JP3263816B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下「Ｎ
ＭＲ」と略記する）現象を利用して得られた被検体(人
体）の所望部位の断層像について上記被検体の検査部位
の血流情報を処理する磁気共鳴イメージング装置に関
し、特に血流速プロファイルを投影する２次元画像上の
領域を血流の最高速をカバーし得る範囲の矩形視野とす
ることにより、撮像時間の短縮を図ることができる磁気
共鳴イメージング装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲ
Ｉ装置」と略称する）は、Ｘ線ＣＴ装置によって得られ
るＸ線吸収係数を可視化した画像のような解剖学的情報
のみならず、生化学的情報、化学シフト情報や血流情報
を得ることができるので、近年注目を集め、急速に普及
しつつある。その中でも、ＭＲＩ装置を使って血流信号
を描出する方法は、ＭＲアンジオグラフィとして、Ｘ線
を使ったアンジオグラフィとは異なり造影剤が不要であ
り、患者に対する副作用も無いので、特に臨床応用が盛
んになってきている。

【０００３】このようなＭＲＩ装置は、被検体に静磁場
及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、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
るために高周波信号を照射する送信系と、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を備えて成っている。そして、現
在商用化されているＭＲＩ装置のほとんどは、一般的に
２次元フーリエ変換イメージング法を用いて撮影してい
る。このうち代表的なスピンエコー法に基づいて撮像の
原理を説明する。このパルスシーケンスでは、最初に90
度パルスを照射し、巨視的磁化を90度倒す。倒れた直後
は巨視的磁化としてみなせたものが、スピン同士の相互
作用や周りの磁場的環境が微妙に影響し、各スピンの回
転の周波数がわずかずつ異なるので、時間の経過と共に
各スピン間に位相差が生じる。このような状態で巨視的
磁化が180度倒れる180度パルスを照射すると、各スピン
は回転座標系で反転し、その後も各スピンの回転速度は
同じまま回転し続けるので、今まで互いに位相が拡散す
る方向にあった関係が収束する方向に変わる。完全に収
束したとき、エコー信号を形成する。この時、90度パル
スからエコー形成までの時間をエコー時間Ｔeとする
と、90度パルスから180度パルスまでの時間をＴe／２と
するのが望ましい。

【０００４】しかし、このように計測された信号は、静
磁場内のどこで発生したものであるかの識別ができな
い。そこで、その識別のために空間的な位置の変化が線
形である傾斜磁場を用いる。まず、空間的に均一な静磁
場に傾斜磁場を印加すると、空間的な距離と磁場強度は
線形に変化するので、照射時に断層像を得たい場所の周
波数に応じた高周波磁場を照射すれば、その周波数に共
鳴した部分のみ励起されるので、励起面が断層像として
形成される。次に、信号読み出し時に、傾斜磁場を印加
しながら計測すれば、これをフーリエ変換することによ
って断層面の１軸に関して位置の弁別が可能となる。こ
の軸に直交した方向には、位置に応じた位相をこの方向
に傾斜を持った傾斜磁場によって付加し、同様にフーリ
エ変換によって、位置の弁別をしている。これら、空間
の直交した３軸を区別するために３軸に対応した傾斜磁
場コイル群を装着している。

【０００５】ところで、現在商用化されているＭＲＩ装
置は、一般に対象核種がプロトンであり、計測により被
検体内のプロトン密度やその緩和時間情報を得ている。
いま、２次元断面に対して垂直に流れる血流を描出する
ことを考える。流れる核スピンは、傾斜磁場が印加され
ていると、その傾斜磁場が印加されている方向に移動す
ることによって異なった共鳴周波数を感じるため、或る
中心の共鳴周波数から見ると流れる核スピンは位相の進
み遅れ、すなわち位相回転を感じることになる。従っ
て、一般には静止部の信号と比較して、動きのある部分
では信号消失が生じる。この信号消失を防ぐには、前記
の位相の進み遅れを戻すことを実施すれば良い。流れる
核スピンの位相回転が傾斜磁場の印加に起因するのであ
るから、位相戻しも傾斜磁場の印加によって回復するこ
とが可能である。

