JP2004129724A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】本発明の目的は、フローパルス印加の時間的余裕を生じさせて、フローパルス印加の自由度を向上させることにある。
【解決手段】本発明は、被検体内の特定原子核の磁化を高周波磁場パルスにより励起するとともに、被検体内の血流の磁化をフローパルスの印加によりデフェーズ又はリフェーズする磁気共鳴イメージング装置において、フローパルスを位相エンコード方向に印加することを特徴とする。
【選択図】 図６
【解決手段】本発明は、被検体内の特定原子核の磁化を高周波磁場パルスにより励起するとともに、被検体内の血流の磁化をフローパルスの印加によりデフェーズ又はリフェーズする磁気共鳴イメージング装置において、フローパルスを位相エンコード方向に印加することを特徴とする。
【選択図】 図６
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、フローパルスの印加により造影剤を用いることなく血流を映像化する磁気共鳴イメージング装置に関に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を再構成する撮像法である。この磁気共鳴イメージングの分野において昨今注目されている撮像法の一つに、非造影アンギオグラフィがある。
【０００３】
非造影アンギオグラフィは、被検体に造影剤を投与することなく、フローパルスの印加により被検体内の血流の磁化をデフェーズ又はリフェーズすることにより、特定の血流からの信号強度を制御する。実際には、拡張期と収縮期とで個々にパルスシーケンスを実行して拡張期の画像と収縮期の画像とを生成し、両者を差分することにより、動脈／静脈を分離する。例えば動脈が目的血流であれば、静脈からの拡張期の信号と収縮期の信号との強度差を拡大し、それとともに静脈からの拡張期の信号と収縮期の信号との強度差を縮小するような条件設定が肝要である。
【０００４】
しかし、同じ部位であっても、血流速度は、個人差があることは勿論のこと、健常者と患者との間だけでも相当の違いある。そのため、フローパルスとしての傾斜磁場の強度の最適化は、非常に困難なのが現状である。また、通常、周波数エンコード用のリードアウト傾斜磁場パルスを使ってフローパルスを印加しているが、そのためエコー間隔の延長を回避するために、フローパルス印加のための時間的な余裕は少なく、フローパルスに与えられる自由度は少ないのが現状である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、フローパルス印加の時間的余裕を生じさせて、フローパルス印加の自由度を向上させることにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明は、被検体内の特定原子核の磁化を高周波磁場パルスにより励起するとともに、被検体内の血流の磁化をフローパルスの印加によりデフェーズ又はリフェーズする磁気共鳴イメージング装置において、前記フローパルスを位相エンコード方向に印加することを特徴とする。
【０００７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施形態を、添付図面を参照して説明する。
図１に、本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示す。この磁気共鳴イメージング装置は、被検体としての患者Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、ＲＦ（高周波）信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、患者Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ（心電図）信号を計測する心電計測部と、患者Ｐに息止めを指令する息止め指令部とを機能的に備えている。
【０００８】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の長手軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【０００９】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサの制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００１０】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および周波数エンコード方向（リードアウト方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、およびリードアウト方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００１１】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて患者Ｐの近傍に配設されるＲＦ（高周波）コイル７と、このＲＦコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。後述するシーケンサの制御のもと、この送信器８Ｔは、磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する一方、受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成するようになっている。
【００１２】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００１３】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの一連の動作を制御する。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。また、シーケンサ５は、受信器８Ｒが出力するデジタルデータ（ＭＲ信号）を入力して、このデータを演算ユニット１０に転送する。
【００１４】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用できるものであれば、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元（３Ｄ）スキャンであってもよい。また、パルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Ｆａｓｔ ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ（ＦＡＳＥ：ＦＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせた手法）法などを適用できる。
【００１５】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒからシーケンサ５を介して送られてくるＭＲ信号のデジタルデータを入力してフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行う一方で、画像データの合成処理を行うようになっている。なお、フーリエ変換処理はホスト計算機６に担当させてもよい。
【００１６】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データのみならず、各種の処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、オペレータが希望するパラメータの種類、スキャン条件、パルスシーケンスの種類とそのパラメータ、所望の画像処理法などの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００１７】
また、息止め指令部として音声発生器１９を備えている。この音声発生器１９は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了の例えばメッセージを音声として発することができる。
【００１８】
さらに、心電計測部は、患者Ｐの体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、プレップスキャンスキャンとイメージングスキャンとを心電同期法に拠り実行するときにホスト計算機６およびシーケンサ５により用いられる。
【００１９】
次に、本実施形態の動作を説明する。本実施形態では、図２に示すように、本スキャン（イメージングスキャン）の前に、息止め法を併用して本スキャンのスキャン条件を最適化するためにプレップスキャン（準備スキャン）が実行される。まず本スキャンを説明し、次にプレップスキャンを説明する。
【００２０】
図３，図４に示すように、本スキャンは、心電同期を利用して、収縮期と拡張期とで２回実行される。そして、図５に示すように、収縮期に収集した磁気共鳴信号から生成した画像Ｉｓｙｓ と拡張期に収集した磁気共鳴信号から生成した画像Ｉｄｉａ とを演算ユニット１０で差分する。この差分により、目的血流として例えば動脈が抽出され、静止部及び静脈が低減され得る。目的血流の抽出に好適な条件をプレップスキャンで決定する。
