JPH0622934A - 磁気共鳴イメージング装置及び方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置及び方法Info
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- JPH0622934A JPH0622934A JP5039990A JP3999093A JPH0622934A JP H0622934 A JPH0622934 A JP H0622934A JP 5039990 A JP5039990 A JP 5039990A JP 3999093 A JP3999093 A JP 3999093A JP H0622934 A JPH0622934 A JP H0622934A
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- pulse sequence
- imaging
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 流速が速い場合でも、正確に流状対象物の流
速を測定することができるMRI装置及び方法を提供す
ること。 【構成】 コンピュータシステム1の制御下で各フェー
ズ毎にプリサチュレーションパルスの印加に続いて撮像
パルスシーケンスの実行を行うシングルスライス・マル
チフェーズ・パルスシーケンスをシーケンサ2により実
行することを特徴とする。
速を測定することができるMRI装置及び方法を提供す
ること。 【構成】 コンピュータシステム1の制御下で各フェー
ズ毎にプリサチュレーションパルスの印加に続いて撮像
パルスシーケンスの実行を行うシングルスライス・マル
チフェーズ・パルスシーケンスをシーケンサ2により実
行することを特徴とする。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴現象を利用
して被検体のスライス画像等の形態情報やスペクトロス
コピー等の質的情報を得る核磁気共鳴イメージング装置
(MRI装置)に関し、特に血液等の流状対象物の流速
を測定することができるようにしたMRI装置に関す
る。
して被検体のスライス画像等の形態情報やスペクトロス
コピー等の質的情報を得る核磁気共鳴イメージング装置
(MRI装置)に関し、特に血液等の流状対象物の流速
を測定することができるようにしたMRI装置に関す
る。
【0002】
【従来の技術】核磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた
零でないスピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定
の周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現象で
あり、この原子核は下記式に示す角周波数ω0 (ω0 =
2πν0 ,ν0 :ラーモア周波数)で共鳴する。
零でないスピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定
の周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現象で
あり、この原子核は下記式に示す角周波数ω0 (ω0 =
2πν0 ,ν0 :ラーモア周波数)で共鳴する。
【0003】ω0 =γH0 ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比であり、
また、H0 は静磁場強度である。
また、H0 は静磁場強度である。
【0004】以上の原理を利用して生体診断を行うMR
I装置は、上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ
周波数の電磁波を信号処理して、原子核密度、縦緩和時
間T1 、横緩和時間T2 、流れ、化学シフト等の情報が
反映された例えば被検体のスライス像等の診断情報を無
侵襲で得ることが可能である。
I装置は、上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ
周波数の電磁波を信号処理して、原子核密度、縦緩和時
間T1 、横緩和時間T2 、流れ、化学シフト等の情報が
反映された例えば被検体のスライス像等の診断情報を無
侵襲で得ることが可能である。
【0005】このような、核磁気共鳴による診断情報の
収集は、静磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且
