JPH10234695A - 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
- Publication number
- JPH10234695A JPH10234695A JP9037255A JP3725597A JPH10234695A JP H10234695 A JPH10234695 A JP H10234695A JP 9037255 A JP9037255 A JP 9037255A JP 3725597 A JP3725597 A JP 3725597A JP H10234695 A JPH10234695 A JP H10234695A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- sequence
- blood flow
- magnetic field
- phase
- measurement
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】 (修正有)
【課題】撮像時間を短縮すると共に、フローアーチファ
クト及び呼吸アーチファクトを抑制した心電同期MRA
計測を可能とする。 【解決手段】MRI装置のRFパルス及び傾斜磁場パル
スの印加タイミング及びエコー信号計測タイミングを制
御するシーケンサは、被検体の心電図または脈波信号に
おけるR波等のトリガ信号を参照して、マルチショット
EPIシーケンスを起動する。1ショットの基本EPI
シーケンスではnプロジェクション分のデータ収集を行
い、k空間に配し、1画像を構成するのに必要な位相エ
ンコード数JはJ=nxLとなるように設定して、二次元デ
ータの収集を1心周期内で終えることができる。三次元
計測においては1ショット内のnエコーに異なるスライ
スエンコードを付与することで、m(mはJ=m×Lを満た
す)心周期の計測でn×Jの三次元データを得ることが
できる。
クト及び呼吸アーチファクトを抑制した心電同期MRA
計測を可能とする。 【解決手段】MRI装置のRFパルス及び傾斜磁場パル
スの印加タイミング及びエコー信号計測タイミングを制
御するシーケンサは、被検体の心電図または脈波信号に
おけるR波等のトリガ信号を参照して、マルチショット
EPIシーケンスを起動する。1ショットの基本EPI
シーケンスではnプロジェクション分のデータ収集を行
い、k空間に配し、1画像を構成するのに必要な位相エ
ンコード数JはJ=nxLとなるように設定して、二次元デ
ータの収集を1心周期内で終えることができる。三次元
計測においては1ショット内のnエコーに異なるスライ
スエンコードを付与することで、m(mはJ=m×Lを満た
す)心周期の計測でn×Jの三次元データを得ることが
できる。
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴(以下
NMRと略記する)現象を利用して被検体の所望部位の
断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、MRIと
略記する)装置に関し、特に血管系の走行を描出する際
に心拍動に起因する血流速の変化の影響を受けにくく、
かつ高速の血流の描出を可能にするMRI装置に関する
ものである。
NMRと略記する)現象を利用して被検体の所望部位の
断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、MRIと
略記する)装置に関し、特に血管系の走行を描出する際
に心拍動に起因する血流速の変化の影響を受けにくく、
かつ高速の血流の描出を可能にするMRI装置に関する
ものである。
【0002】
【従来の技術】MRI装置は、被検体組織を構成する原
子核スピン(以下、単にスピンと称す)を、高周波磁場
を印加することによって励起し、それによってスピンが
発生するNMR信号を計測し、スピンの空間分布やスペ
クトルを描出する。この際、NMR信号に位置情報を付
与するために傾斜磁場が印加される。このようなMRI
装置による計測で対象とするスピンは通常水素原子のス
ピンであり、組織を構成するスピンは静止しているのに
対し、血流を構成するスピンは移動する。このことを利
用して、MRI装置における血流描出法(MRA:MR
アンジオグラフィ)が種々開発されている。
子核スピン(以下、単にスピンと称す)を、高周波磁場
を印加することによって励起し、それによってスピンが
発生するNMR信号を計測し、スピンの空間分布やスペ
クトルを描出する。この際、NMR信号に位置情報を付
与するために傾斜磁場が印加される。このようなMRI
装置による計測で対象とするスピンは通常水素原子のス
ピンであり、組織を構成するスピンは静止しているのに
対し、血流を構成するスピンは移動する。このことを利
用して、MRI装置における血流描出法(MRA:MR
アンジオグラフィ)が種々開発されている。
【0003】血流描出法としては、スライス面への未励
起スピンの流入効果を用いたタイムオブフライト(Time
-of-Fligh:TOF)法、血流による位相拡散の有無を異