【００２１】
ここで、最適な条件とは、例えば、目的血流として動脈を例にとると、収縮期と拡張期との間で動脈信号の差ができるだけ大きく、逆に静脈信号の差ができるだけ小さくなる条件をいい、具体的には、フローパルスとしては、血流信号を補償するリフェーズ型と、血流信号を抑制するデフェーズ型とがあり、そのいずれか又はフローパルスを使用しないでオリジナルのパルスシーケンスのままで本スキャンを行うか、さらにフローパルスを使用するのであれば、そのリフェーズ／デフェーズの程度、つまりフローパルスとしての傾斜磁場パルスの強度を決定することにある。
【００２２】
図６、図７にはＦＡＳＥ法を適用した本スキャンの代表的な２種類のパルスシーケンスを示している。図６にはリフェーズ型のフローパルスとして逆極性で同強度の傾斜磁場パルスの対からなる流れ補償パルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ：ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）が、また図７にはデフェーズ型のフローパルスとして１８０°パルスを挟んで逆極性、つまり実質的に同極性で同強度の傾斜磁場パルスの対からなるフロースポイルパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）がそれぞれ斜線で示されている。
【００２３】
ＦＡＳＥ法は、周知の通り、１回の核磁気励起により複数のエコーを収集する高速ＳＥ法に、ハーフフーリエ再構成を適用し、ｋ空間の中心（ゼロエンコード）付近からエコー信号を配置することにより、エコー時間の短縮を実現した手法である。つまり、スライス選択傾斜磁場パルスＧｓ とともにフリップ角が９０°の高周波磁場パルス（励起パルス）を印加し、その後に、フリップ角が１８０°の高周波磁場パルス（位相反転パルス）を繰り返し印加しながら、周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場パルスＧｒｏの存在下でエコー信号を繰り返し収集する。ここでは３次元イメージングを採用するので、エコー信号に傾斜磁場パルスＧｐｅで位相エンコードを付与すると共に、傾斜磁場パルスＧｓ でエコー信号にスライスエンコードを付与する。
【００２４】
ここで、図８に示すように、位相エンコード方向ＰＥを目的血流（図では動脈ＡＲ）の方向と略平行に設定する。これにより、位相エンコード方向ＰＥを血流方向と直交する方向に設定した場合に比べて、動脈ＡＲの走行方向を欠落または落とさずに、より明瞭に撮像することができる。一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ２時間が若干短いことが知られている。このＴ２時間の短めの血流は、Ｔ２時間が長いＣＳＦや関節液に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。Ｔ２の長いＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ２の短い血液（動脈）は、見掛け上、１画素当たりの位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。
【００２５】
そこで、位相エンコード方向ＰＥをほぼ血流方向に一致させることで、Ｔ２時間が短い血液の位相エンコード方向ＰＥの信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ２時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用でき、血流が強調されるのである。したがって、上述したように、心電同期のための最適なＭＲＡ像（すなわち最適な遅延時間）を選択するときに、その選択がより容易化される。
【００２６】
また、フローパルス、つまり図６の流れ補償パルスｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．又は図７のフロースポイルパルスｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄは、目的血流の方向に設定する必要があるが、それを血流方向に位相エンコード方向ＰＥを揃えたことで、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅにより形成することができる。
【００２７】
フローパルスを位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅにより形成することにより、従来のようにフローパルスを周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒｏにより形成するよりも、時間的に余裕があり、エコー間隔を短縮することができるとともに、動静脈分離に必要十分な強度で印加することができる。
【００２８】
なお、上述ではフローパルスを位相エンコード方向に印加してその方向の血流を映像化したが、図９、図１０に斜線で示すように、フローパルスを位相エンコード方向Ｇｐｅとともに、周波数エンコード方向Ｇｒｏにも印加することでその方向の血流も映像化することが可能となる。
【００２９】
上述したような本スキャンで、収縮期画像Ｉｓｙｓ と拡張期画像Ｉｄｉａ とを取得し、両者を単純又は重み付け差分することにより、目的血流として例えば動脈が抽出され、静止部及び静脈が低減された画像が得られる。目的血流の抽出に好適な条件はプレップスキャンにより決定される。上述のように、最適な条件とは、収縮期と拡張期との間で目的血流からの信号の差ができるだけ大きく、逆に目的血流からの信号の差ができるだけ小さくなる条件として定義される。
【００３０】
図１１には、フローパルスをリフェーズ型（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）で印加するケースと、フローパルスをデフェーズ型（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）で印加するケースと、フローパルスを印加しないケース（ｏｒｉｇｉｎａｌ）の各ケースについて、動脈と静脈それぞれの信号強度の一般的な傾向を収縮期と拡張期ごとに示している。
【００３１】
上述したように、動静脈分離のための最適条件とは、収縮期と拡張期との間で目的血流からの信号の差ができるだけ大きく、逆に目的血流からの信号の差ができるだけ小さくなる条件とであり、それは、目的血流が動脈であるか静脈であるか、さらにその血流速度にも依存して決まる。
【００３２】
本実施形態では、図１２に示すように、本スキャン前に、様々な条件で実際にプレップスキャンを実行し、各条件ごとに収縮期画像と拡張期画像との差分画像を生成して、それら差分画像の中から、目的血流と非目的血流との分離能が最も優れている画像を操作者（検査技師）が目視確認して選択する。その選択した画像の元になった信号を収集したパルスシーケンスと同じフローパルス条件、つまりリフェーズ型、デフェーズ型、又はフローパルスを使用しない、さらにはフローパルスとしての傾斜磁場パルスの強度と同じ設定で、本スキャンが実行される。
【００３３】
図１３、図１４には、簡易なプレップスキャンを示し、図１５、図１６には詳細な条件設定のためのプレップスキャンの例を示している。簡易なプレップスキャンは、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）の適用、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）の適用、フローパルスの不適用（ｏｒｉｇｉｎａｌ）のいずれかの選択を目的としてなされる。詳細なプレップスキャンは、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）の適用、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）の適用、フローパルスの不適用（ｏｒｉｇｉｎａｌ）のいずれかの選択に加えて、フローパルスの好適な強度の選択を目的としてなされる。いずれかタイプのプレップスキャンが操作者により事前に選択される。
【００３４】
いずれのタイプであっても、プレップスキャンは、本スキャンと同じここではＦＡＳＥ法で、しかし２次元イメージング対応で実行される。つまり、スライス選択傾斜磁場パルスＧｓ とともにフリップ角が９０°の高周波磁場パルス（励起パルス）を印加し、その後に、フリップ角が１８０°の高周波磁場パルス（位相反転パルス）を繰り返し印加しながら、周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場パルスＧｒｏの存在下でエコー信号を繰り返し収集する。ただし本スキャンと異なり、プレップスキャンでは、プレップスキャン時間短縮のために、２次元イメージングが採用され、素違ってエコー信号に傾斜磁場パルスＧｐｅで位相エンコードが付与されるが、スライスエンコードはかけない。また、プレップスキャンでは、本スキャンと同じように、位相エンコード方向ＰＥが目的血流（図では動脈ＡＲ）の方向と略平行に設定される。
【００３５】