つ信号収集することができるものであるが、装置構成上
の制約やイメージング像の臨床上の要請から、実際のM
RI装置としては特定の部位に対する励起とその信号収
集とを行うようにしている。
収集は、静磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且
つ信号収集することができるものであるが、装置構成上
の制約やイメージング像の臨床上の要請から、実際のM
RI装置としては特定の部位に対する励起とその信号収
集とを行うようにしている。
【0006】この核磁気共鳴イメージングの撮像対象と
して血液等の流状対象物を用い流速を測定する方法が知
られている。
して血液等の流状対象物を用い流速を測定する方法が知
られている。
【0007】この方法では、まず、撮像対象の血管がZ
軸に沿って載置されている場合、このZ軸上の血管と直
交する方向(X軸方向とする)にあるサチュレーション
面に対しプリサチュレーションパルスを印加して、この
サチュレーション面内に位置する血管中の血液のスピン
成分のみを選択的に飽和させる。ここで、プリサチュレ
ーションパルスには通常90度パルスを用いる。
軸に沿って載置されている場合、このZ軸上の血管と直
交する方向(X軸方向とする)にあるサチュレーション
面に対しプリサチュレーションパルスを印加して、この
サチュレーション面内に位置する血管中の血液のスピン
成分のみを選択的に飽和させる。ここで、プリサチュレ
ーションパルスには通常90度パルスを用いる。
【0008】次に、通常の核磁気共鳴イメージングの方
法でスピンエコー(SE)法又はフィールドエコー(F
E)法等の撮像パルスシーケンスに基づいて適当なRF
パルスと傾斜磁場を印加し、エコー時間TE 後に核磁気
共鳴信号を収集し、これに基づいて画像再構成すること
により、この血管を含むスライス面(Y軸方向とする)
の核磁気共鳴画像を得る。この核磁気共鳴画像中では、
プリサチュレーションパルスによって飽和されたスピン
成分がTag部と呼ばれる暗い領域として現われる。
法でスピンエコー(SE)法又はフィールドエコー(F
E)法等の撮像パルスシーケンスに基づいて適当なRF
パルスと傾斜磁場を印加し、エコー時間TE 後に核磁気
共鳴信号を収集し、これに基づいて画像再構成すること
により、この血管を含むスライス面(Y軸方向とする)
の核磁気共鳴画像を得る。この核磁気共鳴画像中では、
プリサチュレーションパルスによって飽和されたスピン
成分がTag部と呼ばれる暗い領域として現われる。
【0009】ここで、Tag部はエコー時間TE 中にサチ
ュレーション面の位置から距離d流れているので、この
分だけ抜け出して現われる。従って、この距離dを再構
成画像から求めることで、血管中の血液の流速をV=d
/TE として決定することが可能となる。通常は、この
ような測定を複数回繰返し、全測定結果の平均を求める
ことにより、一時的な流速変動の影響を除去する。
ュレーション面の位置から距離d流れているので、この
分だけ抜け出して現われる。従って、この距離dを再構
成画像から求めることで、血管中の血液の流速をV=d
/TE として決定することが可能となる。通常は、この
ような測定を複数回繰返し、全測定結果の平均を求める
ことにより、一時的な流速変動の影響を除去する。
【0010】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記し
たような方法で流状対象物の流速を測定する場合におい
ては、血流速度が所定値よりも速い場合、Tag部が血液
の乱流により乱れてしまうため、Tag部の移動距離dを
正確に計測することが不能となり、流速の決定が困難と
なる。従って、従来の方法では、主要血管等の速い血流
の流速を正確に測定することが困難であった。
たような方法で流状対象物の流速を測定する場合におい
ては、血流速度が所定値よりも速い場合、Tag部が血液
の乱流により乱れてしまうため、Tag部の移動距離dを
正確に計測することが不能となり、流速の決定が困難と
なる。従って、従来の方法では、主要血管等の速い血流
の流速を正確に測定することが困難であった。
【0011】そこで本発明の目的は、流状対象物の流速
が速い場合でも、正確に流速を測定することができるM
RI装置を提供することにある。
が速い場合でも、正確に流速を測定することができるM
RI装置を提供することにある。
【0012】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記目的を達