【０００６】図１０は、上記の位相戻しに関し、正負一
対の傾斜磁場（これを「フローエンコードパルス」とい
う）印加の組合せが核スピンの位相にどのような影響を
与えるかを示したものである。図１０の（ｃ），（ｄ）
は正負一対の傾斜磁場Ｇ₁の印加による核スピンに与え
る位相の影響を示す。静止部（Ｖ＝０）の核スピンは移
動しないので、傾斜磁場Ｇ₁の強度が正側と負側で同じ
であり、かつ、その印加時間も同一であれば、正側の傾
斜磁場が印加されている間に感じた位相回転量と、負側
の傾斜磁場が印加されている間に感じた位相回転量と
は、大きさが同じで符号が反対であるので結果として位
相回転は零となる。すなわち、図１０（ｄ）において、
破線のカーブは零に収束する。ところが、例えば、一定
速度Ｖ＝ａで流れる核スピンは、移動することで異なっ
た位相回転量を累積的に受けるため、結果として時間の
２乗関数で表わされるので、正負一対の傾斜磁場Ｇ₁の
印加後では第（１）式で表わされる位相φ₁を感じるこ
とになる。 φ₁＝２πＧ₁Ｖｔ_aｔ_b …（１） ここで、Ｇ₁は傾斜磁場強度、ｔ_aは片側の傾斜磁場印加
時間、ｔ_bは正負一対の傾斜磁場の重心間時間を示す。
すなわち、図１０（ｄ）において実線のカーブは零に収
束せず、φ₁の位相回転のために血流のように流れる核
スピンは信号消失を来す。

【０００７】上記の信号を回復させるには、位相回転を
補正すれば良いことは明らかである。図１０の（ａ），
（ｂ）は、Ｖ＝ａで流れる核スピンが感じた位相回転量
φ₁を元に戻すために、その位相回転量φ₁をちょうど戻
しうる、前記正負一対の傾斜磁場の組合せの負のもの
を、その正負一対の傾斜磁場の前、あるいは後のいずれ
かに印加し、位相の負のものを付加することで、一定速
度Ｖ＝ａで流れる核スピンの位相をも零にしている。も
ちろん、静止部（Ｖ＝０）の核スピンの位相は、このよ
うな正負二対の傾斜磁場Ｇ₂の印加後においても零であ
ることは言うまでもない。このような方法を傾斜磁場モ
ーメント零化法、あるいは位相戻し(Ｒephasing）と呼
んでいる。

【０００８】上記の傾斜磁場モーメント零化法をグラジ
ェント・エコー法に適用すると、血流信号を高信号で捕
らえることができる。このような手法を従来のリードア
ウト傾斜磁場方向ではなく、スライス選択軸の方向に信
号読み出しを実施し、２次元フーリエ変換法によって信
号を収集し、画像再構成すると血流速プロファイルを映
像化できる。そして、以上の従来の技術では、一枚の２
次元の血流速プロファイル画像を得るのに正方形視野の
映像化を実施していた。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】しかし、このような従
来の血流速プロファイルの表示においては、一枚の２次
元の血流速プロファイル画像を得るのに正方形視野の映
像化を実施していたので、画像上には何らＮＭＲのエコ
ー信号が発生しない領域についても情報を計測してお
り、長い撮像時間が必要となるものであった。従って、
被検体に対する拘束時間が無為に長くなり、精神的な苦
痛を与えることがあった。

【００１０】そこで、本発明は、このような問題点に対
処し、血流速プロファイルを投影する２次元画像上の領
域を血流の最高速をカバーし得る範囲の矩形視野とする
ことにより、撮像時間の短縮を図ることができる磁気共
鳴イメージング装置を提供することを目的とする。

【００１１】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明による磁気共鳴イメージング装置は、被検体
に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、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
起こさせるための高周波信号を照射する送信系と、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、上記傾斜磁場、高周波
信号を所定のシーケンスに従って印加させると共に上記
各手段の動作を制御する制御手段とを備えて成る磁気共
鳴イメージング装置において、上記制御手段からの制御
指令により、周波数エンコード方向を信号計測軸とし、
スライス選択軸を位相エンコード方向に取ると共にこの
位相エンコード方向には血流速プロファイルの最高速を
カバーし得るエンコード数に低減して小さい視野とし、
矩形視野について血流情報の信号処理を行わせるもので
ある。