簡易タイプでは、図１３、図１４に示すように、心電同期を利用して、収縮期と拡張期それぞれにおいて、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスと、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスと、フローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスと（ｏｒｉｇｉｎａｌ）が実行される。
【００３６】
収縮期にリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００３７】
同様に、収縮期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００３８】
また、同様に、収縮期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００３９】
これら３種の画像を操作者は視認し、目的血流、例えば動脈が最も明瞭に抽出されている画像を選択する。
【００４０】
ホスト計算機６及びシーケンサ５により、この選択された画像と同じフロー条件に本スキャン条件が設定される。つまり、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像との差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００４１】
また、収縮期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像との差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００４２】
さらに、同様に、収縮期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像との差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、フローパルスを適用しない３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００４３】
一方、詳細設定タイプのプレップスキャンが選択されたとき、図１５，図１６に示すように、収縮期にフロー補償効果が＋３、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期に収縮期にフロー補償効果が＋３、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４４】
収縮期にフロー補償効果が＋２、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期に収縮期にフロー補償効果が＋２、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４５】
収縮期にフロー補償効果が＋１、つまり傾斜磁場強度が基準強度のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期に収縮期にフロー補償効果が＋１、つまり傾斜磁場強度が基準強度のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４６】
また、収縮期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４７】
収縮期にフロー補償効果が−１（フロー抑制効果が＋１）、つまり傾斜磁場強度が基準強度のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフロー補償効果が−１（フロー抑制効果が＋１）、つまり傾斜磁場強度が基準強度のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４８】
収縮期にフロー補償効果が−２（フロー抑制効果が＋２）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフロー補償効果が−２（フロー抑制効果が＋２）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４９】
収縮期にフロー補償効果が−３（フロー抑制効果が＋３）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフロー補償効果が−３（フロー抑制効果が＋３）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００５０】
これら７種の画像を操作者は視認し、目的血流、例えば動脈が最も明瞭に抽出されている画像を選択する。
【００５１】
ホスト計算機６及びシーケンサ５により、この選択された画像と同じフロー条件に本スキャン条件が設定される。つまり、いずれかのフロー補償効果を有するリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに対応する差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、同じフロー補償効果を有する、つまり同じ傾斜磁場強度のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００５２】
また、フローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに対応する差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、フローパルスを適用しない３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００５３】
さらに、いずれかのフロー抑制効果を有するデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに対応する差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、同じフロー抑制効果を有する、つまり同じ傾斜磁場強度のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００５４】
なお、この詳細タイプのプレップスキャンで実行するフロー補償効果、フロー抑制効果の段数は、操作者が任意に設定することが可能である。
【００５５】
以上説明したように、本実施形態によれば、本スキャン時に、位相エンコードパルスＧｐｅを目的血流の方向にほぼ合わせて印加し、またフローパルスを位相エンコード方向に印加することにより、血流強調効果を実現し、またフローパルス印加に時間的余裕を与えてエコー間隔の短縮と共に動静脈分離に必要十分な強度で印加することができる。
【００５６】
（変形例）
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
【００５７】
【発明の効果】
本発明によれば、フローパルスを、周波数エンコード方向ではなく、位相エンコード方向に印加するので、フローパルス印加に時間的余裕が生じ、それによりフローパルス印加の自由度が向上する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】本実施形態におけるプレップスキャンと本スキャンとの時間的関係を示す図。
【図３】図２の本スキャンの収縮期手順を示す図。
【図４】図２の本スキャンの拡張期手順を示す図。
【図５】本実施形態の差分処理の説明図。
【図６】図２の本スキャンの流れ補償型（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）のパルスシーケンスの一例を示す図。
【図７】図２の本スキャンのスポイル型（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）のパルスシーケンスの一例を示す図。
【図８】図６，図７の位相エンコード（ＰＥ）の方向と血流の方向との関係を示す図。
【図９】図６の本スキャンの流れ補償型（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）のパルスシーケンスの変形例を示す図。
【図１０】図６の本スキャンのスポイル型（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）のパルスシーケンスの変形例を示す図。
【図１１】本実施形態において、オリジナル、流れ補償型、スポイル型それぞれの拡張期と収縮期に対する一般的な信号強度の対応関係を示す図。
【図１２】本実施形態の全体的な流れを示すフローチャート。
【図１３】図１２のプレップスキャン（収縮期）の基本的なパルスシーケンスを示す図。
【図１４】図１２のプレップスキャン（拡張期）の基本的なパルスシーケンスを示す図。
【図１５】図１２のプレップスキャン（収縮期）の発展的なパルスシーケンスを示す図。
【図１６】図１２のプレップスキャン（拡張期）の発展的なパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
１…磁石
２…静磁場電源
３…傾斜磁場コイルユニット
４…傾斜磁場電源
５…シーケンサ