成するために、流状対象物の流動方向と直交する所望の
サチュレーション面にプリサチュレーションパルスを照
射して、該流状対象物内に飽和部分を生成するプリサチ
ュレーション手段と、所望の撮像パルスシーケンスを実
行することにより、前記サチュレーション面及び前記飽
和部分を含む所望の撮像領域から核磁気共鳴信号を収集
する撮像手段と、前記プリサチュレーション手段及び前
記撮像手段を制御して、各フェーズにおいて前記プリサ
チュレーション手段によるプリサチュレーションパルス
の印加に続いて前記撮像手段による所望の撮像パルスシ
ーケンスの実行が行われるようなシングルスライス・マ
ルチフェーズ・パルスシーケンスを実現する制御手段
と、前記撮像手段により、シングルスライス・マルチフ
ェーズ・パルスシーケンスの各フェーズにおいて収集さ
れた核磁気共鳴信号から前記所望の撮像領域の核磁気共
鳴画像を再構成し、再構成された各核磁気共鳴画像中の
サチュレーション面と飽和部分との間の距離を測定し、
測定された距離をシングルスライス・マルチフェーズ・
パルスシーケンスにおけるプリサチュレーションパルス
の印加と核磁気共鳴信号の検出との間の時間間隔により
除算することにより、前記流状対象物の流速を決定する
手段と、を具備する流状対象物の流速測定用の核磁気共
鳴撮像装置とする。
成するために、流状対象物の流動方向と直交する所望の
サチュレーション面にプリサチュレーションパルスを照
射して、該流状対象物内に飽和部分を生成するプリサチ
ュレーション手段と、所望の撮像パルスシーケンスを実
行することにより、前記サチュレーション面及び前記飽
和部分を含む所望の撮像領域から核磁気共鳴信号を収集
する撮像手段と、前記プリサチュレーション手段及び前
記撮像手段を制御して、各フェーズにおいて前記プリサ
チュレーション手段によるプリサチュレーションパルス
の印加に続いて前記撮像手段による所望の撮像パルスシ
ーケンスの実行が行われるようなシングルスライス・マ
ルチフェーズ・パルスシーケンスを実現する制御手段
と、前記撮像手段により、シングルスライス・マルチフ
ェーズ・パルスシーケンスの各フェーズにおいて収集さ
れた核磁気共鳴信号から前記所望の撮像領域の核磁気共
鳴画像を再構成し、再構成された各核磁気共鳴画像中の
サチュレーション面と飽和部分との間の距離を測定し、
測定された距離をシングルスライス・マルチフェーズ・
パルスシーケンスにおけるプリサチュレーションパルス
の印加と核磁気共鳴信号の検出との間の時間間隔により
除算することにより、前記流状対象物の流速を決定する
手段と、を具備する流状対象物の流速測定用の核磁気共
鳴撮像装置とする。
【0013】又、本発明は、上記目的を達成するため
に、流状対象物の流動方向と直交する所望のサチュレー
ション面にプリサチュレーションパルスを照射して、該
流状対象物内に飽和部分を生成する段階と、所望の撮像
パルスシーケンスを実行することにより、前記サチュレ
ーション面及び前記飽和部分を含む所望の撮像領域から
核磁気共鳴信号を収集する段階と、前記プリサチュレー
ション照射段階及び前記撮像パルスシーケンス実行段階
を制御して、各フェーズにおいて前記プリサチュレーシ
ョン照射段階におけるプリサチュレーションパルスの印
加に続いて前記撮像パルスシーケンス実行段階における
所望の撮像パルスシーケンスの実行が行われるようなシ
ングルスライス・マルチフェーズ・パルスシーケンスを
実現する制御段階と、前記撮像パルスシーケンス実行段
階より、シングルスライス・マルチフェーズ・パルスシ
ーケンスの各フェーズにおいて収集された核磁気共鳴信
号から前記所望の撮像領域の核磁気共鳴画像を再構成
し、再構成された各核磁気共鳴画像中のサチュレーショ
ン面と飽和部分との間の距離を測定し、測定された距離
をシングルスライス・マルチフェーズ・パルスシーケン
スにおけるプリサチュレーションパルスの印加と核磁気
共鳴信号の検出との間の時間間隔により除算することに
より、前記流状対象物の流速を決定する段階と、から成
る流状対象物の流速測定用の核磁気共鳴撮像方法とす
る。
に、流状対象物の流動方向と直交する所望のサチュレー
ション面にプリサチュレーションパルスを照射して、該
流状対象物内に飽和部分を生成する段階と、所望の撮像
パルスシーケンスを実行することにより、前記サチュレ
ーション面及び前記飽和部分を含む所望の撮像領域から
核磁気共鳴信号を収集する段階と、前記プリサチュレー
ション照射段階及び前記撮像パルスシーケンス実行段階
を制御して、各フェーズにおいて前記プリサチュレーシ
