JPH06133950A - 磁気共鳴撮影方法 - Google Patents
磁気共鳴撮影方法Info
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- JPH06133950A JPH06133950A JP4287478A JP28747892A JPH06133950A JP H06133950 A JPH06133950 A JP H06133950A JP 4287478 A JP4287478 A JP 4287478A JP 28747892 A JP28747892 A JP 28747892A JP H06133950 A JPH06133950 A JP H06133950A
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- Japan
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- magnetic resonance
- imaging
- blood vessel
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- resonance imaging
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Abstract
(57)【要約】
【目的】血流を安定に描出することができるとともに撮
影時間の短縮化を図れる磁気共鳴撮影方法を提供するこ
とにある。 【構成】 心電波形のＲ波からのシーケンス開始タイミ
ングを遅らせるディレータイムを設定し、各Ｒ−Ｒにて
ダミーパルスをデータ収集の前に加え、１Ｒ−Ｒにて、
複数の位相エンコード分のデータ収集を行うことを特徴
とする。
影時間の短縮化を図れる磁気共鳴撮影方法を提供するこ
とにある。 【構成】 心電波形のＲ波からのシーケンス開始タイミ
ングを遅らせるディレータイムを設定し、各Ｒ−Ｒにて
ダミーパルスをデータ収集の前に加え、１Ｒ−Ｒにて、
複数の位相エンコード分のデータ収集を行うことを特徴
とする。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、血管描出に適したシー
ケンスを用いて被検体を磁気共鳴撮影する磁気共鳴撮影
方法に関する。
ケンスを用いて被検体を磁気共鳴撮影する磁気共鳴撮影
方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】一般に、この種の磁気共鳴撮影方法が適
用された磁気共鳴イメージング装置（ＷＲＩ装置）で
は、１断面について全位相エンコード分の撮影データを
収集することをスライス位置をずらしながら必要な範囲
の断面分だけ繰返すことにより、各断面毎に血流が生じ
ている血流部の信号強度が高く、血流が生じていない静
止部の信号強度が低くなるコントラスト比で再構成画像
が得られることを利用して、血流が描出された３次元画
像をモニタ表示するようになされている。
用された磁気共鳴イメージング装置（ＷＲＩ装置）で
は、１断面について全位相エンコード分の撮影データを
収集することをスライス位置をずらしながら必要な範囲
の断面分だけ繰返すことにより、各断面毎に血流が生じ
ている血流部の信号強度が高く、血流が生じていない静
止部の信号強度が低くなるコントラスト比で再構成画像
が得られることを利用して、血流が描出された３次元画
像をモニタ表示するようになされている。
【０００３】そして、従来においては、血流描出の撮影
の場合は、撮影データを収集する際に心電もしくは脈波
同期を実施していない。また心臓の撮影の場合には、１
心拍又は２〜３心拍を１サイクルとして、この１サイク
ル内に１位相分のデータ収集を行い、撮影断面の全位相
エンコード分に対応する数だけ繰返すことによりデータ
収集が完了する如く所謂同期付き撮影を行っていた。
の場合は、撮影データを収集する際に心電もしくは脈波
同期を実施していない。また心臓の撮影の場合には、１
心拍又は２〜３心拍を１サイクルとして、この１サイク
ル内に１位相分のデータ収集を行い、撮影断面の全位相
エンコード分に対応する数だけ繰返すことによりデータ
収集が完了する如く所謂同期付き撮影を行っていた。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、血流描
出の撮影において上記したように時相を限定しない場合
においては、時相によって血流の方向や速さ、流量が大
