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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