６…コントローラ
７…ＲＦコイル
８Ｔ…送信器
８Ｒ…受信器
１０…演算ユニット
１１…記憶ユニット
１２…表示器
１３…入力器
１７…ＥＣＧセンサ
１８…ＥＣＧユニット
１９音声発生器
【発明の属する技術分野】
本発明は、フローパルスの印加により造影剤を用いることなく血流を映像化する磁気共鳴イメージング装置に関に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を再構成する撮像法である。この磁気共鳴イメージングの分野において昨今注目されている撮像法の一つに、非造影アンギオグラフィがある。
【０００３】
非造影アンギオグラフィは、被検体に造影剤を投与することなく、フローパルスの印加により被検体内の血流の磁化をデフェーズ又はリフェーズすることにより、特定の血流からの信号強度を制御する。実際には、拡張期と収縮期とで個々にパルスシーケンスを実行して拡張期の画像と収縮期の画像とを生成し、両者を差分することにより、動脈／静脈を分離する。例えば動脈が目的血流であれば、静脈からの拡張期の信号と収縮期の信号との強度差を拡大し、それとともに静脈からの拡張期の信号と収縮期の信号との強度差を縮小するような条件設定が肝要である。
【０００４】
しかし、同じ部位であっても、血流速度は、個人差があることは勿論のこと、健常者と患者との間だけでも相当の違いある。そのため、フローパルスとしての傾斜磁場の強度の最適化は、非常に困難なのが現状である。また、通常、周波数エンコード用のリードアウト傾斜磁場パルスを使ってフローパルスを印加しているが、そのためエコー間隔の延長を回避するために、フローパルス印加のための時間的な余裕は少なく、フローパルスに与えられる自由度は少ないのが現状である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、フローパルス印加の時間的余裕を生じさせて、フローパルス印加の自由度を向上させることにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明は、被検体内の特定原子核の磁化を高周波磁場パルスにより励起するとともに、被検体内の血流の磁化をフローパルスの印加によりデフェーズ又はリフェーズする磁気共鳴イメージング装置において、前記フローパルスを位相エンコード方向に印加することを特徴とする。
【０００７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施形態を、添付図面を参照して説明する。
図１に、本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示す。この磁気共鳴イメージング装置は、被検体としての患者Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、ＲＦ（高周波）信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、患者Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ（心電図）信号を計測する心電計測部と、患者Ｐに息止めを指令する息止め指令部とを機能的に備えている。
【０００８】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の長手軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【０００９】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサの制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００１０】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および周波数エンコード方向（リードアウト方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、およびリードアウト方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００１１】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて患者Ｐの近傍に配設されるＲＦ（高周波）コイル７と、このＲＦコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。後述するシーケンサの制御のもと、この送信器８Ｔは、磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する一方、受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成するようになっている。
【００１２】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００１３】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの一連の動作を制御する。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。また、シーケンサ５は、受信器８Ｒが出力するデジタルデータ（ＭＲ信号）を入力して、このデータを演算ユニット１０に転送する。
【００１４】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用できるものであれば、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元（３Ｄ）スキャンであってもよい。また、パルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Ｆａｓｔ ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ（ＦＡＳＥ：ＦＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせた手法）法などを適用できる。
【００１５】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒからシーケンサ５を介して送られてくるＭＲ信号のデジタルデータを入力してフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行う一方で、画像データの合成処理を行うようになっている。なお、フーリエ変換処理はホスト計算機６に担当させてもよい。
【００１６】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データのみならず、各種の処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、オペレータが希望するパラメータの種類、スキャン条件、パルスシーケンスの種類とそのパラメータ、所望の画像処理法などの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００１７】
また、息止め指令部として音声発生器１９を備えている。この音声発生器１９は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了の例えばメッセージを音声として発することができる。
【００１８】
さらに、心電計測部は、患者Ｐの体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、プレップスキャンスキャンとイメージングスキャンとを心電同期法に拠り実行するときにホスト計算機６およびシーケンサ５により用いられる。
【００１９】
次に、本実施形態の動作を説明する。本実施形態では、図２に示すように、本スキャン（イメージングスキャン）の前に、息止め法を併用して本スキャンのスキャン条件を最適化するためにプレップスキャン（準備スキャン）が実行される。まず本スキャンを説明し、次にプレップスキャンを説明する。
【００２０】
図３，図４に示すように、本スキャンは、心電同期を利用して、収縮期と拡張期とで２回実行される。そして、図５に示すように、収縮期に収集した磁気共鳴信号から生成した画像Ｉｓｙｓ と拡張期に収集した磁気共鳴信号から生成した画像Ｉｄｉａ とを演算ユニット１０で差分する。この差分により、目的血流として例えば動脈が抽出され、静止部及び静脈が低減され得る。目的血流の抽出に好適な条件をプレップスキャンで決定する。
【００２１】
ここで、最適な条件とは、例えば、目的血流として動脈を例にとると、収縮期と拡張期との間で動脈信号の差ができるだけ大きく、逆に静脈信号の差ができるだけ小さくなる条件をいい、具体的には、フローパルスとしては、血流信号を補償するリフェーズ型と、血流信号を抑制するデフェーズ型とがあり、そのいずれか又はフローパルスを使用しないでオリジナルのパルスシーケンスのままで本スキャンを行うか、さらにフローパルスを使用するのであれば、そのリフェーズ／デフェーズの程度、つまりフローパルスとしての傾斜磁場パルスの強度を決定することにある。
【００２２】