きく変化するような血流を安定に描出することができな
かった。
出の撮影において上記したように時相を限定しない場合
においては、時相によって血流の方向や速さ、流量が大
きく変化するような血流を安定に描出することができな
かった。
【０００５】例えば、冠状動脈においては、血流は心電
は心電波形のＴ波以降でＰ波以前に流れていることが臨
床上確認されている。そのため、時相をその血流が流れ
ている時間帯に限定しなければ、ある位相エンコードで
の収集では血流の流れがなくリフレッシュ効果がなかっ
た、また別のある位相エンコードでの収集では血流の流
れがありリフレッシュ効果があったりという具合とな
る。特に零位相エンコード周辺での収集では、血流の流
れが描出されなければならないのに、それが保障されな
いという問題がある。
は心電波形のＴ波以降でＰ波以前に流れていることが臨
床上確認されている。そのため、時相をその血流が流れ
ている時間帯に限定しなければ、ある位相エンコードで
の収集では血流の流れがなくリフレッシュ効果がなかっ
た、また別のある位相エンコードでの収集では血流の流
れがありリフレッシュ効果があったりという具合とな
る。特に零位相エンコード周辺での収集では、血流の流
れが描出されなければならないのに、それが保障されな
いという問題がある。
【０００６】そのため、１断面内で全位相エンコード分
の収集でも、位相エンコード毎に血流の条件が不安定と
なり、これにともない各断面間においても、血流の条件
が不定となる。よって、血流を安定に描出することがで
きない。
の収集でも、位相エンコード毎に血流の条件が不安定と
なり、これにともない各断面間においても、血流の条件
が不定となる。よって、血流を安定に描出することがで
きない。
【０００７】上記した事柄は、一般に動脈の如く拍動流
する血流において、ほぼ発生することなる。なお、動脈
では時相によって流速が大きく変化、逆流を呈す時相も
存在する。
する血流において、ほぼ発生することなる。なお、動脈
では時相によって流速が大きく変化、逆流を呈す時相も
存在する。
【０００８】また、心臓描出の撮影において上記したよ
うに１サイクル毎に１位相エンコード分の撮影データし
かデータ収集が行われないと、撮影時間が長くなるとい
う問題点があった。
うに１サイクル毎に１位相エンコード分の撮影データし
かデータ収集が行われないと、撮影時間が長くなるとい
う問題点があった。
【０００９】本発明は、上記事情に着目してなされたも
のであり、その目的とするところは、血流を安定に描出
することができるとともに撮影時間の短縮化を図れる磁
気共鳴撮影方法を提供することにある。
のであり、その目的とするところは、血流を安定に描出
することができるとともに撮影時間の短縮化を図れる磁
気共鳴撮影方法を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記の目的を
達成するため、血管描出に適したシーケンスを用いて被
検体を磁気共鳴撮影する方法において、血管描出に適し
たシーケンスを心電もしくは脈波同期で用いて被検体の
血管描出のための撮影を行うとともに、心電波形もしく
は脈波のピーク点からシーケンスを走らせるまでに所定
のディレータイムを設定してデータ収集のタイミングを
前記ピーク点間の特定の時間のみに限定し、前記ピーク
点間でデータ収集前にデータ収集対象の撮影断面と同じ
断面のみを励起するシーケンスを少くとも１回以上流し
てから所定の複数位相エンコード分の撮影データを収集
し、この収集動作を全位相エンコード数を前記所定の複
数位相エンコード分の数で割った回数だけ実施して全位
相エンコード分の撮影データを収集することを特徴とす
る。
達成するため、血管描出に適したシーケンスを用いて被
検体を磁気共鳴撮影する方法において、血管描出に適し
たシーケンスを心電もしくは脈波同期で用いて被検体の
血管描出のための撮影を行うとともに、心電波形もしく
は脈波のピーク点からシーケンスを走らせるまでに所定
のディレータイムを設定してデータ収集のタイミングを
前記ピーク点間の特定の時間のみに限定し、前記ピーク
点間でデータ収集前にデータ収集対象の撮影断面と同じ
断面のみを励起するシーケンスを少くとも１回以上流し
てから所定の複数位相エンコード分の撮影データを収集
し、この収集動作を全位相エンコード数を前記所定の複
数位相エンコード分の数で割った回数だけ実施して全位
相エンコード分の撮影データを収集することを特徴とす
る。
【００１１】
【作用】本発明による磁気共鳴撮影方法であれば、上記
の時相限定により、血流の条件が安定している状態で撮