【００１２】

【００１３】また、上記位相エンコード方向の位相オフ
セットを変えることにより位相エンコード・ステップの
中心をずらし、多数の断面について同一撮像時間内に得
られた血流速プロファイルを用いて、多数の断面の血流
情報を処理するものである。

【００１４】他の手段による磁気共鳴イメージング装置
は、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段
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ための高周波信号を照射する送信
系と、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、上記傾斜磁
場、高周波信号を所定のシーケンスに従って印加させる
と共に上記各手段の動作を制御する制御手段とを備えて
成る磁気共鳴イメージング装置において、上記制御手段
からの制御指令により、スライス方向を信号計測軸と
し、スライス選択軸を周波数エンコード方向に取ると共
にこの周波数エンコード方向には血流速プロファイルの
最高速をカバーし得るサンプリング数に低減して小さい
視野とし、矩形視野について血流情報の信号処理を行わ
せるものである。

【００１５】また、上記周波数エンコード方向の位置の
変位に対応して断面選択励起の周波数を変更し、多数の
断面について同一撮像時間内に得られた血流速プロファ
イルを用いて、多数の断面の血流情報を処理するもので
ある。

【００１６】

【作用】このように構成された磁気共鳴イメージング装
置は、制御手段からの制御指令により、周波数エンコー
ド方向を信号計測軸とし、スライス選択軸を位相エンコ
ード方向に取ると共にこの位相エンコード方向には血流
速プロファイルの最高速をカバーし得るエンコード数に
低減して小さい視野とし、矩形視野について血流情報の
信号処理を行わせるように動作する。この信号処理によ
り、撮像時間を短縮して被検体の拘束時間を短くするこ
とができる。或いは、制御手段からの制御指令により、
スライス方向を信号計測軸とし、スライス選択軸を周波
数エンコード方向に取ると共にこの周波数エンコード方
向には血流速プロファイルの最高速をカバーし得るサン
プリング数に低減して小さい視野とし、矩形視野につい
て血流情報の信号処理を行わせるように動作する。この
信号処理により、同じく撮像時間を短縮して被検体の拘
束時間を短くすることができる。

【００１７】

【実施例】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。図１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、図１に示すよう
に、静磁場発生磁気回路２と、傾斜磁場発生系３と、送
信系４と、受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ７
と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて成る。

【００１８】上記静磁場発生磁気回路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又は常電導方式ある
いは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。傾斜
磁場発生系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７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，Ｇ
y，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。

【００１９】送信系４は、後述のシーケンサ７から送出
される高周波磁場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
周波信号を照射するもので、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、上記高周波発振器１１から出力された高周
波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器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１３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、電磁波が上
記被検体１に照射されるようになっている。

【００２０】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
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、上記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１４
ｂ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７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６に送られる
ようになっている。

【００２１】この信号処理系６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、上記ＣＰＵ８でフー
リエ変換、補正係数計算、画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。

【００２２】シーケンサ７は、上記被検体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
印加する制御手段となるもので、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４及び傾斜磁場発生系３並びに受信系５に送る
ようになっている。なお、図１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気
回路２の磁場空間内に配置されている。

【００２３】そして、上記制御手段としてのＣＰＵ８
は、上記受信系５で検出したエコー信号について画像再
構成して得た血流速プロファイルを投影する２次元画像
上の領域を、血流の最高速をカバーし得る範囲の矩形視
野とし、この矩形視野について血流情報の信号処理を行
わせるように構成されている。

【００２４】次に、このような磁気共鳴イメージング装
置における血流情報の信号処理の具体的な動作につい
て、図２及び図３を参照して説明する。図２は本発明の
磁気共鳴イメージング装置で実施する位相戻しの効果を
付加したグラジェント・エコー計測におけるタイム・シ
ーケンスを模式的に表したタイミング線図であり、周波
数エンコード方向を信号計測軸としたものである。図２
において、（ａ）は高周波パルスの信号照射のタイミン
グ及び選択励起のためのエンベロープを示している。
(ｂ）はスライス方向及び位相エンコード方向の傾斜磁
場Ｇzの印加のタイミングを示す。（ｃ）はＹ方向を示
し何も印加していない。（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、（ｅ）は計測
されるエコー信号を示す。（ｆ）はタイム・シーケンス
を１〜５に区間分けしたものである。なお、Ｘ，Ｙ，Ｚ
三軸はそれぞれ直交したデカルト座標軸である。