ならせた2種のシーケンス(リフェイズシーケンス及び
ディフェイズシーケンス)を実行して得られるデータの
差分を行うフェイズセンシティブ(Phase-sensitive:P
S)法、正負一対のフローエンコードパルスを用いて血
流による位相拡散の極性を反転し、差分を行うフェイズ
コントラスト(Phase-contrast:PC)法、の3種類の
方法が主に用いられている。PC法は、フローエンコー
ドの軸の数(1〜3)により、基本シーケンス数(2〜
6)が異なり、また正負のフローエンコードの他に参照
シーケンスを用いるかにより、4回計測法と6回計測法
がある。
起スピンの流入効果を用いたタイムオブフライト(Time
-of-Fligh:TOF)法、血流による位相拡散の有無を異
ならせた2種のシーケンス(リフェイズシーケンス及び
ディフェイズシーケンス)を実行して得られるデータの
差分を行うフェイズセンシティブ(Phase-sensitive:P
S)法、正負一対のフローエンコードパルスを用いて血
流による位相拡散の極性を反転し、差分を行うフェイズ
コントラスト(Phase-contrast:PC)法、の3種類の
方法が主に用いられている。PC法は、フローエンコー
ドの軸の数(1〜3)により、基本シーケンス数(2〜
6)が異なり、また正負のフローエンコードの他に参照
シーケンスを用いるかにより、4回計測法と6回計測法
がある。
【0004】一方、心拍動に応じて特に動脈系の血流速
度が変化することは周知の事実であるが、血流速度の変
化は上記MRA計測においては血流信号の強度変化をも
たらす。特にPC法、PS法においては、移動スピンの
速度の変化に応じて位相にも変化が生じるため、結果的
に差分信号強度の変化に結びつく。しかし従来のMRA
計測では、一連の計測をこの心拍動周期とは無関係に行
っていたために、どの心時相でエコー信号を収集し、計
測空間(データが配列される空間:k空間ともいう)の
どの成分を埋めていくのかによって、得られる画像のコ
トラストが変化したり、アーチファクト等の原因となっ
ていた。
度が変化することは周知の事実であるが、血流速度の変
化は上記MRA計測においては血流信号の強度変化をも
たらす。特にPC法、PS法においては、移動スピンの
速度の変化に応じて位相にも変化が生じるため、結果的
に差分信号強度の変化に結びつく。しかし従来のMRA
計測では、一連の計測をこの心拍動周期とは無関係に行
っていたために、どの心時相でエコー信号を収集し、計
測空間(データが配列される空間:k空間ともいう)の
どの成分を埋めていくのかによって、得られる画像のコ
トラストが変化したり、アーチファクト等の原因となっ
ていた。
【0005】このような心拍動によって生じる信号強度
変化やアーチファクトを防止するために、心電同期計測
を行うことが有効であることが知られている。図11は
PS法のシーケンスに心電同期計測を適用したもので、
このシーケンスでは、1心周期でリフェイズシーケンス
を繰り返し、次の心周期でディフェイズシーケンスを繰
り返し、2心周期で1位相エンコードステップのL組の
データセットを取得する。この心電同期計測は1画像の
ためのデータを常に所定の心時相のみで収集し、同一心
時相のデータでk空間を埋めているので、各時相毎の画
像を得ることができるものの、二次元の撮像の場合で
も、心周期の位相エンコード数倍にさらにシーケンス種
数を掛けた時間が必要である。例えば、心周期を1秒、
位相エンコード数を256、シーケンス数がPS法で2
であるとすると、256×2秒、即ち10分近い時間を
要し、4〜6種類の基本シーケンスを繰り返すPC法で
は、さらにその2〜3倍の時間が必要となる。このため
三次元撮像には実用上は使用不可能であったり、二次元
の撮像のみに限定される結果となっていた。
変化やアーチファクトを防止するために、心電同期計測
を行うことが有効であることが知られている。図11は
PS法のシーケンスに心電同期計測を適用したもので、
このシーケンスでは、1心周期でリフェイズシーケンス
を繰り返し、次の心周期でディフェイズシーケンスを繰
り返し、2心周期で1位相エンコードステップのL組の
データセットを取得する。この心電同期計測は1画像の
ためのデータを常に所定の心時相のみで収集し、同一心
時相のデータでk空間を埋めているので、各時相毎の画
像を得ることができるものの、二次元の撮像の場合で
も、心周期の位相エンコード数倍にさらにシーケンス種
数を掛けた時間が必要である。例えば、心周期を1秒、
位相エンコード数を256、シーケンス数がPS法で2
であるとすると、256×2秒、即ち10分近い時間を
要し、4〜6種類の基本シーケンスを繰り返すPC法で
は、さらにその2〜3倍の時間が必要となる。このため
三次元撮像には実用上は使用不可能であったり、二次元
の撮像のみに限定される結果となっていた。
【0006】一方、撮像時間についても問題があった。
例えば3D(三次元)TOF法の場合は、基本シーケン
スの繰り返し時間TRを25m秒として256マトリク
スの64スライスを計測するとすると、0.025