影データを収集することができる。また、例えば心電波
形のＲ波の如くピーク点間でデータ収集前にデータ収集
には使わないダミーパルスを出すシーケンスを数回流し
て静止部の信号強度を下げることにより血流部の信号強
度の回復時間が相対的により短くなったことに相当する
ので、再構成画像上で静止部と血流部とのコントラスト
がより顕著となる。更に、１断面について全位相エンコ
ード分の撮影データを収集する際、１サイクル毎に複数
位相エンコード分の撮影データを収集することができる
ため、撮影時間を従来よりも大幅に短縮できる。
の時相限定により、血流の条件が安定している状態で撮
影データを収集することができる。また、例えば心電波
形のＲ波の如くピーク点間でデータ収集前にデータ収集
には使わないダミーパルスを出すシーケンスを数回流し
て静止部の信号強度を下げることにより血流部の信号強
度の回復時間が相対的により短くなったことに相当する
ので、再構成画像上で静止部と血流部とのコントラスト
がより顕著となる。更に、１断面について全位相エンコ
ード分の撮影データを収集する際、１サイクル毎に複数
位相エンコード分の撮影データを収集することができる
ため、撮影時間を従来よりも大幅に短縮できる。
【００１２】
【実施例】図１は、本発明による磁気共鳴撮影方法が適
用されるＭＲＩ装置の概略を示すシステム構成図であ
る。
用されるＭＲＩ装置の概略を示すシステム構成図であ
る。
【００１３】このＭＲＩ装置は、システム全体の制御中
枢としてコンピュータシステム１を備えており、このコ
ンピュータシステム１の制御下でシーケンサ２により傾
斜磁場電源３及び送信器４をシーケンス動作させる。こ
の際、主磁石５による静磁場空間の中に配置された被検
体Ｐに対し送信器４にて駆動された送信コイル６により
ＲＥパルスが印加され、同時に傾斜磁場電源３にて駆動
された傾斜磁場コイル７によりエンコード用，リード
用，スライス用のそれぞれにＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場（Ｇ
E,ＧR,ＧS ）が印加される。これにより被検体Ｐに励起
されたＭＲ信号が受信コイル８を介して受信器９で受信
及び検波がなされ、コンピュータシステム１へ送出され
る。コンピュータシステム１では、ＭＲ信号を収集し、
収集したＭＲ信号を基に１断面毎に再構成画像を作成
し、その各再構成画像を用いて血管の血流描出や心臓描
出を行える３次元画像をモニタ１０上に表示することが
できるものである。
枢としてコンピュータシステム１を備えており、このコ
ンピュータシステム１の制御下でシーケンサ２により傾
斜磁場電源３及び送信器４をシーケンス動作させる。こ
の際、主磁石５による静磁場空間の中に配置された被検
体Ｐに対し送信器４にて駆動された送信コイル６により
ＲＥパルスが印加され、同時に傾斜磁場電源３にて駆動
された傾斜磁場コイル７によりエンコード用，リード
用，スライス用のそれぞれにＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場（Ｇ
E,ＧR,ＧS ）が印加される。これにより被検体Ｐに励起
されたＭＲ信号が受信コイル８を介して受信器９で受信
及び検波がなされ、コンピュータシステム１へ送出され
る。コンピュータシステム１では、ＭＲ信号を収集し、
収集したＭＲ信号を基に１断面毎に再構成画像を作成
し、その各再構成画像を用いて血管の血流描出や心臓描
出を行える３次元画像をモニタ１０上に表示することが
できるものである。
【００１４】このようなＭＲ１装置により被検体Ｐを磁
気共鳴撮影する際、本発明の第１実施例では心臓の動き
が少く、かつ、冠状動脈血流の多い拡張期に限定してデ
ータ収集を行うべく、次のような方法を採用した。
気共鳴撮影する際、本発明の第１実施例では心臓の動き
が少く、かつ、冠状動脈血流の多い拡張期に限定してデ
ータ収集を行うべく、次のような方法を採用した。
【００１５】即ち、本発明の第１実施例では、２Ｄタイ
ムオブフライドによる図２に示すようなフィールドエコ
ー法のパルスシーケンスを心電同期で用いて被検体Ｐの
冠状動脈のＭＲＡの撮影を行うとともに、心臓の動きの
問題を解決するため、図３又は図４に示すように心電波
形のＲ波からシーケンスを走らせるまでにシーケンス開
始タイミングを遅らせるディレータイムを設定してデー
タ収集のタイミングを心電波形のＲ−Ｒの特定の時相に
限定した。そして、心電同期による回復時間延長の問題
を解決するため、心電波形のＲ−Ｒでデータ収集前にデ
