JPH0723921A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH0723921A JPH0723921A JP5166585A JP16658593A JPH0723921A JP H0723921 A JPH0723921 A JP H0723921A JP 5166585 A JP5166585 A JP 5166585A JP 16658593 A JP16658593 A JP 16658593A JP H0723921 A JPH0723921 A JP H0723921A
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- magnetic field
- slice
- blood
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Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明の目的は血流方向を識別しながら静脈流
を画像化することができる磁気共鳴イメージング装置を
提供することである。 【構成】本発明による磁気共鳴イメージング装置は、ス
ライス方向に位置が異なる少なくとも2枚のスライス面
を位相の異なるRFパルスを用いて所定の時間差を与え
ながら選択励起する手段と、前記選択励起手段による選
択励起後、MR信号を収集する手段と、前記MR信号を
用いて画像を再構成するコンピュータシステム11とを
具備する。
を画像化することができる磁気共鳴イメージング装置を
提供することである。 【構成】本発明による磁気共鳴イメージング装置は、ス
ライス方向に位置が異なる少なくとも2枚のスライス面
を位相の異なるRFパルスを用いて所定の時間差を与え
ながら選択励起する手段と、前記選択励起手段による選
択励起後、MR信号を収集する手段と、前記MR信号を
用いて画像を再構成するコンピュータシステム11とを
具備する。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、血流をその流れの方向
によって識別するMRアンギオグラフィに適する磁気共
鳴イメージング装置に関する。
によって識別するMRアンギオグラフィに適する磁気共
鳴イメージング装置に関する。
【0002】
【従来の技術】近年、造影剤を用いることなく血流をそ
の流れの方向によって識別できるMRアンギオグラフィ
が注目されている。このMRアンギオグラフィの代表例
として、いわゆる事前飽和法(Pre-Saturation法)があ
る。
の流れの方向によって識別できるMRアンギオグラフィ
が注目されている。このMRアンギオグラフィの代表例
として、いわゆる事前飽和法(Pre-Saturation法)があ
る。
【0003】この事前飽和法の原理を図8を用いて説明
する。図8に示すように2枚の平行なスライス面A、B
に対して、血流方向が互いに逆方向の2本の血管b1 、
b2が直交して貫通している場合を考える。
する。図8に示すように2枚の平行なスライス面A、B
に対して、血流方向が互いに逆方向の2本の血管b1 、
b2が直交して貫通している場合を考える。
【0004】まずA面の原子核のスピンを90°パルス
により予め十分励起して飽和させる。これによりA面内
の核スピンの向きが回転座標系でZ軸方向からX軸方向
へ90°倒される。その後一定時間を隔てて、B面を同
じく90°パルスにより励起してB面からのMR信号を
収集する。これにより血管b1 を通ってB面に流入する
血流は、A面で既に飽和しているので、収集されたMR
信号はその信号値が小さく、B面のMR画像に黒い欠損
像として現われる。一方、血管b2 を通ってB面に流入
する血流はこのB面のMR画像中に現われる。したがっ
て、B面のMR画像中に欠損像として現われるか否かを
見ることによって血流方向を識別することができる。
により予め十分励起して飽和させる。これによりA面内
の核スピンの向きが回転座標系でZ軸方向からX軸方向
へ90°倒される。その後一定時間を隔てて、B面を同
じく90°パルスにより励起してB面からのMR信号を
収集する。これにより血管b1 を通ってB面に流入する
血流は、A面で既に飽和しているので、収集されたMR
信号はその信号値が小さく、B面のMR画像に黒い欠損
像として現われる。一方、血管b2 を通ってB面に流入
する血流はこのB面のMR画像中に現われる。したがっ
て、B面のMR画像中に欠損像として現われるか否かを
見ることによって血流方向を識別することができる。
【0005】しかし乍、このような事前飽和法は欠損像
か否かで血流方向を識別するので、当然ながら欠損させ
るA面からB面へ流入する血流を画像化して診断に供す
ることはできなかった。一般に、血流速度が遅く比較的
血流速度が安定している静脈流を欠損対象とする。つま
り、静脈の上流にA面を、下流にB面を設定している。
これは脈動に応じて血流速度が大きく変化する動脈流を
欠損対象とする場合、A面で飽和された動脈流がB面で
信号収集を行うときにB面内に存在しているように、A
面とB面を励起する時間差を刻々と変化する血流速度に
応じて設定することが困難であることに起因している。
したがって、欠損像となるのは常に静脈流であり、この
ため血流方向を識別しながら静脈流を画像化することは
できなかった。