(秒)×256×64=409.6(秒)と7分弱の時
間を要する。これは三次元計測が可能な範囲ではある
が、長時間の撮影となるため、病変を有する患者を被検
体とした場合に大変な苦痛を強いることになるばかりで
なく、撮像中の体動を誘発し、画像がアーチファクト等
で汚される確率も高くなる。
例えば3D(三次元)TOF法の場合は、基本シーケン
スの繰り返し時間TRを25m秒として256マトリク
スの64スライスを計測するとすると、0.025
(秒)×256×64=409.6(秒)と7分弱の時
間を要する。これは三次元計測が可能な範囲ではある
が、長時間の撮影となるため、病変を有する患者を被検
体とした場合に大変な苦痛を強いることになるばかりで
なく、撮像中の体動を誘発し、画像がアーチファクト等
で汚される確率も高くなる。
【0007】したがって、撮像時間の延長を抑えて安定
した画像を得るMRA計測を実現できるMRI装置が必
要となっていた。
した画像を得るMRA計測を実現できるMRI装置が必
要となっていた。
【0008】
【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MRI装置はMRA計測の際に実行さ
れるパルスシーケンスとしてマルチショットEPI(以
下、m−EPIという)シーケンスを採用し、これを心
電図に同期して実行するとともに心電図或いは脈波信号
を参照して位相エンコード傾斜磁場の印加順序を制御す
ることにより、撮像時間の延長を防止つつ、心拍動によ
る信号強度の変化やアーチファクトの発生を押えたもの
である。
に、本発明によるMRI装置はMRA計測の際に実行さ
れるパルスシーケンスとしてマルチショットEPI(以
下、m−EPIという)シーケンスを採用し、これを心
電図に同期して実行するとともに心電図或いは脈波信号
を参照して位相エンコード傾斜磁場の印加順序を制御す
ることにより、撮像時間の延長を防止つつ、心拍動によ
る信号強度の変化やアーチファクトの発生を押えたもの
である。
【0009】即ち本発明のMRI装置は、高周波磁場お
よび傾斜磁場を所定のパルスシーケンスで繰り返し印加
するシーケンサにおいて、被検体の心電図或いは脈波信
号を参照して位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御
し、1回の高周波パルスの印加により複数のエコー信号
を計測するエコープラナー法(EPI)に基づく血流描
出シーケンスを1心周期内においてマルチショット化し
て複数回繰り返し、m−EPI血流画像を得るものであ
る。
よび傾斜磁場を所定のパルスシーケンスで繰り返し印加
するシーケンサにおいて、被検体の心電図或いは脈波信
号を参照して位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御
し、1回の高周波パルスの印加により複数のエコー信号
を計測するエコープラナー法(EPI)に基づく血流描
出シーケンスを1心周期内においてマルチショット化し
て複数回繰り返し、m−EPI血流画像を得るものであ
る。
【0010】本発明のMRI装置は、シーケンサにおい
て実行されるm−EPI法による血流描出シーケンスと
しては、高周波パルスに引き続き、血流スピンの位相戻
しを行う傾斜磁場の印加を含む二次元或いは三次元TO
F法、血流に対しそれぞれ異なる位相回転を与える複数
の基本シーケンスの組合せからなるPS法或いはPC法
のシーケンスを採用することができ、第1の態様とし
て、二次元TOF法の場合、1心周期内において計測さ
れる複数のエコー信号のみにより1枚の血流画像が得ら
れるよう位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御し、複
数心周期で複数枚の血流画像を取得する。
て実行されるm−EPI法による血流描出シーケンスと
しては、高周波パルスに引き続き、血流スピンの位相戻
しを行う傾斜磁場の印加を含む二次元或いは三次元TO
F法、血流に対しそれぞれ異なる位相回転を与える複数
の基本シーケンスの組合せからなるPS法或いはPC法
のシーケンスを採用することができ、第1の態様とし
て、二次元TOF法の場合、1心周期内において計測さ
れる複数のエコー信号のみにより1枚の血流画像が得ら
れるよう位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御し、複
数心周期で複数枚の血流画像を取得する。
【0011】また第2の態様として、三次元TOF法の
場合、1回の高周波パルスの印加により得られる複数の
エコー信号に付与される位相エンコードをスライス方向
エンコードとし、スライス方向と直交する方向の位相エ
ンコード傾斜磁場を変化させながら前記シーケンスを繰
り返し、複数心周期で1セットの三次元データを計測す
る。
場合、1回の高周波パルスの印加により得られる複数の
エコー信号に付与される位相エンコードをスライス方向
エンコードとし、スライス方向と直交する方向の位相エ
ンコード傾斜磁場を変化させながら前記シーケンスを繰
り返し、複数心周期で1セットの三次元データを計測す
る。