ータ収集対象の撮影断面と同じ断面のみを励起するシー
ケンス（ダミーパルス）を数回加えてから、長い撮影時
間の問題を解決するため、所定の複数の位相エンコード
（Ｐe ）の撮影データを第１サイクルではＰe:１，２，
３，４、第２サイクルではＰe:５，６，７，８、第３サ
イクルではＰe:９，１０，１１，１２の如く、又は第１
サイクルではＰe : １，３３，６５，９７、第２サイク
ルではＰe:２，３４，６６，９８、第３サイクルではＰ
e:３，３５，６７，９９の如くにして収集し、更に呼吸
による位置ずれの問題を解決するため、この収集動作を
全位相エンコード数を上記所定の複数エンコード分の数
で割った回数（例えば３２回）だけ息止めスキャンによ
り実施して１断面の全位相エンコード分の撮影データを
収集するものである。なお、実施検討したところ図４に
よる収集動作の方が図３による収集動作よりも位相のず
れが少く画質向上に寄与することができた。
ムオブフライドによる図２に示すようなフィールドエコ
ー法のパルスシーケンスを心電同期で用いて被検体Ｐの
冠状動脈のＭＲＡの撮影を行うとともに、心臓の動きの
問題を解決するため、図３又は図４に示すように心電波
形のＲ波からシーケンスを走らせるまでにシーケンス開
始タイミングを遅らせるディレータイムを設定してデー
タ収集のタイミングを心電波形のＲ−Ｒの特定の時相に
限定した。そして、心電同期による回復時間延長の問題
を解決するため、心電波形のＲ−Ｒでデータ収集前にデ
ータ収集対象の撮影断面と同じ断面のみを励起するシー
ケンス（ダミーパルス）を数回加えてから、長い撮影時
間の問題を解決するため、所定の複数の位相エンコード
（Ｐe ）の撮影データを第１サイクルではＰe:１，２，
３，４、第２サイクルではＰe:５，６，７，８、第３サ
イクルではＰe:９，１０，１１，１２の如く、又は第１
サイクルではＰe : １，３３，６５，９７、第２サイク
ルではＰe:２，３４，６６，９８、第３サイクルではＰ
e:３，３５，６７，９９の如くにして収集し、更に呼吸
による位置ずれの問題を解決するため、この収集動作を
全位相エンコード数を上記所定の複数エンコード分の数
で割った回数（例えば３２回）だけ息止めスキャンによ
り実施して１断面の全位相エンコード分の撮影データを
収集するものである。なお、実施検討したところ図４に
よる収集動作の方が図３による収集動作よりも位相のず
れが少く画質向上に寄与することができた。
【００１６】この息止めスキャンによる１断面の全位相
エンコード分の収集動作をスライス位置をずらしながら
血流描出に必要な範囲の断面分だけ繰返すことで、コン
ピュータシステム１においては各断面毎に再構成画像を
作成し、これを基に冠状動脈の血流を表した３次元画像
をモニタ１０上に表示することができる。
エンコード分の収集動作をスライス位置をずらしながら
血流描出に必要な範囲の断面分だけ繰返すことで、コン
ピュータシステム１においては各断面毎に再構成画像を
作成し、これを基に冠状動脈の血流を表した３次元画像
をモニタ１０上に表示することができる。
【００１７】なお、本実施例での撮影条件は、主磁石５
による静磁場の磁場強度：０、５テスラ、図２で示した
ようなフィールドエコー法、繰返し時間（ＴＲ）：２５
msec、エコー時間（ＴＥ）：８msec（リフェーズ入
り）、フリップ角：９０°、５mmスライス２mmオーバー
ラップ、２５６×１２８マトリクス、加算回数２回とし
た。
による静磁場の磁場強度：０、５テスラ、図２で示した
ようなフィールドエコー法、繰返し時間（ＴＲ）：２５
msec、エコー時間（ＴＥ）：８msec（リフェーズ入
り）、フリップ角：９０°、５mmスライス２mmオーバー
ラップ、２５６×１２８マトリクス、加算回数２回とし
た。
【００１８】前述の如く、本発明の第１実施例によれ
ば、ディレータイムの挿入によりデータ収集のための時
相が安定した血流が生じている時間帯に限定されるた
め、心臓の拍動の影響をほとんど受けることがなく、し
かも、血流の方向について例えばプリサチュレーショ
ン，タギング等の方法を適用し、また血流の速さについ
てタギング等の方法を適用することにより、時相毎の血
流の方向や速さ、流量を測定できるようになる。また、
心電波形のＲ−Ｒ間でデータ収集前にダミーパルスを数
回加えることで、静止部の信号強度を下げることにより
血流部の信号強度の回復時間が相対的により短くなった
ことに相当するので、再構成画像上での静止部と血流部
とのコントラストがより顕著となる。ダミーパルスの回
数は静止部の信号強度を下げた状態がある程度保てる回