図６、図７にはＦＡＳＥ法を適用した本スキャンの代表的な２種類のパルスシーケンスを示している。図６にはリフェーズ型のフローパルスとして逆極性で同強度の傾斜磁場パルスの対からなる流れ補償パルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ：ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）が、また図７にはデフェーズ型のフローパルスとして１８０°パルスを挟んで逆極性、つまり実質的に同極性で同強度の傾斜磁場パルスの対からなるフロースポイルパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）がそれぞれ斜線で示されている。
【００２３】
ＦＡＳＥ法は、周知の通り、１回の核磁気励起により複数のエコーを収集する高速ＳＥ法に、ハーフフーリエ再構成を適用し、ｋ空間の中心（ゼロエンコード）付近からエコー信号を配置することにより、エコー時間の短縮を実現した手法である。つまり、スライス選択傾斜磁場パルスＧｓ とともにフリップ角が９０°の高周波磁場パルス（励起パルス）を印加し、その後に、フリップ角が１８０°の高周波磁場パルス（位相反転パルス）を繰り返し印加しながら、周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場パルスＧｒｏの存在下でエコー信号を繰り返し収集する。ここでは３次元イメージングを採用するので、エコー信号に傾斜磁場パルスＧｐｅで位相エンコードを付与すると共に、傾斜磁場パルスＧｓ でエコー信号にスライスエンコードを付与する。
【００２４】
ここで、図８に示すように、位相エンコード方向ＰＥを目的血流（図では動脈ＡＲ）の方向と略平行に設定する。これにより、位相エンコード方向ＰＥを血流方向と直交する方向に設定した場合に比べて、動脈ＡＲの走行方向を欠落または落とさずに、より明瞭に撮像することができる。一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ２時間が若干短いことが知られている。このＴ２時間の短めの血流は、Ｔ２時間が長いＣＳＦや関節液に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。Ｔ２の長いＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ２の短い血液（動脈）は、見掛け上、１画素当たりの位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。
【００２５】
そこで、位相エンコード方向ＰＥをほぼ血流方向に一致させることで、Ｔ２時間が短い血液の位相エンコード方向ＰＥの信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ２時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用でき、血流が強調されるのである。したがって、上述したように、心電同期のための最適なＭＲＡ像（すなわち最適な遅延時間）を選択するときに、その選択がより容易化される。
【００２６】
また、フローパルス、つまり図６の流れ補償パルスｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．又は図７のフロースポイルパルスｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄは、目的血流の方向に設定する必要があるが、それを血流方向に位相エンコード方向ＰＥを揃えたことで、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅにより形成することができる。
【００２７】
フローパルスを位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅにより形成することにより、従来のようにフローパルスを周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒｏにより形成するよりも、時間的に余裕があり、エコー間隔を短縮することができるとともに、動静脈分離に必要十分な強度で印加することができる。
【００２８】
なお、上述ではフローパルスを位相エンコード方向に印加してその方向の血流を映像化したが、図９、図１０に斜線で示すように、フローパルスを位相エンコード方向Ｇｐｅとともに、周波数エンコード方向Ｇｒｏにも印加することでその方向の血流も映像化することが可能となる。
【００２９】
上述したような本スキャンで、収縮期画像Ｉｓｙｓ と拡張期画像Ｉｄｉａ とを取得し、両者を単純又は重み付け差分することにより、目的血流として例えば動脈が抽出され、静止部及び静脈が低減された画像が得られる。目的血流の抽出に好適な条件はプレップスキャンにより決定される。上述のように、最適な条件とは、収縮期と拡張期との間で目的血流からの信号の差ができるだけ大きく、逆に目的血流からの信号の差ができるだけ小さくなる条件として定義される。
【００３０】
図１１には、フローパルスをリフェーズ型（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）で印加するケースと、フローパルスをデフェーズ型（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）で印加するケースと、フローパルスを印加しないケース（ｏｒｉｇｉｎａｌ）の各ケースについて、動脈と静脈それぞれの信号強度の一般的な傾向を収縮期と拡張期ごとに示している。
【００３１】
上述したように、動静脈分離のための最適条件とは、収縮期と拡張期との間で目的血流からの信号の差ができるだけ大きく、逆に目的血流からの信号の差ができるだけ小さくなる条件とであり、それは、目的血流が動脈であるか静脈であるか、さらにその血流速度にも依存して決まる。
【００３２】
本実施形態では、図１２に示すように、本スキャン前に、様々な条件で実際にプレップスキャンを実行し、各条件ごとに収縮期画像と拡張期画像との差分画像を生成して、それら差分画像の中から、目的血流と非目的血流との分離能が最も優れている画像を操作者（検査技師）が目視確認して選択する。その選択した画像の元になった信号を収集したパルスシーケンスと同じフローパルス条件、つまりリフェーズ型、デフェーズ型、又はフローパルスを使用しない、さらにはフローパルスとしての傾斜磁場パルスの強度と同じ設定で、本スキャンが実行される。
【００３３】
図１３、図１４には、簡易なプレップスキャンを示し、図１５、図１６には詳細な条件設定のためのプレップスキャンの例を示している。簡易なプレップスキャンは、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）の適用、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）の適用、フローパルスの不適用（ｏｒｉｇｉｎａｌ）のいずれかの選択を目的としてなされる。詳細なプレップスキャンは、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）の適用、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）の適用、フローパルスの不適用（ｏｒｉｇｉｎａｌ）のいずれかの選択に加えて、フローパルスの好適な強度の選択を目的としてなされる。いずれかタイプのプレップスキャンが操作者により事前に選択される。
【００３４】
いずれのタイプであっても、プレップスキャンは、本スキャンと同じここではＦＡＳＥ法で、しかし２次元イメージング対応で実行される。つまり、スライス選択傾斜磁場パルスＧｓ とともにフリップ角が９０°の高周波磁場パルス（励起パルス）を印加し、その後に、フリップ角が１８０°の高周波磁場パルス（位相反転パルス）を繰り返し印加しながら、周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場パルスＧｒｏの存在下でエコー信号を繰り返し収集する。ただし本スキャンと異なり、プレップスキャンでは、プレップスキャン時間短縮のために、２次元イメージングが採用され、素違ってエコー信号に傾斜磁場パルスＧｐｅで位相エンコードが付与されるが、スライスエンコードはかけない。また、プレップスキャンでは、本スキャンと同じように、位相エンコード方向ＰＥが目的血流（図では動脈ＡＲ）の方向と略平行に設定される。
【００３５】
簡易タイプでは、図１３、図１４に示すように、心電同期を利用して、収縮期と拡張期それぞれにおいて、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスと、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスと、フローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスと（ｏｒｉｇｉｎａｌ）が実行される。
【００３６】
収縮期にリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００３７】
同様に、収縮期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００３８】