【0012】また第3、第4の態様として、PS法或い
はPC法の場合には、隣接する心周期においてそれぞれ
異なる種類の基本シーケンスを交互に或いはサイクリッ
クに実行し、1心周期内で各基本シーケンスの繰り返し
により得られるデータ間の演算により1枚の血流画像を
得る。
はPC法の場合には、隣接する心周期においてそれぞれ
異なる種類の基本シーケンスを交互に或いはサイクリッ
クに実行し、1心周期内で各基本シーケンスの繰り返し
により得られるデータ間の演算により1枚の血流画像を
得る。
【0013】このような本発明のMRI装置では、シー
ケンサが上述した血流描出シーケンスを起動することに
より、例えば二次元TOF法では順次1心拍(心周期)
毎に、1スライス分の血流断面画像を得ることができ、
複数枚の血流断面画像から光線軌跡法等の公知の投影処
理を行うことで、広範囲の血管像を作成できる。三次元
TOF計測の場合でも同様に1心拍当り例えば25回の
繰り返しで計測すれば、10心拍(約10秒)で250
位相エンコードステップの計測データを得ることが可能
なため呼吸停止状態での撮像が可能となる。またPS法
やPC法の場合でも、基本シーケンス数倍するだけで、
同様の計測が可能となる。
ケンサが上述した血流描出シーケンスを起動することに
より、例えば二次元TOF法では順次1心拍(心周期)
毎に、1スライス分の血流断面画像を得ることができ、
複数枚の血流断面画像から光線軌跡法等の公知の投影処
理を行うことで、広範囲の血管像を作成できる。三次元
TOF計測の場合でも同様に1心拍当り例えば25回の
繰り返しで計測すれば、10心拍(約10秒)で250
位相エンコードステップの計測データを得ることが可能
なため呼吸停止状態での撮像が可能となる。またPS法
やPC法の場合でも、基本シーケンス数倍するだけで、
同様の計測が可能となる。
【0014】更に本発明のMRI装置は、位相エンコー
ド傾斜磁場印加順序を制御することによってシネMRA
計測が可能であり、この場合には、複数心周期の計測を
繰り返し、各心周期の各心時相で得られる複数のエコー
信号に付与する位相エンコード数を制御して、複数の心
周期に亘り心時相毎に血流画像を得る。
ド傾斜磁場印加順序を制御することによってシネMRA
計測が可能であり、この場合には、複数心周期の計測を
繰り返し、各心周期の各心時相で得られる複数のエコー
信号に付与する位相エンコード数を制御して、複数の心
周期に亘り心時相毎に血流画像を得る。
【0015】この場合にも、1心周期毎に1エンコード
ステップのデータを取得していた従来法に比べ、撮像時
間を大幅に短縮できる。
ステップのデータを取得していた従来法に比べ、撮像時
間を大幅に短縮できる。
【0016】
【発明の実施の態様】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。
に基づいて詳細に説明する。
【0017】図10は本発明によるMRI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、静磁場発生磁石2と、磁場勾配発
生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、
シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて
いる。
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、静磁場発生磁石2と、磁場勾配発
生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、
シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて
いる。
【0018】静磁場発生磁石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また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。
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また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。
【0019】磁場勾配発生系3は、X、Y、Zの三軸方
向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場
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4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、Gy、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。
向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場