数、例えば冠状動脈の撮影では２〜４回である。これは
ファントムで位相エンコード毎の信号値を基に決定する
などして定める。なお、ダミーパルスを出す時間が長す
ぎると、データ収集の１心拍内での位相エンコード数が
少くなったり、血流や静止部の条件を変わるので、長す
ぎてもいけない。更に１断面について全位相エンコード
分の撮影データを収集する際、１サイクル内で複数位相
エンコード分のデータ収集を行えるので、１サイクル内
で１位相エンコード分のデータ収集を行う従来の場合と
比較して撮影時間を大幅に短縮することができる。更に
また、息止めスキャンにて１断面の全位相エンコード分
のデータ収集を行うので呼吸性変動の影響が少くなる。
なお、本実施例ではパルスシーケンスとして図２に示す
ようなフィールドエコー法のパルスシーケンスのみを適
用したが、図５に示すようなパルスシーケンスを組合せ
て撮影することもできる。この場合、図２に示すパルス
シーケンスで血流が出やすい再構成画像が得られ、図５
に示すパルスシーケンスで血流が出にくい再構成画像が
得られるため、その各再構成画像の差分（図２から図５
をひいた画像）で血流がより顕著に表れる合成画像を得
ることができる。
ば、ディレータイムの挿入によりデータ収集のための時
相が安定した血流が生じている時間帯に限定されるた
め、心臓の拍動の影響をほとんど受けることがなく、し
かも、血流の方向について例えばプリサチュレーショ
ン，タギング等の方法を適用し、また血流の速さについ
てタギング等の方法を適用することにより、時相毎の血
流の方向や速さ、流量を測定できるようになる。また、
心電波形のＲ−Ｒ間でデータ収集前にダミーパルスを数
回加えることで、静止部の信号強度を下げることにより
血流部の信号強度の回復時間が相対的により短くなった
ことに相当するので、再構成画像上での静止部と血流部
とのコントラストがより顕著となる。ダミーパルスの回
数は静止部の信号強度を下げた状態がある程度保てる回
数、例えば冠状動脈の撮影では２〜４回である。これは
ファントムで位相エンコード毎の信号値を基に決定する
などして定める。なお、ダミーパルスを出す時間が長す
ぎると、データ収集の１心拍内での位相エンコード数が
少くなったり、血流や静止部の条件を変わるので、長す
ぎてもいけない。更に１断面について全位相エンコード
分の撮影データを収集する際、１サイクル内で複数位相
エンコード分のデータ収集を行えるので、１サイクル内
で１位相エンコード分のデータ収集を行う従来の場合と
比較して撮影時間を大幅に短縮することができる。更に
また、息止めスキャンにて１断面の全位相エンコード分
のデータ収集を行うので呼吸性変動の影響が少くなる。
なお、本実施例ではパルスシーケンスとして図２に示す
ようなフィールドエコー法のパルスシーケンスのみを適
用したが、図５に示すようなパルスシーケンスを組合せ
て撮影することもできる。この場合、図２に示すパルス
シーケンスで血流が出やすい再構成画像が得られ、図５
に示すパルスシーケンスで血流が出にくい再構成画像が
得られるため、その各再構成画像の差分（図２から図５
をひいた画像）で血流がより顕著に表れる合成画像を得
ることができる。
【００１９】以上、本発明の第１実施例では冠状動脈Ｔ
ＯＦＭＲＡ撮影例を述べたが他にも応用可能である。
ＯＦＭＲＡ撮影例を述べたが他にも応用可能である。
【００２０】次に本発明の第２実施例について説明す
る。この第２実施例でも図１に示したようなシステム構
成のＭＲＩ装置で磁気共鳴撮影することができ、データ
収集の状態を図示すると図６のようになる。
る。この第２実施例でも図１に示したようなシステム構
成のＭＲＩ装置で磁気共鳴撮影することができ、データ
収集の状態を図示すると図６のようになる。
【００２１】即ち、心電波形のＲ−Ｒ内に位相エンコー
ド方向（１方向）の全位相エンコード分のデータ収集が
充分収まる繰返し時間（ＴＲ）と位相エンコード数のデ
ータ収集を零エンコード収集のタイミングに来るように
ディレータイムを設定し、図６に示す如く１時相の３次
元データをＲ−Ｒ×ＧS 数の時間で得ることができる。
図６中、deley １は１時相でのディレータイム、ギジ１
は１時相でのダミーパルス群、ＧS1は第１スライスエン
コードかつ全ＧＥ、ＧS2は第２スライスエンコードかつ
全ＧＥである。これをディレータイムを変えて何回か実
施することにより心臓の３次元（３Ｄ）シネモード撮影
データが得られる。従って、ある特定の時相を対象とし
て心臓の高速撮影を達成できる。
ド方向（１方向）の全位相エンコード分のデータ収集が