ョン照射段階におけるプリサチュレーションパルスの印
加に続いて前記撮像パルスシーケンス実行段階における
所望の撮像パルスシーケンスの実行が行われるようなシ
ングルスライス・マルチフェーズ・パルスシーケンスを
実現する制御段階と、前記撮像パルスシーケンス実行段
階より、シングルスライス・マルチフェーズ・パルスシ
ーケンスの各フェーズにおいて収集された核磁気共鳴信
号から前記所望の撮像領域の核磁気共鳴画像を再構成
し、再構成された各核磁気共鳴画像中のサチュレーショ
ン面と飽和部分との間の距離を測定し、測定された距離
をシングルスライス・マルチフェーズ・パルスシーケン
スにおけるプリサチュレーションパルスの印加と核磁気
共鳴信号の検出との間の時間間隔により除算することに
より、前記流状対象物の流速を決定する段階と、から成
る流状対象物の流速測定用の核磁気共鳴撮像方法とす
る。
【0014】
【作用】本発明によるMRI装置の構成であれば、静磁
場空間の中に配置された被検体に対しシングルスライス
・マルチフェーズでの各フェーズ毎に、プリサチュレー
ションパルスの印加に続いて撮像パルスシーケンスの実
行が行われることになるから、プリサチュレーションパ
ルスを印加する繰返し時間が従来よりも大幅に短縮さ
れ、その大幅に短縮された繰返し時間内に撮影動作がな
される。従って、流状対象物の流速を測定する場合に、
流速が速くてもその影響を受けにくくなるため、その測
定を正確に行えるようになる。
場空間の中に配置された被検体に対しシングルスライス
・マルチフェーズでの各フェーズ毎に、プリサチュレー
ションパルスの印加に続いて撮像パルスシーケンスの実
行が行われることになるから、プリサチュレーションパ
ルスを印加する繰返し時間が従来よりも大幅に短縮さ
れ、その大幅に短縮された繰返し時間内に撮影動作がな
される。従って、流状対象物の流速を測定する場合に、
流速が速くてもその影響を受けにくくなるため、その測
定を正確に行えるようになる。
【0015】
【実施例】図1は、本発明が適用されたMRI装置の一
実施例の概略構成を示すシステム構成図である。
実施例の概略構成を示すシステム構成図である。
【0016】この一実施例の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により所望の撮像パルスシーケンスを実施して送信器
3及び傾斜磁場電源4を駆動し、主磁石5の静磁場空間
に配置されたRFコイル6からRFパルスを発生させ、
傾斜磁場コイル7からエンコード用、リード用、スライ
ス用の各傾斜磁場GE,GR ,GS を発生させて、被検
体Pに印加する。これによって被検体Pに生じたMR信
号をプローブ8により検出し、検出したMR信号を受信
器9で収集後、コンピュータシステム1へ送出する。そ
して、コンピュータシステム1で収集したMR信号を基
に形態情報や質的情報を反映した画像を再構成し、モニ
タ10上に表示する。
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により所望の撮像パルスシーケンスを実施して送信器
3及び傾斜磁場電源4を駆動し、主磁石5の静磁場空間
に配置されたRFコイル6からRFパルスを発生させ、
傾斜磁場コイル7からエンコード用、リード用、スライ
ス用の各傾斜磁場GE,GR ,GS を発生させて、被検
体Pに印加する。これによって被検体Pに生じたMR信
号をプローブ8により検出し、検出したMR信号を受信
器9で収集後、コンピュータシステム1へ送出する。そ
して、コンピュータシステム1で収集したMR信号を基
に形態情報や質的情報を反映した画像を再構成し、モニ
タ10上に表示する。
【0017】更に、上記した各部において、シーケンサ
2は、コンピュータシステム1の制御下で被検体Pの特
定スライス部位内の血液(選定したスピン成分)を飽和
させるプリサチュレーションパルスを印加後、撮像パル
スシーケンスを実行するというパルスシーケンスを各フ
ェーズとするシングルスライス・マルチフェーズ・パル
スシーケンスを格納している。なお、プリサチュレーシ
ョンパルスは傾斜磁場パルスとして発生される。
2は、コンピュータシステム1の制御下で被検体Pの特
定スライス部位内の血液(選定したスピン成分)を飽和
させるプリサチュレーションパルスを印加後、撮像パル
スシーケンスを実行するというパルスシーケンスを各フ
ェーズとするシングルスライス・マルチフェーズ・パル
スシーケンスを格納している。なお、プリサチュレーシ
ョンパルスは傾斜磁場パルスとして発生される。
【0018】一方、コンピュータシステム1は、シーケ