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4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、Gy、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。
【0020】シーケンサ4は、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(RF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5及び磁場勾配発生系3並びに受信系6に送るよ
うになっている。本発明において、シーケンサ4は、T
OF法、PC法、PS法等のMRA計測シーケンスを起
動する。
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(RF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5及び磁場勾配発生系3並びに受信系6に送るよ
うになっている。本発明において、シーケンサ4は、T
OF法、PC法、PS法等のMRA計測シーケンスを起
動する。
【0021】送信系5は、シーケンサ4から送り出され
る高周波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磁場
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、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4の命令にしたがって変調器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1
3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、電磁波が被検体1
に照射されるようになっている。
る高周波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磁場
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、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4の命令にしたがって変調器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1
3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、電磁波が被検体1
に照射されるようになっている。
【0022】受信系6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、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14b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4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7に送られるよう
になっている。
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、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14b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4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7に送られるよう
になっている。
【0023】この信号処理系7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、CPU8でフーリエ
変換、補正係数計算、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。
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、CPU8でフーリエ
変換、補正係数計算、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。
【0024】なお、図2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石2の磁
場空間内に設置されている。
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石2の磁
場空間内に設置されている。
【0025】また本発明においては、心電同期計測を可
能とするために、被検体に取り付けた心電検出計31で
検出された心電図に基づき、必要な波形データ或いはト
リガ信号をシーケンサ4に送出する心電計30が備えら
れている。シーケンサ4は心電計30からのデータ或い
はトリガ信号を受信してMRA計測シーケンスを起動
し、心時相情報を参照して位相エンコードステップを制