か否かで血流方向を識別するので、当然ながら欠損させ
るA面からB面へ流入する血流を画像化して診断に供す
ることはできなかった。一般に、血流速度が遅く比較的
血流速度が安定している静脈流を欠損対象とする。つま
り、静脈の上流にA面を、下流にB面を設定している。
これは脈動に応じて血流速度が大きく変化する動脈流を
欠損対象とする場合、A面で飽和された動脈流がB面で
信号収集を行うときにB面内に存在しているように、A
面とB面を励起する時間差を刻々と変化する血流速度に
応じて設定することが困難であることに起因している。
したがって、欠損像となるのは常に静脈流であり、この
ため血流方向を識別しながら静脈流を画像化することは
できなかった。
【0006】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上述した事
情に対処すべくなされたもので、その目的は、血流方向
を識別しながら静脈流を画像化す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である。
情に対処すべくなされたもので、その目的は、血流方向
を識別しながら静脈流を画像化す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である。
【0007】
【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は、スライス方向に位置が異なる少なく
とも2枚のスライス面を位相の異なるRFパルスを用い
て所定の時間差を与えながら選択励起する手段と、前記
選択励起手段による選択励起後、MR信号を収集する手
段と、前記MR信号を用いて画像を再構成する手段とを
具備する。
メージング装置は、スライス方向に位置が異なる少なく
とも2枚のスライス面を位相の異なるRFパルスを用い
て所定の時間差を与えながら選択励起する手段と、前記
選択励起手段による選択励起後、MR信号を収集する手
段と、前記MR信号を用いて画像を再構成する手段とを
具備する。
【0008】
【作用】本発明による磁気共鳴イメージング装置によれ
ば、前励起されるスライス面から後励起される他のスラ
イス面へ流入する血流(静脈流)は位相の異なるRFパ
ルスを励起されるので、その血流の核スピンから発生す
るMR信号は他の部分から発生するMR信号より強くな
り、したがって当該血流が強調されて画像化される。
ば、前励起されるスライス面から後励起される他のスラ
イス面へ流入する血流(静脈流)は位相の異なるRFパ
ルスを励起されるので、その血流の核スピンから発生す
るMR信号は他の部分から発生するMR信号より強くな
り、したがって当該血流が強調されて画像化される。
【0009】
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
イメージング装置の一実施例について説明する。図1は
第1実施例の概略構成を示すブロック図である。ガント
リ20内には静磁場磁石1、X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場
コイル2、及び送受信コイル3が設けられる。送受信コ
イル3はガントリ内に埋め込まれるのではなく、被検体
に直に装着されてもよい。静磁場発生装置としての静磁
場磁石1は例えば超電導コイル、または常伝導コイルを
用いて構成される。X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル2
はX軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場
Gzを発生するためのコイルである。
イメージング装置の一実施例について説明する。図1は
第1実施例の概略構成を示すブロック図である。ガント
リ20内には静磁場磁石1、X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場
コイル2、及び送受信コイル3が設けられる。送受信コ
イル3はガントリ内に埋め込まれるのではなく、被検体
に直に装着されてもよい。静磁場発生装置としての静磁
場磁石1は例えば超電導コイル、または常伝導コイルを
用いて構成される。X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル2
はX軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場
Gzを発生するためのコイルである。
【0010】送受信コイル3はスライス面を選択するた
めの選択励起パルスとしての高周波(RF)パルスを発
生し、かつ磁気共鳴により発生した磁気共鳴信号(MR
信号)を検出するために使用される。2枚の平行なスラ
イス面を選択するには、各面を励起するときのRFパル
スの周波数を変更することにより実現される。
めの選択励起パルスとしての高周波(RF)パルスを発
生し、かつ磁気共鳴により発生した磁気共鳴信号(MR
信号)を検出するために使用される。2枚の平行なスラ
イス面を選択するには、各面を励起するときのRFパル
スの周波数を変更することにより実現される。
【0011】寝台13上の被検体Pはガントリ20内の
イメージング可能領域(イメージング用磁場が形成され
る球状の領域であり、この領域内でのみ診断が可能とな
る)に挿入される。