ンサ2に格納された上記のパルスシーケンスを心電同期
(ECG同期)または指尖脈波同期(PPG同期)で実
行して得た収集データを基に、シングルスライスマルチ
フェーズでの各フェーズ毎に血流速を測定する計測手段
として機能される。
ンサ2に格納された上記のパルスシーケンスを心電同期
(ECG同期)または指尖脈波同期(PPG同期)で実
行して得た収集データを基に、シングルスライスマルチ
フェーズでの各フェーズ毎に血流速を測定する計測手段
として機能される。
【0019】例えば、主磁石1による静磁場空間の中に
配置された被検体Pに対し、シングルスライスパルチフ
ェーズでの各フェーズ毎に、プリサチュレーションパル
スの印加後撮像パルスシーケンスを実行するパルスシー
ケンスをECG同期で実行した場合、各信号は図2のタ
イミングチャートに示す関係となる。
配置された被検体Pに対し、シングルスライスパルチフ
ェーズでの各フェーズ毎に、プリサチュレーションパル
スの印加後撮像パルスシーケンスを実行するパルスシー
ケンスをECG同期で実行した場合、各信号は図2のタ
イミングチャートに示す関係となる。
【0020】即ち、ECG波形のピーク値となるR波に
第1発目のプリサチュレーションパルスを同期させ、順
次第2発目以降のプリサチュレーションパルスの印加を
各フェーズ毎の先頭で繰返し行うとともに、各フェーズ
毎にプリサチュレーションパルスの印加直後に撮像パル
スシーケンスの実行を繰返し行うことにより、各フェー
ズ毎にエコー信号(MR信号)を収集する。
第1発目のプリサチュレーションパルスを同期させ、順
次第2発目以降のプリサチュレーションパルスの印加を
各フェーズ毎の先頭で繰返し行うとともに、各フェーズ
毎にプリサチュレーションパルスの印加直後に撮像パル
スシーケンスの実行を繰返し行うことにより、各フェー
ズ毎にエコー信号(MR信号)を収集する。
【0021】ここで、各プリサチュレーションパルスと
これに対応するエコー信号との時間間隔ΔT1 ,ΔT2
,ΔT3 等は全て同一とする。
これに対応するエコー信号との時間間隔ΔT1 ,ΔT2
,ΔT3 等は全て同一とする。
【0022】次に、各フェーズで収集したMR信号に基
づいて、各フェーズにおける血流の画像を、例えば図3
(A)(B)(C)に示すように再構成する。ここで、
プリサチュレーションパルスにより飽和されたスピン成
分を含むサチュレーション面とTag部は暗い領域として
現われ、図3(A)(B)(C)ではこれを斜線部で示
している。
づいて、各フェーズにおける血流の画像を、例えば図3
(A)(B)(C)に示すように再構成する。ここで、
プリサチュレーションパルスにより飽和されたスピン成
分を含むサチュレーション面とTag部は暗い領域として
現われ、図3(A)(B)(C)ではこれを斜線部で示
している。
【0023】図3(A)に示す第1フェーズでは、第1
Tag部が時間間隔ΔT1 中にサチュレーション面から距
離d1 流れ出した状態となる。
Tag部が時間間隔ΔT1 中にサチュレーション面から距
離d1 流れ出した状態となる。
【0024】図3(B)に示す第2フェーズでは、第2
Tag部が時間間隔ΔT2 中にサチュレーション面から距
離d2 流れ出した状態となり、第1Tag部は更に先まで
流れ出している。
Tag部が時間間隔ΔT2 中にサチュレーション面から距
離d2 流れ出した状態となり、第1Tag部は更に先まで
流れ出している。
【0025】図3(C)に示す第3フェーズでは、第3
Tag部が時間間隔ΔT3 中にサチュレーション面から距
離d3 流れ出した状態となり、第2Tag部は更に先まで
流れ出している。又、第1Tag部は血流中の乱流により
その形状が不規則に乱された状態となる。
Tag部が時間間隔ΔT3 中にサチュレーション面から距
離d3 流れ出した状態となり、第2Tag部は更に先まで
流れ出している。又、第1Tag部は血流中の乱流により
その形状が不規則に乱された状態となる。
【0026】このような各血流画像からサチュレーショ
ン面とTag部との間の距離dを測定し、これを該当する
時間間隔ΔTで除算することにより、血流速度をV=d
/ΔTとして求める。ここで、血流速度は心拍中の異な
るフェーズで異なった値となるため、各フェーズで測定
した距離d1 ,d2 ,d3 等は一般に互いに異なる。こ
のため異なる心拍フェーズで求めた複数の血流速度の平
均を求めることにより、一時的変動の影響を除去して、
最終的な流速測定結果とする。
ン面とTag部との間の距離dを測定し、これを該当する