【００２５】まず、図２（ｆ）に示す区間１において
は、α＝90度又はそれ以下あるいはそれ以上の角度の選
択励起パルスを照射するとともに、（ｂ）に示すよう
に、スライス方向及び位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇ
zを印加する。次に、（ｆ）に示す区間２においては、
（ｂ）に示すように、負のスライス方向及び位相エンコ
ード方向の傾斜磁場Ｇzを印加し、スライスの両端での
位相回転を戻すとともに、次の区間３でのスライス方向
の位相戻し効果の準備をする。さらに、上記区間２にお
いて、（ｄ）に示すように、周波数エンコード方向傾斜
磁場Ｇxを印加することにより、図１０（ａ）に示すと
同様に正負２組のフローエンコードパルスの正側の第１
のパルスを印加する。その後、（ｆ）に示す区間３にお
いて、（ｂ）に示すように、スライス方向及び位相エン
コード方向の傾斜磁場Ｇzを印加し、この方向の血流の
信号の位相回転を戻しておく。また、上記区間３におい
て、(ｄ）に示すように、周波数エンコード方向に負の
傾斜磁場Ｇxを印加し、フローエンコードパルスの負側
を形成する。次に、（ｆ）に示す区間４において、
（ｂ）に示すように、Ｚ方向を位相エンコードにとり、
位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇzを印加し、Ｚ方向に
位相回転を付加し、２次元フーリエ変換によって画像を
再構成した際、Ｚ方向の位置の弁別ができるようにす
る。さらに、上記区間４では、（ｄ）に示すように、負
の周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇxを印加したままに
保つ。その後、（ｆ）に示す区間５においては、（ｄ）
に示すように、周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇxを印
加し、この方向を信号計測軸として（ｅ）に示すように
エコー信号の読み出しを実施する。この際、エコー信号
の中心を時間原点として取り扱うが、このエコー信号の
中心が区間５の中央に来る必要はない。

【００２６】上記図２の場合、スライス選択軸は、位相
エンコード方向と同一に採られているが、区間１、２及
び３において正負２組のフローエンコードパルスを使っ
て位相戻しすることにより、速度に依存せず血流の位相
を戻すことができている。また、区間５においてエコー
信号を計測する際に、区間２、３、４及び５において正
負２組のフローエンコードパルスを使って位相戻しする
ことにより、速度に依存せず血流の位相を戻すことがで
きている。このように、スライス選択軸方向に位相戻し
がなされているので、流速の速い信号はスライス選択断
面から遠くに、また流速の遅い信号はスライス選択断面
から近くに捕えられるので、血流速プロファイルを描出
できる。

【００２７】核磁気共鳴によりイメージングを行うに
は、前述のごとく静磁場に傾斜磁場を印加した状態で高
周波パルスを照射し、被検体１の検査領域から出るエコ
ー信号を空間情報としてエンコード（符号化）するため
に傾斜磁場を印加し、そのエコー信号を計測した後、画
像再構成する。空間を符号化するために傾斜磁場を用い
るが、これは核磁気共鳴周波数ωが磁場強度と線形関係
にあることを利用している。すなわち、傾斜磁場の空間
的直線性が保たれていると、対象領域における空間位置
と周波数の関係は線形となり、時間情報であるエコー信
号をフーリエ変換し、周波数軸に置き換えるだけで被検
体１の位置情報が得られることを利用して画像を再構成
している。

【００２８】次に、選択励起によってスライス方向にあ
る厚みをもった領域の核スピンが励起された後に空間を
符号化する状態について説明する。ある厚みをもった２
次元面領域の核スピンを空間座標に応じた量だけ回転を
付加するために、通常、Ｘ，Ｙの二方向に分けて符号化
する。図２に従えば、Ｘ方向を周波数エンコード方向、
Ｚ方向をスライス方向及び位相エンコード方向と区分け
している。そして、周波数エンコード方向には、スピン
・エコー信号を読み取る際、視野の両端で位相がＮπだ
けずれている必要があり、周波数エンコード時間をＴx
とすれば、 γＧx・Ｄ₁・Ｔx＝Ｎπ …（２） なる関係を満たさなければならない。ここで、 γ ：対象核であるプロトンの磁気回転比（2.6751×10⁴
rad/sec/Ｇauss） Ｇx：周波数エンコード方向傾斜磁場の強度 Ｄ₁：視野直径（図３参照） Ｎ ：計測サンプル数 である。