イメージング可能領域(イメージング用磁場が形成され
る球状の領域であり、この領域内でのみ診断が可能とな
る)に挿入される。
【0012】静磁場磁石1は静磁場制御装置4により駆
動される。送受信コイル3は磁気共鳴の励起時には送信
器5により駆動され、かつ磁気共鳴信号の検出時には受
信器6に結合される。X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル
2はX軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源8、Z軸傾
斜磁場電源9により駆動される。
動される。送受信コイル3は磁気共鳴の励起時には送信
器5により駆動され、かつ磁気共鳴信号の検出時には受
信器6に結合される。X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル
2はX軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源8、Z軸傾
斜磁場電源9により駆動される。
【0013】これら送受信コイル3、X軸傾斜磁場電源
7、Y軸傾斜磁場電源8、Z軸傾斜磁場電源9はシーケ
ンサ10により所定のシーケンスに従って駆動され、X
軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場G
z、高周波(RF)パルスを、後述する所定のパルスシ
ーケンスで発生する。この場合、X軸傾斜磁場Gx、Y
軸傾斜磁場Gy,Z軸傾斜磁場Gzは主として、例えば
位相エンコード用傾斜磁場Ge、読出し用傾斜磁場G
r、スライス用傾斜磁場Gsとしてそれぞれ使用され
る。コンピュータシステム11はシーケンサ10を駆動
制御するとともに、受信器6で受信される磁気共鳴信号
を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体
の断層像を生成し、表示部12で表示する。
7、Y軸傾斜磁場電源8、Z軸傾斜磁場電源9はシーケ
ンサ10により所定のシーケンスに従って駆動され、X
軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場G
z、高周波(RF)パルスを、後述する所定のパルスシ
ーケンスで発生する。この場合、X軸傾斜磁場Gx、Y
軸傾斜磁場Gy,Z軸傾斜磁場Gzは主として、例えば
位相エンコード用傾斜磁場Ge、読出し用傾斜磁場G
r、スライス用傾斜磁場Gsとしてそれぞれ使用され
る。コンピュータシステム11はシーケンサ10を駆動
制御するとともに、受信器6で受信される磁気共鳴信号
を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体
の断層像を生成し、表示部12で表示する。
【0014】次にこのように構成された本実施例の作用
について説明する。図2に示すパルスシーケンスが、送
受信コイル3、X軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源
8、Z軸傾斜磁場電源9がシーケンサ10の制御により
駆動されることにより実施される。このパルスシーケン
スはスピンエコー法に準じたものである。ここでは図3
に示すように2枚の平行且つ一部重畳しているスライス
面A、Bに対して、血流方向が互いに逆方向の2本の血
管b1 、b2 が略直交して貫通している場合を考える。
なお血管b1 は静脈、また血管b2 は動脈である。
について説明する。図2に示すパルスシーケンスが、送
受信コイル3、X軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源
8、Z軸傾斜磁場電源9がシーケンサ10の制御により
駆動されることにより実施される。このパルスシーケン
スはスピンエコー法に準じたものである。ここでは図3
に示すように2枚の平行且つ一部重畳しているスライス
面A、Bに対して、血流方向が互いに逆方向の2本の血
管b1 、b2 が略直交して貫通している場合を考える。
なお血管b1 は静脈、また血管b2 は動脈である。
【0015】まず、スライス用傾斜磁場Gsが所定の強
度(これを「第1強度」という)で印加される。この強
度に応じてA面の厚さが決定される。このとき図4に示
すようにA面内の原子核の核スピンが中心周波数f0 の
90°パルスにより励起される。A面のスライス方向の
位置は中心周波数f0 と傾斜磁場Gsによって一意的に
決定される。これによりA面内の核スピンの向きが、回
転座標系でZ軸方向からX軸方向のプラス側へ90°倒
される。
度(これを「第1強度」という)で印加される。この強
度に応じてA面の厚さが決定される。このとき図4に示
すようにA面内の原子核の核スピンが中心周波数f0 の
90°パルスにより励起される。A面のスライス方向の
位置は中心周波数f0 と傾斜磁場Gsによって一意的に
決定される。これによりA面内の核スピンの向きが、回
転座標系でZ軸方向からX軸方向のプラス側へ90°倒
される。
【0016】その後一定時間を隔てて、スライス用傾斜
磁場Gsが第1強度より弱い強度で印加される。これに
よりB面の厚さはA面より厚く設定される。B面をA面
より厚く設定するのは、A面からB面へ流入する血管b
1 の不明な速度の血流が、B面を励起するときに少なく