また、同様に、収縮期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００３９】
これら３種の画像を操作者は視認し、目的血流、例えば動脈が最も明瞭に抽出されている画像を選択する。
【００４０】
ホスト計算機６及びシーケンサ５により、この選択された画像と同じフロー条件に本スキャン条件が設定される。つまり、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像との差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、リフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００４１】
また、収縮期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像との差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、デフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００４２】
さらに、同様に、収縮期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像との差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、フローパルスを適用しない３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００４３】
一方、詳細設定タイプのプレップスキャンが選択されたとき、図１５，図１６に示すように、収縮期にフロー補償効果が＋３、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期に収縮期にフロー補償効果が＋３、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４４】
収縮期にフロー補償効果が＋２、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期に収縮期にフロー補償効果が＋２、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４５】
収縮期にフロー補償効果が＋１、つまり傾斜磁場強度が基準強度のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期に収縮期にフロー補償効果が＋１、つまり傾斜磁場強度が基準強度のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４６】
また、収縮期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４７】
収縮期にフロー補償効果が−１（フロー抑制効果が＋１）、つまり傾斜磁場強度が基準強度のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフロー補償効果が−１（フロー抑制効果が＋１）、つまり傾斜磁場強度が基準強度のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４８】
収縮期にフロー補償効果が−２（フロー抑制効果が＋２）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフロー補償効果が−２（フロー抑制効果が＋２）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の２倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００４９】
収縮期にフロー補償効果が−３（フロー抑制効果が＋３）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像と、拡張期にフロー補償効果が−３（フロー抑制効果が＋３）、つまり傾斜磁場強度が基準強度の３倍のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスで収集されたエコーに基づいて再構成された画像とが単純又は重み付け差分され、その差分画像が表示される。
【００５０】
これら７種の画像を操作者は視認し、目的血流、例えば動脈が最も明瞭に抽出されている画像を選択する。
【００５１】
ホスト計算機６及びシーケンサ５により、この選択された画像と同じフロー条件に本スキャン条件が設定される。つまり、いずれかのフロー補償効果を有するリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに対応する差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、同じフロー補償効果を有する、つまり同じ傾斜磁場強度のリフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００５２】
また、フローパルスを適用しない２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに対応する差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、フローパルスを適用しない３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００５３】
さらに、いずれかのフロー抑制効果を有するデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した２次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに対応する差分画像が選択されたとき、本スキャン条件は、同じフロー抑制効果を有する、つまり同じ傾斜磁場強度のデフェーズ型フローパルス（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）を適用した３次元ＦＡＳＥ法パルスシーケンスに設定される。
【００５４】
なお、この詳細タイプのプレップスキャンで実行するフロー補償効果、フロー抑制効果の段数は、操作者が任意に設定することが可能である。
【００５５】
以上説明したように、本実施形態によれば、本スキャン時に、位相エンコードパルスＧｐｅを目的血流の方向にほぼ合わせて印加し、またフローパルスを位相エンコード方向に印加することにより、血流強調効果を実現し、またフローパルス印加に時間的余裕を与えてエコー間隔の短縮と共に動静脈分離に必要十分な強度で印加することができる。
【００５６】
（変形例）
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
【００５７】
【発明の効果】
本発明によれば、フローパルスを、周波数エンコード方向ではなく、位相エンコード方向に印加するので、フローパルス印加に時間的余裕が生じ、それによりフローパルス印加の自由度が向上する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】本実施形態におけるプレップスキャンと本スキャンとの時間的関係を示す図。
【図３】図２の本スキャンの収縮期手順を示す図。
【図４】図２の本スキャンの拡張期手順を示す図。
【図５】本実施形態の差分処理の説明図。
【図６】図２の本スキャンの流れ補償型（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）のパルスシーケンスの一例を示す図。
【図７】図２の本スキャンのスポイル型（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）のパルスシーケンスの一例を示す図。
【図８】図６，図７の位相エンコード（ＰＥ）の方向と血流の方向との関係を示す図。
【図９】図６の本スキャンの流れ補償型（ｆｌｏｗ−ｃｏｍｐ．）のパルスシーケンスの変形例を示す図。
【図１０】図６の本スキャンのスポイル型（ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ）のパルスシーケンスの変形例を示す図。
【図１１】本実施形態において、オリジナル、流れ補償型、スポイル型それぞれの拡張期と収縮期に対する一般的な信号強度の対応関係を示す図。
【図１２】本実施形態の全体的な流れを示すフローチャート。
【図１３】図１２のプレップスキャン（収縮期）の基本的なパルスシーケンスを示す図。
【図１４】図１２のプレップスキャン（拡張期）の基本的なパルスシーケンスを示す図。
【図１５】図１２のプレップスキャン（収縮期）の発展的なパルスシーケンスを示す図。
【図１６】図１２のプレップスキャン（拡張期）の発展的なパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
１…磁石
２…静磁場電源
３…傾斜磁場コイルユニット
４…傾斜磁場電源
５…シーケンサ
６…コントローラ
７…ＲＦコイル
８Ｔ…送信器
８Ｒ…受信器
１０…演算ユニット
１１…記憶ユニット