【００２９】また、位相エンコード方向には、Ｍ回の位
相エンコードを行うものとすると、視野の両端での位相
が最大でＭπだけずれている必要があるので、位相エン
コードパルス印加時間をＴzとしたとき γＧz・Ｄ₂・Ｔz＝Ｍπ …（３） なる関係を満たさなければならない。ここで、 Ｇz：スライス方向及び位相エンコード方向の傾斜磁場
の最大値 Ｄ₂：視野直径（図３参照） Ｍ ：位相エンコード数 である。また、ここでは説明のため、視野はＸ方向、Ｚ
方向とも同一（Ｄ₁＝Ｄ₂）の正方形領域とした。そし
て、周波数エンコード方向の傾斜磁場Ｇxは、各位相エ
ンコード毎に同じ強度を印加し、Ｘ方向の空間座標を周
波数軸に符号化する。一方、位相エンコード方向には、
各エンコード毎に傾斜磁場強度が、下記の第（４）式で
表されるように、位相エンコード量γＧz・Ｄ₂・Ｔzを
πずつ変化するようにＧzを変えて、信号を計測する。

【数１】

【００３０】このようにして、Ｘ方向にはＮサンプル、
Ｚ方向にはＭサンプルをもつ２次元計測データが収集さ
れる。通常、ＮＭＲ信号計測にはＱＰＤ（Ｑuadrature
Ｐhase Ｄetection）手法を用いて実部、虚部を同時に
収集するので、Ｎ×Ｍサンプルの複素データが得られ、
これを２次元フーリエ変換すれば画像が得られる。そし
て、核磁気共鳴によるイメージング画像は、繰り返し時
間ＴＲ毎に位相エンコード量を変えながら計測したデー
タを２次元フーリエ変換して得る。このとき、スライス
の厚み方向、すなわちスライス選択軸方向を位相エンコ
ード方向、あるいは周波数エンコード方向に選ぶと、こ
の方向に血流速プロファイルを得ることができる。

【００３１】次に、このような血流速プロファイルの描
出において、矩形視野により信号計測をし、無駄な領域
の計測をしないで撮像時間を短縮する状態について説明
する。まず、図２に示すように、スライス選択軸を位相
エンコード方向に選び、周波数エンコード方向を信号計
測軸とした場合について説明する。いま、図３に示すよ
うに、位相エンコード方向の血流速プロファイルＰf₁の
最高速から決まる視野の大きさをＤ₂′とし、周波数エ
ンコード方向の視野をＤ₁とすると、Ｄ₂′＜Ｄ₁なる関
係があるとき撮像時間の短縮を図ることができる。この
とき、周波数エンコード方向の視野Ｄ₁に対応した位相
エンコード数Ｍに対して、新たな位相エンコード方向の
視野Ｄ₂′に応じた位相エンコード数をＭ′としたと
き、各エンコード毎の傾斜磁場強度が、下記の第（５）
式で表されるように、位相エンコード量γＧz・Ｄ₂′・
Ｔzをπずつ変化するようにＧzを変えて、信号計測す
る。

【数２】 このとき、位相エンコード数と位相エンコード方向の計
測視野との関係をＤ₂′／Ｄ₂＝Ｍ′／Ｍ …（６）
となるように決めれば、位相エンコード方向の空間分解
能は、本来指定したものと同一で、周波数エンコード方
向と位相エンコード方向が同じ正方形のピクセルとする
ことができる。これにともなって、撮像時間は第（５）
式に従って短縮できる。

【００３２】この場合、位相エンコード増分は、元の正
方形視野（Ｄ₁×Ｄ₂）計測の時と同じもので良い。これ
によって、被検体の両端に存在する計測には不必要な空
気の領域の情報を除いてデータ収集するので、撮像に無
駄がない。また、位相エンコード数Ｍ′は、本来の正方
形視野指定のときよりも減少しているので、撮像時間の
短縮が図れ、延いては患者拘束時間の短縮が図れる。