ともB面内に存在する、つまりB面を励起するときにB
面のいずれかの位置に存在することを保証するためであ
る。このとき図5に示すようにB面内の原子核の核スピ
ンが180°パルスにより励起される。この180°パ
ルスは中心周波数f0 ±αで形成される。この周波数差
αを調整することにより、B面はA面と一部重畳しなが
らスライス方向にずれた位置に設定される。これにより
B面内の核スピンの向きが、それぞれ180°パルスを
印加する直前の状態から回転座標系のY軸を中心に18
0°回転される。A面とB面の重畳する部分に存在する
静止部(網線部分)は、既に90°パルスにより励起さ
れて核スピンの向きが回転座標系でX軸方向のプラス側
へ90°倒されているので、その状態からX軸方向のマ
イナス側へ180°倒されることになる。A面で90°
パルスにより励起された血管b1 の血流(網線部分)
は、180°パルスを印加するときにはB面に流入して
いるので、静止部と同様に、180°パルスにより励起
されX軸方向のプラス側からマイナス側へ180°倒さ
れる。A面で90°パルスにより励起された血管b2 の
血流は、180°パルスを印加するときにはB面と反対
側にA面から流出する。血管b2 に沿ってB面に流入し
てきた血流、A面とB面の重畳部分以外のB面の静止
部、さらに90°パルスにより励起されない状態で血管
b1 に沿ってB面に流入してきた血流は、回転座標系で
Z軸方向のプラス側からマイナス側に180°倒され
る。
磁場Gsが第1強度より弱い強度で印加される。これに
よりB面の厚さはA面より厚く設定される。B面をA面
より厚く設定するのは、A面からB面へ流入する血管b
1 の不明な速度の血流が、B面を励起するときに少なく
ともB面内に存在する、つまりB面を励起するときにB
面のいずれかの位置に存在することを保証するためであ
る。このとき図5に示すようにB面内の原子核の核スピ
ンが180°パルスにより励起される。この180°パ
ルスは中心周波数f0 ±αで形成される。この周波数差
αを調整することにより、B面はA面と一部重畳しなが
らスライス方向にずれた位置に設定される。これにより
B面内の核スピンの向きが、それぞれ180°パルスを
印加する直前の状態から回転座標系のY軸を中心に18
0°回転される。A面とB面の重畳する部分に存在する
静止部(網線部分)は、既に90°パルスにより励起さ
れて核スピンの向きが回転座標系でX軸方向のプラス側
へ90°倒されているので、その状態からX軸方向のマ
イナス側へ180°倒されることになる。A面で90°
パルスにより励起された血管b1 の血流(網線部分)
は、180°パルスを印加するときにはB面に流入して
いるので、静止部と同様に、180°パルスにより励起
されX軸方向のプラス側からマイナス側へ180°倒さ
れる。A面で90°パルスにより励起された血管b2 の
血流は、180°パルスを印加するときにはB面と反対
側にA面から流出する。血管b2 に沿ってB面に流入し
てきた血流、A面とB面の重畳部分以外のB面の静止
部、さらに90°パルスにより励起されない状態で血管
b1 に沿ってB面に流入してきた血流は、回転座標系で
Z軸方向のプラス側からマイナス側に180°倒され
る。
【0017】したがって、A面とB面の重畳する部分に
存在する静止部とA面で90°パルスにより励起されB
面でさらに180°パルスにより励起された血管b1 の
血流の核スピンからは、スピンエコーによる比較的強い
MR信号が発生する。また、B面と反対側にA面から流
出する血管b2 の血流、血管b2 に沿ってB面に流入し
てきた血流、A面とB面の重畳部分以外のB面の静止
部、さらに90°パルスにより励起されない状態で血管
b1 に沿ってB面に流入してきた血流は、90°パルス
と180°パルスの一方のみでしか励起されていないの
で、これらの部分(図5の斜線部分)の核スピンから
は、比較的弱いMR信号しか発生しない、又はMR信号
を発生しない。
存在する静止部とA面で90°パルスにより励起されB
面でさらに180°パルスにより励起された血管b1 の
血流の核スピンからは、スピンエコーによる比較的強い
MR信号が発生する。また、B面と反対側にA面から流
出する血管b2 の血流、血管b2 に沿ってB面に流入し
てきた血流、A面とB面の重畳部分以外のB面の静止
部、さらに90°パルスにより励起されない状態で血管
b1 に沿ってB面に流入してきた血流は、90°パルス
と180°パルスの一方のみでしか励起されていないの
で、これらの部分(図5の斜線部分)の核スピンから
は、比較的弱いMR信号しか発生しない、又はMR信号
を発生しない。
【0018】B面を180°パルスで励起してから所定
時間経過後、読出し用傾斜磁場Grが印加され、MR信
号の収集態勢に入る。A面とB面の重畳する部分に存在
する静止部とA面で90°パルスにより励起されB面で
さらに180°パルスにより励起された血管b1 の血流
の核スピンからは、上述したように比較的強いMR信号
が検出される。それ以外の部分の核スピンからは比較的
弱いMR信号が検出されか、または検出されない。
時間経過後、読出し用傾斜磁場Grが印加され、MR信
号の収集態勢に入る。A面とB面の重畳する部分に存在
する静止部とA面で90°パルスにより励起されB面で
さらに180°パルスにより励起された血管b1 の血流
の核スピンからは、上述したように比較的強いMR信号
