本シーケ
ンスとするＰＣ法と同様にして、本発明のＭＲＡを適用
することができる。
【００５３】この場合には４心周期の計測を１サイクル
としてＭサイクル繰り返し、最終的に４×Ｍ心周期の計
測を行い、４セットのデータセットを得る。これら４セ
ットのデータのうち、リファレンスのデータと各軸につ
いてのシーケンスのデータとをそれぞれ差分演算するこ
とによって、各軸についての血流データを得ることがで
きる。
としてＭサイクル繰り返し、最終的に４×Ｍ心周期の計
測を行い、４セットのデータセットを得る。これら４セ
ットのデータのうち、リファレンスのデータと各軸につ
いてのシーケンスのデータとをそれぞれ差分演算するこ
とによって、各軸についての血流データを得ることがで
きる。
【００５４】このようなＰＣ法では、１心周期を約１
秒、サイクル数を８回とした場合、６基本シーケンスの
場合４８秒で、４基本シーケンスの場合３２秒で２次元
のアンジオグラムを形成できる。
秒、サイクル数を８回とした場合、６基本シーケンスの
場合４８秒で、４基本シーケンスの場合３２秒で２次元
のアンジオグラムを形成できる。
【００５５】尚、本発明をＰＣ法に適用する場合にも、
ＰＳ法と同様、同期のタイミングに若干のずれがあって
もよく、また余裕時間で計測されたデータを加算するこ
とも可能である。
ＰＳ法と同様、同期のタイミングに若干のずれがあって
もよく、また余裕時間で計測されたデータを加算するこ
とも可能である。
【００５６】
【発明の効果】本発明は、血流スピンに位相回転を与え
る傾斜磁場パルスの印加を含むＭＲＡ計測において、被
検体の心電図または脈波信号を参照して、複数のエコー
信号毎に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加順序
を制御するようにしたので、１心周期内で計測されるデ
ータを１枚の画像構成のために使用でき、撮像時間をほ
とんど延長することなく、しかもフローアーチファクト
を抑制することができる。また幅広い血流速の範囲をカ
バーすることができ、血流描出能を高めることができ
る。特に二次元計測の場合はＰＳ法で２０秒以下程度、
ＰＣ法で４０秒以下程度の計測時間で撮像を行うことが
できる。
る傾斜磁場パルスの印加を含むＭＲＡ計測において、被
検体の心電図または脈波信号を参照して、複数のエコー
信号毎に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加順序
を制御するようにしたので、１心周期内で計測されるデ
ータを１枚の画像構成のために使用でき、撮像時間をほ
とんど延長することなく、しかもフローアーチファクト
を抑制することができる。また幅広い血流速の範囲をカ
バーすることができ、血流描出能を高めることができ
る。特に二次元計測の場合はＰＳ法で２０秒以下程度、
ＰＣ法で４０秒以下程度の計測時間で撮像を行うことが
できる。
【００５７】本発明は上述した血流スピンに位相回転を
与える傾斜磁場パルスを含むＰＣ法、ＰＳ法に適用して
上述の効果を得ることができが、それ以外の血流描画法
（ＴＯＦ法）にも適用することは可能であり、この場合
にも心拍動の影響の少ない画像を得ることができる。
与える傾斜磁場パルスを含むＰＣ法、ＰＳ法に適用して
上述の効果を得ることができが、それ以外の血流描画法
（ＴＯＦ法）にも適用することは可能であり、この場合
にも心拍動の影響の少ない画像を得ることができる。
【図１】本発明の１実施例であるＰＳ法ＭＲＡ計測法に
おけるパルスシーケンスの基本的構成およびｋ空間上の
データ配列の説明図
おけるパルスシーケンスの基本的構成およびｋ空間上の
データ配列の説明図
【図２】本発明の核磁気共鳴イメージング装置の全体構
成を示すブロック図
成を示すブロック図
【図３】（ａ）はＰＳ法におけるディフェイズシーケン
スを示す図、（ｂ）はリフェイズシーケンスを示す図
スを示す図、（ｂ）はリフェイズシーケンスを示す図
【図４】ＰＳ法における画像再構成法を示す説明図
【図５】本発明におけるｋ空間へのデータ配置方法を示
す説明図
す説明図
【図６】本発明のＭＲＡ計測法における別の実施例にお
けるパルスンーケンスの基本的構成およびｋ空間上のデ
ータ配列の説明図
けるパルスンーケンスの基本的構成およびｋ空間上のデ
ータ配列の説明図
【図７】ＰＣ法におけるフローエンコードパルスの印加
パターンを示す図
パターンを示す図
【図８】ＰＣ法の６回計測法のパルスシーケンスを示す
模式図
模式図
【図９】ＰＣ法の４回計測法のパルスシーケンスを示す
模式図
模式図
【図１０】従来の心電同期MRアンジオグラフィ計測法に
おけるパルスシーケンスの全体を様式的に表わしたタイ
ミング線図
おけるパルスシーケンスの全体を様式的に表わしたタイ
ミング線図
１・・・被検体 ２・・・静磁場発生磁石 ３・・・磁場勾配発生系（傾斜磁場発生手段） ４・・・シーケンサ ５・・・送信系 ６・・・受信系 ７・・・信号処理系 ８・・・ＣＰＵ ９・・・傾斜磁場コイル（傾斜磁場発生手段） １４ａ・・・送信側の高周波コイル １４ｂ・・・受信側の高周波コイル
Claims (6)
- 【請求項１】被検体を構成する原子の原子核スピンに核
磁気共鳴を起こさせる少なくとも１の高周波パルスの印
加と前記原子核スピンに生じる核磁気共鳴信号に位相エ
ンコードする傾斜磁場パルスの印加とを含む基本シーケ
ンスを繰り返して、位相エンコードされた複数の核磁気
共鳴信号をエコー信号として計測し、これらエコー信号
を信号処理して得られるデータの演算により血流画像を
作成するＭＲアンジオグラフィ計測法において、前記被
検体の心電図または脈波信号を参照して、前記複数のエ
コー信号毎に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加
順序を制御することを特徴とするＭＲアンジオグラフィ
計測法。 - 【請求項２】前記ＭＲアンジオグラフィ計測法は、血流
に対してそれぞれ異なる位相回転を与える複数（Ｎ個）
の基本シーケンスの組み合わせで構成され、基本シーケ
ンス数（Ｎ）と同数のデータセット間の演算により血管