時間間隔ΔTで除算することにより、血流速度をV=d
/ΔTとして求める。ここで、血流速度は心拍中の異な
るフェーズで異なった値となるため、各フェーズで測定
した距離d1 ,d2 ,d3 等は一般に互いに異なる。こ
のため異なる心拍フェーズで求めた複数の血流速度の平
均を求めることにより、一時的変動の影響を除去して、
最終的な流速測定結果とする。
【0027】尚、この実施例では、プリサチュレーショ
ンパルスとして従来の90度パルスに代えて180度パ
ルスを用いることが望ましい。これは、サチュレーショ
ン面やTag部の再構成画像上での濃度が飽和されたスピ
ン成分の縦緩和時間T1 に依存するので、180度パル
スを用いることによりこれら領域の濃度を大きくして識
別し易くするためである。
ンパルスとして従来の90度パルスに代えて180度パ
ルスを用いることが望ましい。これは、サチュレーショ
ン面やTag部の再構成画像上での濃度が飽和されたスピ
ン成分の縦緩和時間T1 に依存するので、180度パル
スを用いることによりこれら領域の濃度を大きくして識
別し易くするためである。
【0028】また、180度パルスを用いることによ
り、血流中の乱流によるTag部境界の不規則な乱れを抑
制出来るので、従来の90度パルスではTag境界が不明
瞭となるような速い血流の場合でも、正確に血流速を測
定出来るようになる。
り、血流中の乱流によるTag部境界の不規則な乱れを抑
制出来るので、従来の90度パルスではTag境界が不明
瞭となるような速い血流の場合でも、正確に血流速を測
定出来るようになる。
【0029】尚、上記実施例では、シングルスライス・
マルチフェーズ・パルスシーケンスをECG同期又はP
PG同期で行うことにより、計測精度の一層の向上を図
っているが、本発明はこのような同期を用いなくても有
効に実施可能である。
マルチフェーズ・パルスシーケンスをECG同期又はP
PG同期で行うことにより、計測精度の一層の向上を図
っているが、本発明はこのような同期を用いなくても有
効に実施可能である。
【0030】又、上記実施例では、血液の流速の測定の
場合について記載したが、本発明は脳脊髄液等の他の流
状対象物に対しても同様に適用可能である。
場合について記載したが、本発明は脳脊髄液等の他の流
状対象物に対しても同様に適用可能である。
【0031】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、プ
リサチュレーションパルスの印加に続いて撮像パルスシ
ーケンスの実行をシングルスライスマルチフェーズでの
各フェーズ毎に繰返してデータ収集することになるか
ら、血流中に発生する乱流の影響を受けることなく血流
等の流状対象物の流速を正確に測定できるようになる。
リサチュレーションパルスの印加に続いて撮像パルスシ
ーケンスの実行をシングルスライスマルチフェーズでの
各フェーズ毎に繰返してデータ収集することになるか
ら、血流中に発生する乱流の影響を受けることなく血流
等の流状対象物の流速を正確に測定できるようになる。
【図1】本発明が適用されたMRI装置の一実施例の概
略構成を示すシステム構成図。
略構成を示すシステム構成図。
【図2】本発明の一実施例のシングルスライス・マルチ
フェーズ・パルスシーケンスを示すタイミングチャー
ト。
フェーズ・パルスシーケンスを示すタイミングチャー
ト。
【図3】図1の装置により図2のシーケンスの各フェー
ズで得られる再構成画像を示す図。
ズで得られる再構成画像を示す図。
1 コンピュータシステム 2 シーケンサ 3 送信器 4 傾斜磁場電源 5 主磁石 6 RFコイル 7 傾斜磁場コイル 8 プローブ 9 受信器 10 モニタ
Claims (2)
- 【請求項1】 流状対象物の流動方向と直交する所望の
サチュレーション面にプリサチュレーションパルスを照
射して、該流状対象物内に飽和部分を生成するプリサチ
ュレーション手段と、 所望の撮像パルスシーケンスを実行することにより、前
記サチュレーション面及び前記飽和部分を含む所望の撮
像領域から核磁気共鳴信号を収集する撮像手段と、 前記プリサチュレーション手段及び前記撮像手段を制御
して、各フェーズにおいて前記プリサチュレーション手
段によるプリサチュレーションパルスの印加に続いて前
記撮像手段による所望の撮像パルスシーケンスの実行が
行われるようなシングルスライス・マルチフェーズ・パ
ルスシーケンスを実現する制御手段と、 前記撮像手段により、シングルスライス・マルチフェー
ズ・パルスシーケンスの各フェーズにおいて収集された