１２…表示器
１３…入力器
１７…ＥＣＧセンサ
１８…ＥＣＧユニット
１９音声発生器
Claims (7)
- 被検体内の特定原子核の磁化を高周波磁場パルスにより励起するとともに、前記被検体内の血流の磁化をフローパルスの印加によりデフェーズ又はリフェーズする磁気共鳴イメージング装置において、
前記フローパルスを位相エンコード方向に印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 前記フローパルスをリフェーズ型で印加するパルスシーケンスとデフェーズ型で印加するパルスシーケンスとを含むプレップスキャンを実行することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記フローパルスをリフェーズ型で印加するパルスシーケンスで収集した信号と前記フローパルスをデフェーズ型で印加するパルスシーケンスで収集した信号とから個別に画像を生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装置。
- 前記フローパルスをリフェーズ型で印加するパルスシーケンスで収集した信号から生成した画像と前記フローパルスをデフェーズ型で印加するパルスシーケンスで収集した信号から生成した画像とを表示するとともに、操作者により選択された画像に従って本スキャンのフローパルスをリフェーズ型又はデフェーズ型で印加することを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記プレップスキャンは２次元スキャンであ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装置。
- 前記フローパルスは前記位相エンコード方向とともに周波数エンコード方向にも印加されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記位相エンコードは前記被検体内の目的血流の方向と略平行な方向に設定されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
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Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007313303A (ja) * | 2006-04-25 | 2007-12-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法 |
| JP2008093418A (ja) * | 2006-09-13 | 2008-04-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴画像診断装置およびその制御方法 |
| JP2012024604A (ja) * | 2005-09-22 | 2012-02-09 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012096092A (ja) * | 2012-02-20 | 2012-05-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012223646A (ja) * | 2006-04-25 | 2012-11-15 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013070765A (ja) * | 2011-09-27 | 2013-04-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013166040A (ja) * | 2013-06-03 | 2013-08-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| JP2016007539A (ja) * | 2014-06-23 | 2016-01-18 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5858791B2 (ja) * | 2010-01-22 | 2016-02-10 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び血管画像撮像方法 |
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Families Citing this family (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007054214A (ja) * | 2005-08-24 | 2007-03-08 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴診断装置 |
| US7587232B2 (en) * | 2006-02-28 | 2009-09-08 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus, magnetic resonance data processing apparatus, magnetic resonance data processing program and magnetic resonance imaging apparatus control method |
| JP4936864B2 (ja) * | 2006-11-22 | 2012-05-23 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE102007041826B4 (de) * | 2007-09-03 | 2018-02-01 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Optimierung von angiographischen MR-Bildern |
| US20090143666A1 (en) * | 2007-11-29 | 2009-06-04 | Edelman Robert R | System And Method For Non-Contrast Agent MR Angiography |
| JP2009254629A (ja) * | 2008-04-17 | 2009-11-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5611661B2 (ja) * | 2009-06-04 | 2014-10-22 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN102018511A (zh) | 2009-09-18 | 2011-04-20 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置以及磁共振成像方法 |
| US8581582B2 (en) * | 2009-09-18 | 2013-11-12 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI non-contrast time-slip angiography using variably positioned cine sub-sequence |
| US9151815B2 (en) | 2010-11-15 | 2015-10-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| US9500732B2 (en) | 2011-01-28 | 2016-11-22 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging device and angiography using same |
| DE102011078273B4 (de) * | 2011-06-29 | 2014-11-20 | Siemens Aktiengesellschaft | MR-Angiographie mit nicht-kartesischer Signalakquisition |
| US20140371574A1 (en) * | 2011-09-16 | 2014-12-18 | University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education | Noncontact electrophysiological measurement and imaging of the heart |
| US9360545B2 (en) * | 2012-06-26 | 2016-06-07 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance system and operating method for flow artifact reduction in slab selective space imaging |