御する。
能とするために、被検体に取り付けた心電検出計31で
検出された心電図に基づき、必要な波形データ或いはト
リガ信号をシーケンサ4に送出する心電計30が備えら
れている。シーケンサ4は心電計30からのデータ或い
はトリガ信号を受信してMRA計測シーケンスを起動
し、心時相情報を参照して位相エンコードステップを制
御する。
【0026】次にこのようなMRI装置を用いた本発明
のMRA計測法について説明する。MRA計測シーケン
スとしては、二次元または三次元のどちらでもよく、ま
たTOF法、PC法、PS法等公知のシーケンスが可能
であるが、いずれの場合にも短い繰り返し時間TR(30
〜50ms程度)で繰り返すm−EPIシーケンスをベース
として構成し、1回のRFパルス照射(1ショット)で
複数のエコー信号を計測し、1ショット当り15〜50プロ
ジェクション分のデータを収集する。
のMRA計測法について説明する。MRA計測シーケン
スとしては、二次元または三次元のどちらでもよく、ま
たTOF法、PC法、PS法等公知のシーケンスが可能
であるが、いずれの場合にも短い繰り返し時間TR(30
〜50ms程度)で繰り返すm−EPIシーケンスをベース
として構成し、1回のRFパルス照射(1ショット)で
複数のエコー信号を計測し、1ショット当り15〜50プロ
ジェクション分のデータを収集する。
【0027】まず第1の実施例としてMRA計測シーケ
ンスとして最も簡素な二次元TOF型のシーケンスを採
用した実施例について図1及び図2を参照して説明す
る。
ンスとして最も簡素な二次元TOF型のシーケンスを採
用した実施例について図1及び図2を参照して説明す
る。
【0028】図1は、本発明のMRI装置によって実現
されるTOF法によるMRA計測シーケンスを模式的に
示したタイミング線図及びk空間データ配列を示したも
のである。図1において、ECGは心電図を示し、R波
と次のR波との間の心周期において複数(ここではL)
ショットのm−EPIシーケンスが繰り返される。
されるTOF法によるMRA計測シーケンスを模式的に
示したタイミング線図及びk空間データ配列を示したも
のである。図1において、ECGは心電図を示し、R波
と次のR波との間の心周期において複数(ここではL)
ショットのm−EPIシーケンスが繰り返される。
【0029】図2は、ショット番号で示される1ショッ
トの基本シーケンスを示すもので、図中、RFは高周波
パルスによる励起のタイミング、Gsは傾斜磁場パルス
の印加タイミング、Gp、Gfはそれぞれ位相エンコー
ド、周波数エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加タイ
ミングを示している。
トの基本シーケンスを示すもので、図中、RFは高周波
パルスによる励起のタイミング、Gsは傾斜磁場パルス
の印加タイミング、Gp、Gfはそれぞれ位相エンコー
ド、周波数エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加タイ
ミングを示している。
【0030】このTOF法による基本シーケンスは、高
周波パルスRFの印加と同時にスライス選択傾斜磁場G
sを印加して所定のスライスに相当する共鳴周波数でR
Fパルスによる励起を行う。次いでスライス方向に血流
信号の位相戻しを行うためのスライス傾斜磁場Gsを印
加し、同時に位相エンコード方向傾斜磁場Gpが印加さ
れる。この際、後述するように、位相エンコードは1心
周期で1枚のスライスについての画像が得られるように
制御される。次いで極性が反転するリードアウト傾斜磁
場Gfを連続して印加しながら、傾斜磁場磁場が反転す
る度に複数のエコー信号を計測する。このとき、各エコ
ーに位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場
Gpを印加する。尚、図では1ショットで計測されるエ
コー信号が7個示されているが、これに限定されるもの
ではない。
周波パルスRFの印加と同時にスライス選択傾斜磁場G
sを印加して所定のスライスに相当する共鳴周波数でR
Fパルスによる励起を行う。次いでスライス方向に血流
信号の位相戻しを行うためのスライス傾斜磁場Gsを印
加し、同時に位相エンコード方向傾斜磁場Gpが印加さ
れる。この際、後述するように、位相エンコードは1心
周期で1枚のスライスについての画像が得られるように
制御される。次いで極性が反転するリードアウト傾斜磁
場Gfを連続して印加しながら、傾斜磁場磁場が反転す
る度に複数のエコー信号を計測する。このとき、各エコ
ーに位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場
Gpを印加する。尚、図では1ショットで計測されるエ
コー信号が7個示されているが、これに限定されるもの
ではない。
【0031】この実施例では、まず第1のR波の受信に
よってMRA計測シーケンスが起動されると次のトリガ
信号までの第1心周期において第1スライスに相当する
共鳴周波数でRFパルスによる励起を行いm−EPIシ
ーケンスを起動する。この際、位相エンコード傾斜磁場