核磁気共鳴信号から前記所望の撮像領域の核磁気共鳴画
像を再構成し、再構成された各核磁気共鳴画像中のサチ
ュレーション面と飽和部分との間の距離を測定し、測定
された距離をシングルスライス・マルチフェーズ・パル
スシーケンスにおけるプリサチュレーションパルスの印
加と核磁気共鳴信号の検出との間の時間間隔により除算
することにより、前記流状対象物の流速を決定する手段
と、 を具備する流状対象物の流速測定用の核磁気共鳴撮像装
置。 - 【請求項2】 流状対象物の流動方向と直交する所望の
サチュレーション面にプリサチュレーションパルスを照
射して、該流状対象物内に飽和部分を生成する段階と、 所望の撮像パルスシーケンスを実行することにより、前
記サチュレーション面及び前記飽和部分を含む所望の撮
像領域から核磁気共鳴信号を収集する段階と、 前記プリサチュレーション照射段階及び前記撮像パルス
シーケンス実行段階を制御して、各フェーズにおいて前
記プリサチュレーション照射段階におけるプリサチュレ
ーションパルスの印加に続いて前記撮像パルスシーケン
ス実行段階における所望の撮像パルスシーケンスの実行
が行われるようなシングルスライス・マルチフェーズ・
パルスシーケンスを実現する制御段階と、 前記撮像パルスシーケンス実行段階より、シングルスラ
イス・マルチフェーズ・パルスシーケンスの各フェーズ
において収集された核磁気共鳴信号から前記所望の撮像
領域の核磁気共鳴画像を再構成し、再構成された各核磁
気共鳴画像中のサチュレーション面と飽和部分との間の
距離を測定し、測定された距離をシングルスライス・マ
ルチフェーズ・パルスシーケンスにおけるプリサチュレ
ーションパルスの印加と核磁気共鳴信号の検出との間の
時間間隔により除算することにより、前記流状対象物の
流速を決定する段階と、 から成る流状対象物の流速測定用の核磁気共鳴撮像方
法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5039990A JPH0622934A (ja) | 1992-03-02 | 1993-03-01 | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4-44672 | 1992-03-02 | ||
JP4467292 | 1992-03-02 | ||
JP5039990A JPH0622934A (ja) | 1992-03-02 | 1993-03-01 | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0622934A true JPH0622934A (ja) | 1994-02-01 |
Family
ID=26379401
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP5039990A Pending JPH0622934A (ja) | 1992-03-02 | 1993-03-01 | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0622934A (ja) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10052953B4 (de) * | 1999-10-28 | 2006-06-01 | Avl List Gmbh | Fremdgezündete Brennkraftmaschine |
JP2009247773A (ja) * | 2008-04-10 | 2009-10-29 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
WO2012050168A1 (ja) * | 2010-10-13 | 2012-04-19 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 |
JP2013111482A (ja) * | 2011-11-25 | 2013-06-10 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
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-
1993
- 1993-03-01 JP JP5039990A patent/JPH0622934A/ja active Pending
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