| DE102013207390B4 (de) * | 2013-04-24 | 2015-03-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Ermittlung einer Magnetresonanz-Ansteuersequenz mit einer automatischen Anpassung einer ersten und einer zweiten Selektionsrichtung |
| KR101582415B1 (ko) * | 2014-06-18 | 2016-01-04 | 가천대학교 산학협력단 | 자기 공명 영상 시스템에서 t2* 및 혈관 영상의 동시 획득 방법 |
| KR101686005B1 (ko) | 2015-02-02 | 2016-12-13 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 영상 장치 및 상기 자기 공명 영상 장치를 이용한 자기 공명 분광법 |
| CN105997075B (zh) * | 2016-04-28 | 2018-05-04 | 上海联影医疗科技有限公司 | 一种磁共振数据采集方法及磁共振成像*** |
| CN108652624A (zh) * | 2017-03-31 | 2018-10-16 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 一种前瞻性心电触发方法和装置 |
| CN113805130B (zh) * | 2020-06-17 | 2024-01-30 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 快速磁化率敏感性成像方法、装置及磁共振成像*** |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4714081A (en) * | 1986-03-03 | 1987-12-22 | General Electric Company | Methods for NMR angiography |
| US4718424A (en) * | 1986-08-07 | 1988-01-12 | Stanford University | NMR imaging of blood flow by moment variation of magnetic gradients |
| US4796635A (en) * | 1987-02-11 | 1989-01-10 | General Electric Company | Multiple-echo, multiple-view NMR angiography |
| US5277182A (en) * | 1988-03-14 | 1994-01-11 | Hitachi, Ltd. | Coronory artery imaging method and apparatus |
| US5300886A (en) * | 1992-02-28 | 1994-04-05 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health & Human Services | Method to enhance the sensitivity of MRI for magnetic susceptibility effects |
| DE4432575C2 (de) * | 1993-09-14 | 2003-04-10 | Toshiba Kawasaki Kk | Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung |
| JP3569066B2 (ja) * | 1996-03-21 | 2004-09-22 | 株式会社東芝 | 傾斜磁場パルスの設定方法および磁気共鳴イメージング装置 |
| JP4040742B2 (ja) * | 1997-03-28 | 2008-01-30 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JP4090619B2 (ja) | 1998-04-20 | 2008-05-28 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JP4632535B2 (ja) | 2000-12-27 | 2011-02-16 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| US6801800B2 (en) * | 1999-11-29 | 2004-10-05 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging using ECG-prep scan |
| JP3884227B2 (ja) | 2000-11-21 | 2007-02-21 | 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 | 磁気共鳴撮影装置 |
| US7047062B2 (en) * | 2002-05-16 | 2006-05-16 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Magnetic resonance imaging with nested gradient pulses |
-
2002
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-
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Cited By (14)
| 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 |
| US9700220B2 (en) | 2006-04-25 | 2017-07-11 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| JP2007313303A (ja) * | 2006-04-25 | 2007-12-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法 |
| JP2012223646A (ja) * | 2006-04-25 | 2012-11-15 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2008093418A (ja) * | 2006-09-13 | 2008-04-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴画像診断装置およびその制御方法 |
| US9201129B2 (en) | 2006-09-13 | 2015-12-01 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same |
| US10219721B2 (en) | 2006-11-22 | 2019-03-05 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus reconstructing rephase and dephase images |
| US10098563B2 (en) | 2006-11-22 | 2018-10-16 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US9538936B2 (en) | 2006-11-22 | 2017-01-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI apparatus acquires first and second MR data and generates therefrom third image data having higher contrast between blood and background tissues |
| JP5858791B2 (ja) * | 2010-01-22 | 2016-02-10 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び血管画像撮像方法 |
| JP2013070765A (ja) * | 2011-09-27 | 2013-04-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012096092A (ja) * | 2012-02-20 | 2012-05-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013166040A (ja) * | 2013-06-03 | 2013-08-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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