【００３３】図４は本発明の磁気共鳴イメージング装置
における血流情報の信号処理の第二の実施例を説明する
ためのグラジェント・エコー計測におけるタイム・シー
ケンスを示すタイミング線図であり、図２の実施例を変
形したものである。この実施例は、図２のタイミング線
図において、位相エンコード方向の位相オフセットを変
えることにより位相エンコード・ステップの中心をずら
し、多数の断面について同一撮像時間内に得られた血流
速プロファイルを用いて、多数の断面の血流情報を処理
するものである。すなわち、図４の（ｆ）に示す区間４
において、（ｂ）に示すように、Ｚ方向を位相エンコー
ドにとり、位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇzの印加に
際し、適宜のオフセットを付加して検査の断面位置に応
じた位相回転を付加すればよい。例えば、ある検査部位
について三つの断面を撮像する場合は、それぞれの断面
位置に応じてオフセット量を変えてやればよい。この場
合の信号計測の状態を示すと、図５に示すように、オフ
セットをＯＳ₁，ＯＳ₂，ＯＳ₃と変化させ、位相エンコ
ード・ステップの中心をずらし、それぞれの位置におい
てＤ₂′×Ｄ₁の矩形視野で信号計測をする。これによ
り、多数の断面の血流信号が短時間で撮像できる。

【００３４】図６は本発明の磁気共鳴イメージング装置
における血流情報の信号処理の第三の実施例を説明する
ためのグラジェント・エコー計測におけるタイム・シー
ケンスを示すタイミング線図であり、スライス選択軸を
周波数エンコード方向に選び、スライス方向を信号計測
軸としたものである。いま、図７に示すように、周波数
エンコード方向の血流速プロファイルＰf₂の最高速から
決まる視野の大きさをＤ₁′とし、周波数エンコード方
向に指定された視野をＤ₁とすると、Ｄ₁′＜Ｄ₁なる関
係があるとき信号収集時間の短縮を図ることができる。
このとき、元の指定された周波数エンコード方向の視野
Ｄ₁に対応したサンプリング数Ｎに対して、新たな周波
数エンコード方向視野Ｄ₁′に応じたサンプリング数を
Ｎ′とし、周波数エンコード時間をＴzとしたとき、 γＧz・Ｄ₁′・Ｔz＝Ｎ′π …（７） なる関係を満たさなければならない。このとき、サンプ
リング数Ｎ′と周波数エンコード方向の計測視野Ｄ₁′
との関係を Ｄ₁′／Ｄ₁＝Ｎ′／Ｎ …（８） となるように決めれば、周波数エンコード方向の空間分
解能は、本来指定したものと同一で、周波数エンコード
方向と位相エンコード方向が同じ空間分解能の正方形の
ピクセルとすることができる。これによって、信号収集
のサンプリング数が減少し、繰返し時間ＴＲをより短い
ものとすることができるので、撮像時間を短縮できる。

【００３５】図８は本発明の磁気共鳴イメージング装置
における血流情報の信号処理の第四の実施例を説明する
ためのグラジェント・エコー計測におけるタイム・シー
ケンスを示すタイミング線図であり、図６の実施例を変
形したものである。この実施例は、図６のタイミング線
図において、周波数エンコード方向の位置の変位に対応
して断面選択励起の周波数を変更し、多数の断面につい
て同一撮像時間内に得られた血流速プロファイルを用い
て、多数の断面の血流情報を処理するものである。すな
わち、図８の（ｇ）に示すように、検査の断面位置に応
じて選択励起の共鳴周波数を、中心の共鳴周波数ω₀か
ら当該断面の位置の偏差に応じて例えば共鳴周波数ω₁
に変更し（図８(ｆ)の区間１参照）、区間３における信
号読み出しは元の中心周波数ω₀で実施すればよい。こ
のような状態で、検査部位の異なった断面の血流速プロ
ファイルを得るためには、図９に示すように、選択励起
の周波数を所望の断面の位置に対応した共鳴周波数、例
えばω₁，ω₂，ω₃で励起し、それぞれの血流情報を処
理の際は元の中心共鳴周波数ω₀に設定して、信号の読
み出しを実施すればよい。これにより、多数の断面の血
流信号が短時間で撮像できる。