の印加順序を制御することにより、得られるデータをk
空間の高周波領域から低周波領域更に高周波領域に順次
配置されるようにする。即ち1ショット当たり取得する
エコー数(プロジェクション数)をnとするとき、第1
ショットでは位相エンコード番号1〜nまでのデータ取
得し、第2ショットでは位相エンコード番号n+1〜2
nまでのデータを取得する。以後、同様に1ショット毎
にnずつ位相エンコードをインクリメントする。これに
よりk空間走査方法は、第1ショットで最高周波数成分
から低周波数方向に走査し、引き続く第2ショットで連
続してさらに低周波方向に走査し、最終的に第Lショッ
トでは最高周波数成分まで走査する。
よってMRA計測シーケンスが起動されると次のトリガ
信号までの第1心周期において第1スライスに相当する
共鳴周波数でRFパルスによる励起を行いm−EPIシ
ーケンスを起動する。この際、位相エンコード傾斜磁場
の印加順序を制御することにより、得られるデータをk
空間の高周波領域から低周波領域更に高周波領域に順次
配置されるようにする。即ち1ショット当たり取得する
エコー数(プロジェクション数)をnとするとき、第1
ショットでは位相エンコード番号1〜nまでのデータ取
得し、第2ショットでは位相エンコード番号n+1〜2
nまでのデータを取得する。以後、同様に1ショット毎
にnずつ位相エンコードをインクリメントする。これに
よりk空間走査方法は、第1ショットで最高周波数成分
から低周波数方向に走査し、引き続く第2ショットで連
続してさらに低周波方向に走査し、最終的に第Lショッ
トでは最高周波数成分まで走査する。
【0032】1枚の画像を作成するのに必要なプロジェ
クションの数をJとすると、m−EPIの1ショット当
たり取得するエコー数(プロジェクション数)n及びシ
ョット数Lは、J=n×Lの式を満たせばよい。今、1
心周期(約1秒)で繰り返し時間TR=30msの基本シー
ケンスを繰り返すとすると、約32ショット(L=3
2)が可能であり、例えばJを256とすると、1ショッ
トで8エコーの計測を行えば、1心拍のみで1スライス
の計測を終えることになる。
クションの数をJとすると、m−EPIの1ショット当
たり取得するエコー数(プロジェクション数)n及びシ
ョット数Lは、J=n×Lの式を満たせばよい。今、1
心周期(約1秒)で繰り返し時間TR=30msの基本シー
ケンスを繰り返すとすると、約32ショット(L=3
2)が可能であり、例えばJを256とすると、1ショッ
トで8エコーの計測を行えば、1心拍のみで1スライス
の計測を終えることになる。
【0033】続いて第2、第3・・第Mスライスについ
ても同様に1心周期内でLショットのm−EPIシーケ
ンスを起動する。これにより、所望のスライス(Mスラ
イス)分のデータを取得する。この際、必要に応じて若
干のオーバーラップを保ちながら、スライス位置をずら
して繰り返す。例えばスライス厚を3mm、オーバーラッ
プ量をlmmとして、20スライスの撮像を行った場合、
41mmの範囲をカバーでき、このために必要な時間は2
0秒で、呼吸停止下での撮像が可能となる。従って腹部
など呼吸動の影響の大きい部位では、アーチファクトの
発生を抑えることができる。
ても同様に1心周期内でLショットのm−EPIシーケ
ンスを起動する。これにより、所望のスライス(Mスラ
イス)分のデータを取得する。この際、必要に応じて若
干のオーバーラップを保ちながら、スライス位置をずら
して繰り返す。例えばスライス厚を3mm、オーバーラッ
プ量をlmmとして、20スライスの撮像を行った場合、
41mmの範囲をカバーでき、このために必要な時間は2
0秒で、呼吸停止下での撮像が可能となる。従って腹部
など呼吸動の影響の大きい部位では、アーチファクトの
発生を抑えることができる。
【0034】尚、図では示されていないが、プロジェク
ション間の信号強度の急激な変化を抑制し、アーチファ
クトを低減する目的で、必要に応じて計測開始前に同じ
繰り返し時間TRで事前の励起を行っておくことが好ま
しい。
ション間の信号強度の急激な変化を抑制し、アーチファ
クトを低減する目的で、必要に応じて計測開始前に同じ
繰り返し時間TRで事前の励起を行っておくことが好ま
しい。
【0035】また図示する実施例では、k空間走査方法
として第1ショットで最高周波数成分から低周波数方向
に走査し、順次低周波数方向に走査する場合を説明した
が、第1ショットのデータをk空間の中央として、第
2、第3・・・ショットのデータを順次ky方向の上或
いは下に配置し、最終的にLショットのデータがk空間
の中央付近に戻るようにすることもできる。これにより
比較的血流速の遅い拡張末期データをコントラストへの
寄与が大きい低周波領域に配置し、血流速の速い収縮期
データを高周波領域に配置することができる。
として第1ショットで最高周波数成分から低周波数方向
に走査し、順次低周波数方向に走査する場合を説明した
が、第1ショットのデータをk空間の中央として、第
2、第3・・・ショットのデータを順次ky方向の上或
いは下に配置し、最終的にLショットのデータがk空間