が検出される。それ以外の部分の核スピンからは比較的
弱いMR信号が検出されか、または検出されない。
【0019】このMR信号により画像再構成が行われる
と、A面とB面の重畳する部分に存在する静止部とA面
とB面で励起された血管b1 の血流(静脈流)が強調さ
れて画像化される。したがって、A面とB面の重畳する
部分に存在する静止部の組織像および血管b1 、b2 の
血管像が確認される。さらに血管b1 がA面からB面へ
流れる血流であり、血管b2 がB面からA面へ流れる血
流であるように血流方向が識別される。
と、A面とB面の重畳する部分に存在する静止部とA面
とB面で励起された血管b1 の血流(静脈流)が強調さ
れて画像化される。したがって、A面とB面の重畳する
部分に存在する静止部の組織像および血管b1 、b2 の
血管像が確認される。さらに血管b1 がA面からB面へ
流れる血流であり、血管b2 がB面からA面へ流れる血
流であるように血流方向が識別される。
【0020】なお上述の説明では、A面とB面を一部重
畳することにより当該重畳部分内の静止部を強調して画
像化しているが、この静止部を強調して画像化する必要
がなければ、A面とB面を一部重畳させることなく分離
して設定することにより、A面からB面へ流入する血流
のみ強調して画像化するようにしてもよい。この場合、
A面とB面を一部重畳させることなく分離させるには、
A面に印加する90°パルスとB面に印加する180°
パルスの各中心周波数の差成分αを調整することにより
容易に達成できるのは周知の通りである。
畳することにより当該重畳部分内の静止部を強調して画
像化しているが、この静止部を強調して画像化する必要
がなければ、A面とB面を一部重畳させることなく分離
して設定することにより、A面からB面へ流入する血流
のみ強調して画像化するようにしてもよい。この場合、
A面とB面を一部重畳させることなく分離させるには、
A面に印加する90°パルスとB面に印加する180°
パルスの各中心周波数の差成分αを調整することにより
容易に達成できるのは周知の通りである。
【0021】また上述ではスピンエコー法への適用を例
に説明したが、スピンエコー法に限定されることなく他
の収集法に適用しても勿論構わない。本発明をスピンエ
コー法に準じたフローコンペンセーション法(Flow-Com
pensation 法)に適用する場合、そのパルスシーケンス
は図6に示すようになる。また、本発明をグラディエン
トフィールドエコー法(Gradient-Field-Echo 法)に適
用する場合、そのパルスシーケンスは図7に示すように
なる。この場合、第1励起に応じてMR信号を収集する
ことにより両方向の血流が画像化でき、また第1励起と
スライス面をずらした第2励起に応じてMR信号を収集
することにより一方向の血流のみを画像化することがで
きる。本発明は、上述した実施例に限定されることな
く、その他種々変形して実施可能である。
に説明したが、スピンエコー法に限定されることなく他
の収集法に適用しても勿論構わない。本発明をスピンエ
コー法に準じたフローコンペンセーション法(Flow-Com
pensation 法)に適用する場合、そのパルスシーケンス
は図6に示すようになる。また、本発明をグラディエン
トフィールドエコー法(Gradient-Field-Echo 法)に適
用する場合、そのパルスシーケンスは図7に示すように
なる。この場合、第1励起に応じてMR信号を収集する
ことにより両方向の血流が画像化でき、また第1励起と
スライス面をずらした第2励起に応じてMR信号を収集
することにより一方向の血流のみを画像化することがで
きる。本発明は、上述した実施例に限定されることな
く、その他種々変形して実施可能である。
【0022】
【発明の効果】以上説明したように本発明による磁気共
鳴イメージング装置は、スライス方向に位置が異なる少
なくとも2枚のスライス面を位相の異なるRFパルスを
用いて時間差を与えながら選択励起する手段と、前記選
択励起手段による選択励起後、MR信号を収集する手段
と、前記MR信号を用いて画像を再構成する手段とを具
備する。
鳴イメージング装置は、スライス方向に位置が異なる少
なくとも2枚のスライス面を位相の異なるRFパルスを
用いて時間差を与えながら選択励起する手段と、前記選
択励起手段による選択励起後、MR信号を収集する手段
と、前記MR信号を用いて画像を再構成する手段とを具
備する。
【0023】したがって、本発明によれば、前励起され
るスライス面から後励起される他のスライス面へ流入す
る血流(静脈流)は位相の異なるRFパルスを励起され
るので、その血流の核スピンから発生するMR信号は他
の部分から発生するMR信号より強くなり、したがって
当該血流を強調して画像化できる磁気共鳴イメージング
装置を提供できる。
るスライス面から後励起される他のスライス面へ流入す
る血流(静脈流)は位相の異なるRFパルスを励起され
るので、その血流の核スピンから発生するMR信号は他
の部分から発生するMR信号より強くなり、したがって
当該血流を強調して画像化できる磁気共鳴イメージング
装置を提供できる。
【図1】本発明による磁気共鳴イメージング装置の一実
施例のブロック図。
施例のブロック図。
【図2】本実施例のパルスシーケンスを示す図。
【図3】本実施例の原理を示す図。
【図4】90°パルスが印加された状態を示す図。