充分収まる繰返し時間（ＴＲ）と位相エンコード数のデ
ータ収集を零エンコード収集のタイミングに来るように
ディレータイムを設定し、図６に示す如く１時相の３次
元データをＲ−Ｒ×ＧS 数の時間で得ることができる。
図６中、deley １は１時相でのディレータイム、ギジ１
は１時相でのダミーパルス群、ＧS1は第１スライスエン
コードかつ全ＧＥ、ＧS2は第２スライスエンコードかつ
全ＧＥである。これをディレータイムを変えて何回か実
施することにより心臓の３次元（３Ｄ）シネモード撮影
データが得られる。従って、ある特定の時相を対象とし
て心臓の高速撮影を達成できる。
【００２２】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、各
位相エンコードに対するデータ収集の時相を一定に限定
することができ、しかも、血流描出の撮影に際しては、
各サイクル毎にデータ収集の前に撮影断面と同じ断面の
みを励起することにより、流入してくる血流の信号強度
を低下させることがないため、時相によって方向や速さ
や流量が大きく変化するような血流を安定して描出する
ことができる。また、各位相エンコードに対するデータ
収集の時相を一定に限定することができることによっ
て、心臓の撮影に際してはある特定の時相を対象とした
高速撮影を達成できる。
位相エンコードに対するデータ収集の時相を一定に限定
することができ、しかも、血流描出の撮影に際しては、
各サイクル毎にデータ収集の前に撮影断面と同じ断面の
みを励起することにより、流入してくる血流の信号強度
を低下させることがないため、時相によって方向や速さ
や流量が大きく変化するような血流を安定して描出する
ことができる。また、各位相エンコードに対するデータ
収集の時相を一定に限定することができることによっ
て、心臓の撮影に際してはある特定の時相を対象とした
高速撮影を達成できる。
【図１】本発明による磁気共鳴撮影方法が適用されるＭ
ＲＩ装置の概略を示すシステム構成図である。
ＲＩ装置の概略を示すシステム構成図である。
【図２】本発明の第１実施例で適用されたパルスシーケ
ンスを示すタイミングチャートである。
ンスを示すタイミングチャートである。
【図３】本発明の第１実施例でのデータ収集動作の一例
を示すタイミングチャートである。
を示すタイミングチャートである。
【図４】本発明の第１実施例でのデータ収集動作の他の
一例を示すタイミングチャートである。
一例を示すタイミングチャートである。
【図５】本発明の第１実施例の変形例で図２のパルシー
ケンスと組合せて用いたパルシーケンスを示すタイミン
グチャートである。
ケンスと組合せて用いたパルシーケンスを示すタイミン
グチャートである。
【図６】本発明の第２実施例でのデータ収集動作の一例
を示すタイミングチャートである。
を示すタイミングチャートである。
１ コンピュータシステム ２ シーケンサ ３ 傾斜磁場電源 ４ 送信器 ５ 主磁石 ６ 送信コイル ７ 傾斜磁場コイル ８ 受信コイル ９ 受信器 １０ モニタ
Claims (4)
- 【請求項１】 血管描出に適したシーケンスを用いて被
検体を磁気共鳴撮影する方法において、 血管描出に適したシーケンスを心電もしくは脈波同期で
用いて被検体の血管描出のための撮影を行うとともに、
心電波形もしくは脈波のピーク点からシーケンスを走ら
せるまでに所定のディレータイムを設定してデータ収集
のタイミングを前記ピーク点間の特定の時間のみに限定
し、 前記ピーク点間でデータ収集前にデータ収集対象の撮影
断面と同じ断面のみを励起するシーケンスを少くとも１
回以上流してから所定の複数位相エンコード分の撮影デ
ータを収集し、 この収集動作を全位相エンコード数を前記所定の複数位
相エンコード分の数で割った回数だけ実施して全位相エ
ンコード分の撮影データを収集することを特徴とする磁
気共鳴方法。 - 【請求項２】 請求項１記載の磁気共鳴撮影方法に息止
めスキャン方法を適用したことを特徴とする磁気共鳴撮
影方法。 - 【請求項３】 血管描出に適したシーケンスを用いて被
検体を磁気共鳴撮影する方法において、 血管描出に適したシーケンスを心電もしくは脈波同期で
用いて被検体の血管描出のための撮影を行うとともに、
心電波形もしくは脈波のピーク点間でデータ収集前にデ
ータ収集対象の撮影断面と同じ断面のみを励起するシー
ケンスを少くとも１回以上流すことを特徴とする磁気共
鳴撮影方法。 - 【請求項４】 血管描出に適したシーケンスを用いて被
検体を磁気共鳴撮影する方法において、 血管描出に適したシーケンスを心電もしくは脈波同期で