【００３６】

【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
制御手段からの制御指令により、周波数エンコード方向
を信号計測軸とし、スライス選択軸を位相エンコード方
向に取ると共にこの位相エンコード方向には血流速プロ
ファイルの最高速をカバーし得るエンコード数に低減し
て小さい視野とし、矩形視野について血流情報の信号処
理を行わせることができる。或いは、制御手段からの制
御指令により、スライス方向を信号計測軸とし、スライ
ス選択軸を周波数エンコード方向に取ると共にこの周波
数エンコード方向には血流速プロファイルの最高速をカ
バーし得るサンプリング数に低減して小さい視野とし、
矩形視野について血流情報の信号処理を行わせることが
できる。従って、画像上に何らＮＭＲのエコー信号が発
生しない領域については情報を計測することなく、撮像
時間を短縮することができる。このことから、被検体の
拘束時間を短くすることができ、精神的な苦痛を緩和で
きると共に、検査の効率を向上することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 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、

【図２】 上記磁気共鳴イメージング装置における血流
情報の信号処理の第一の実施例で使用する位相戻しの効
果を付加したグラジェント・エコー計測におけるタイム
・シーケンスを模式的に表したタイミング線図、

【図３】 上記第一の実施例において矩形視野により信
号処理をする状態を示す説明図、

【図４】 本発明の磁気共鳴イメージング装置における
血流情報の信号処理の第二の実施例を説明するためのグ
ラジェント・エコー計測におけるタイム・シーケンスを
示すタイミング線図、

【図５】 上記第二の実施例において矩形視野により信
号処理をし多数の断面の血流情報を処理する状態を示す
説明図、

【図６】 本発明の磁気共鳴イメージング装置における
血流情報の信号処理の第三の実施例を説明するためのグ
ラジェント・エコー計測におけるタイム・シーケンスを
示すタイミング線図、

【図７】 上記第三の実施例において矩形視野により信
号処理をする状態を示す説明図、

【図８】 本発明の磁気共鳴イメージング装置における
血流情報の信号処理の第四の実施例を説明するためのグ
ラジェント・エコー計測におけるタイム・シーケンスを
示すタイミング線図、

【図９】 上記第四の実施例において矩形視野により信
号処理をし多数の断面の血流情報を処理する状態を示す
説明図、

【図１０】 ＭＲＩ装置における傾斜磁場印加による核
スピンの位相回転の様子を示すタイミング線図。

【符号の説明】

１…被検体 ２…静磁場発生磁気回路 ３…傾斜磁場発生系 ４…送信系 ５…受信系 ６…信号処理系 ７…シーケンサ ８…ＣＰＵ

Claims (4)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場
   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ための高周波信号を照射
   する送信系と、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、上
   記傾斜磁場、高周波信号を所定のシーケンスに従って印
   加させると共に上記各手段の動作を制御する制御手段と
   を備えて成る磁気共鳴イメージング装置において、 上記制御手段からの制御指令により、周波数エンコード
   方向を信号計測軸とし、スライス選択軸を位相エンコー
   ド方向に取ると共にこの位相エンコード方向には血流速
   プロファイルの最高速をカバーし得るエンコード数に低
   減して小さい視野とし、矩形視野について血流情報の信
   号処理を行わせることを特徴とする磁気共鳴イメージン
   グ装置。
2. 【請求項２】上記位相エンコード方向の位相オフセット
   を変えることにより位相エンコード・ステップの中心を
   ずらし、多数の断面について同一撮像時間内に得られた
   血流速プロファイルを用いて、多数の断面の血流情報を
   処理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。
3. 【請求項３】被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場
   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ための高周波信号を照射
   する送信系と、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、上
   記傾斜磁場、高周波信号を所定のシーケンスに従って印
   加させると共に上記各手段の動作を制御する制御手段と
   を備えて成る磁気共鳴イメージング装置において、 上記制御手段からの制御指令により、スライス方向を信
   号計測軸とし、スライス選択軸を周波数エンコード方向
   に取ると共にこの周波数エンコード方向には血 流速プロ
   ファイルの最高速をカバーし得るサンプリング数に低減
   して小さい視野とし、矩形視野について血流情報の信号
   処理を行わせる ことを特徴とする磁気共鳴イメージング
   装置。
4. 【請求項４】上記周波数エンコード方向の位置の変位に
   対応して断面選択励起の周波数を変更し、多数の断面に
   ついて同一撮像時間内に得られた血流速プロファイルを
   用いて、多数の断面の血流情報を処理することを特徴と
   する請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。