【図5】90°パルスに続いて180°パルスが印加さ
れた状態を示す図。
れた状態を示す図。
【図6】本発明をフローコンペンセーション法に適用す
る場合のパルスシーケンスを示す図。
る場合のパルスシーケンスを示す図。
【図7】本発明をグラディエントフィールドエコー法に
適用する場合のパルスシーケンスを示す図。
適用する場合のパルスシーケンスを示す図。
【図8】従来の事前飽和法の原理を示す図。
1…静磁場磁石、2…X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイ
ル、3…送受信コイル、4…静磁場制御装置、5…送信
器、6…受信器、7…X軸傾斜磁場アンプ、8…Y軸傾
斜磁場アンプ、9…Z軸傾斜磁場アンプ、10…シーケ
ンサ、11…コンピュータシステム、12…表示部。
ル、3…送受信コイル、4…静磁場制御装置、5…送信
器、6…受信器、7…X軸傾斜磁場アンプ、8…Y軸傾
斜磁場アンプ、9…Z軸傾斜磁場アンプ、10…シーケ
ンサ、11…コンピュータシステム、12…表示部。
Claims (3)
- 【請求項1】 スライス方向に位置が異なる少なくとも
2枚のスライス面を位相の異なるRFパルスを用いて所
定の時間差を与えながら選択励起する手段と、 前記選択励起手段による選択励起後、MR信号を収集す
る手段と、 前記MR信号を用いて画像を再構成する手段とを具備す
ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項2】 前記選択励起手段は前記少なくとも2枚
のスライス面を一部重畳させ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。 - 【請求項3】 前記選択励起手段は前記少なくとも2枚
のスライス面を90°位相の異なるRFパルスで励起す
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。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5166585A JPH0723921A (ja) | 1993-07-06 | 1993-07-06 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5166585A JPH0723921A (ja) | 1993-07-06 | 1993-07-06 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0723921A true JPH0723921A (ja) | 1995-01-27 |
Family
ID=15834010
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP5166585A Pending JPH0723921A (ja) | 1993-07-06 | 1993-07-06 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0723921A (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002095646A (ja) * | 2000-09-25 | 2002-04-02 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
US6771476B2 (en) | 2000-12-27 | 2004-08-03 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Circuit protector |
JP5362580B2 (ja) * | 2007-11-16 | 2013-12-11 | 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撮像方法 |
-
1993
- 1993-07-06 JP JP5166585A patent/JPH0723921A/ja active Pending
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002095646A (ja) * | 2000-09-25 | 2002-04-02 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
US6771476B2 (en) | 2000-12-27 | 2004-08-03 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Circuit protector |
JP5362580B2 (ja) * | 2007-11-16 | 2013-12-11 | 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撮像方法 |
US8831317B2 (en) | 2007-11-16 | 2014-09-09 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel imaging method |
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