用いて被検体の血管描出のための撮影を行うとともに、
心電波形もしくは脈波のピーク点間で所定の複数位相エ
ンコード分の撮影データを収集し、 この収集動作を全位相エンコード数を前記所定の複数位
相エンコード分の数で割った回数だけ実施して全位相エ
ンコード分の撮影データを収集することを特徴とする磁
気共鳴撮影方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4287478A JPH06133950A (ja) | 1992-10-26 | 1992-10-26 | 磁気共鳴撮影方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4287478A JPH06133950A (ja) | 1992-10-26 | 1992-10-26 | 磁気共鳴撮影方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06133950A true JPH06133950A (ja) | 1994-05-17 |
Family
ID=17717864
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4287478A Pending JPH06133950A (ja) | 1992-10-26 | 1992-10-26 | 磁気共鳴撮影方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06133950A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11299753A (ja) * | 1998-04-17 | 1999-11-02 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
| JP2000201903A (ja) * | 1999-01-11 | 2000-07-25 | Toshiba Corp | Ｍｒイメ―ジング方法、ｍｒｉ装置、および記録媒体 |
| JPWO2005023107A1 (ja) * | 2003-09-05 | 2007-11-01 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US8131338B2 (en) | 1998-04-17 | 2012-03-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging providing tissue/blood contrast image |
-
1992
- 1992-10-26 JP JP4287478A patent/JPH06133950A/ja active Pending
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11299753A (ja) * | 1998-04-17 | 1999-11-02 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 |
| US8131338B2 (en) | 1998-04-17 | 2012-03-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging providing tissue/blood contrast image |
| US8560049B2 (en) | 1998-04-17 | 2013-10-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging system |
| JP2000201903A (ja) * | 1999-01-11 | 2000-07-25 | Toshiba Corp | Ｍｒイメ―ジング方法、ｍｒｉ装置、および記録媒体 |
| JPWO2005023107A1 (ja) * | 2003-09-05 | 2007-11-01 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP4634934B2 (ja) * | 2003-09-05 | 2011-02-16 | 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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