画像を作成することを特徴とする請求項１記載のＭＲア
ンジオグラフィ計測法。 - 【請求項３】前記基本シーケンスの動作時において、心
電図または脈波信号におけるＲ波等のトリガ信号に同期
して、１心周期内の拡張期に相当する時相でｋ空間低域
のデータ収集を行い、収縮期に相当する時相でｋ空間高
域のデータ収集を行うよう、位相エンコード傾斜磁場の
印加順序及びｋ空間におけるデータ配列を制御すること
を特徴とする請求項１又は２記載のＭＲアンジオグラフ
ィ計測法。 - 【請求項４】血流に対してそれぞれ異なる位相回転を与
える複数（Ｎ個）の基本シーケンスを組み合わせて繰り
返し、基本シーケンス数（Ｎ）と同数のデータセット間
の演算により血管画像を作成するＭＲアンジオグラフィ
計測法において、 １）心電図または脈波信号におけるＲ波等のトリガ信号
の受信時から次のトリガ信号までの期間を１心周期とし
て、第１の心周期において第１の基本シーケンスを位相
エンコードステップを変化させながら、所定のステップ
数（Ｌ）分実行し、 ２）引き続く第２の心周期において同ステップ数分の第
２の基本シーケンスを動作させ、 ３）同様にして基本シーケンスを変えながら第Ｎ心周期
まで実行し、 ４）以下１）から３）までを１サイクルとして、未実行
の位相エンコードステップで第１〜第Ｎ基本シーケンス
を動作させることを繰り返し、 ５）Ｍ回のサイクルの終了時に、Ｎ個の基本シーケンス
の各々に対してＭ心周期分のデータ収集を行い、Ｌ×Ｍ
ステップの位相エンコードデータを得ることを特徴とす
る請求項３記載のＭＲアンジオグラフィ計測法。 - 【請求項５】前記１心周期内で計測されるエンコードス
テッブ数（Ｌ）は最短の心周期で設定され、前記エンコ
ードステップ数（Ｌ）を実行するデータ計測期間に対
し、心周期の変動により生じる計測余裕時間を、ｋ空間
の特定周波数域のデータ収集時間に割り当て、この特定
周波数域のデータを前記データ計測期間に計測された同
周波数域のデータと加算平均処理を行うことを特徴とす
る請求項４記載のＭＲアンジオグラフィ計測法。 - 【請求項６】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、該被検体に位相エンコード方向を含む複数方向の傾
斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、上記被検体の生体
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
高周波磁場を照射する送信系と、前記傾斜磁場及び高周
波磁場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、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ｋ空間に配置し、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、 前記シーケンサの実行するパルスシーケンスは請求項１
ないし５いずれか１項記載のＭＲアンジオグラフィ計測
シーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23277596A JP3693766B2 (ja) | 1996-09-03 | 1996-09-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US08/922,269 US5897496A (en) | 1996-09-03 | 1997-09-02 | Method and apparatus for producing magnetic resonance angiogram |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23277596A JP3693766B2 (ja) | 1996-09-03 | 1996-09-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2005139863A Division JP4018107B2 (ja) | 2005-05-12 | 2005-05-12 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1075937A true JPH1075937A (ja) | 1998-03-24 |
| JPH1075937A5 JPH1075937A5 (ja) | 2004-09-09 |
| JP3693766B2 JP3693766B2 (ja) | 2005-09-07 |
Family
ID=16944551
Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
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|---|---|
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| WO2003103491A1 (ja) * | 2002-06-07 | 2003-12-18 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
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- 1996-09-03 JP JP23277596A patent/JP3693766B2/ja not_active Expired - Fee Related
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- 1997-09-02 US US08/922,269 patent/US5897496A/en not_active Expired - Lifetime
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