の中央付近に戻るようにすることもできる。これにより
比較的血流速の遅い拡張末期データをコントラストへの
寄与が大きい低周波領域に配置し、血流速の速い収縮期
データを高周波領域に配置することができる。
【0036】次に本発明の第2の実施例としてMRA計
測シーケンスとして三次元TOF型のシーケンスを採用
した実施例について図3及び図4を参照して説明する。
図3は、三次元TOF法によるMRA計測シーケンスを
模式的に示したタイミング線図及び三次元計測空間デー
タ配列を示したものであり、図4は、ショット番号で示
される1ショットの基本シーケンスを示すものである。
測シーケンスとして三次元TOF型のシーケンスを採用
した実施例について図3及び図4を参照して説明する。
図3は、三次元TOF法によるMRA計測シーケンスを
模式的に示したタイミング線図及び三次元計測空間デー
タ配列を示したものであり、図4は、ショット番号で示
される1ショットの基本シーケンスを示すものである。
【0037】このMRA計測においても、第1の実施例
と同様にR波をトリガーとして所定の短い繰り返し時間
TRでm−EPIシーケンスが起動される。但し、三次
元TOF型のシーケンスでは、図4に示すように1ショ
ット内の各エコー(n個のエコー)には、一定の位相エ
ンコードと、異なるnステップのスライスエンコードが
付与される。即ち、1ショットで計測されるデータは三
次元計測空間のスライスエンコード方向に配置される。
そして位相エンコードはショット毎に異なる値を採用す
る。この場合、第1のショットの位相エンコード番号が
1、第2のショットの位相エンコード番号が2・・・と
いうように連続したショットに対して連続した位相エン
コードを付与してもよいが、図示する実施例では、位相
エンコード番号を計測する心周期数(=m)分ずつイン
クリメントして、第1ショットでは1、第2ショットで
はm+1、第3ショットでは2m+1の位相エンコード
を付与する。このように第1心周期内で第Lのショット
まで実行する。次いで第2心周期では、位相エンコード
を第1心周期に対し1インクリメントし、同様にショッ
ト毎にmずつ位相エンコードをインクリメントしながら
Lショットの計測を行う。これにより、各ショットで取
得されるデータはmの間隔を置いて計測空間に配置さ
れ、隣接する心周期の同一の心時相データを連続的に配
置することになり、フローアーチファクトを強く抑制す
ることができる。
と同様にR波をトリガーとして所定の短い繰り返し時間
TRでm−EPIシーケンスが起動される。但し、三次
元TOF型のシーケンスでは、図4に示すように1ショ
ット内の各エコー(n個のエコー)には、一定の位相エ
ンコードと、異なるnステップのスライスエンコードが
付与される。即ち、1ショットで計測されるデータは三
次元計測空間のスライスエンコード方向に配置される。
そして位相エンコードはショット毎に異なる値を採用す
る。この場合、第1のショットの位相エンコード番号が
1、第2のショットの位相エンコード番号が2・・・と
いうように連続したショットに対して連続した位相エン
コードを付与してもよいが、図示する実施例では、位相
エンコード番号を計測する心周期数(=m)分ずつイン
クリメントして、第1ショットでは1、第2ショットで
はm+1、第3ショットでは2m+1の位相エンコード
を付与する。このように第1心周期内で第Lのショット
まで実行する。次いで第2心周期では、位相エンコード
を第1心周期に対し1インクリメントし、同様にショッ
ト毎にmずつ位相エンコードをインクリメントしながら
Lショットの計測を行う。これにより、各ショットで取
得されるデータはmの間隔を置いて計測空間に配置さ
れ、隣接する心周期の同一の心時相データを連続的に配
置することになり、フローアーチファクトを強く抑制す
ることができる。
【0038】この三次元TOF型のシーケンスでは、1
ショット内のエコーに同一の位相エンコードを与えてい
るので、1心周期ではky方向のデータを全て埋めること
ができない。このため、引き続く心周期で残りのデータ
を収集し、最終的にJ=L×mを満たすm心周期分の計
測を行い、ky方向のデータを全て埋めるようにしてい
る。これによりn×Jの三次元データを得ることができ
る。この三次元計測の場合にも、Jを例えば256として
も、1心拍(約1秒)でTR=30msの32ショット
(L=32)の撮像を行うとすれば、8(m=8)心周
期の約8秒で計測を終えることができる。この場合、1
ショット内でn=16エコーの計測を行えば、約8秒で
16スライスの三次元データを得ることができる。
ショット内のエコーに同一の位相エンコードを与えてい
るので、1心周期ではky方向のデータを全て埋めること
ができない。このため、引き続く心周期で残りのデータ
を収集し、最終的にJ=L×mを満たすm心周期分の計
測を行い、ky方向のデータを全て埋めるようにしてい
る。これによりn×Jの三次元データを得ることができ
る。この三次元計測の場合にも、Jを例えば256として
も、1心拍(約1秒)でTR=30msの32ショット
(L=32)の撮像を行うとすれば、8(m=8)心周
期の約8秒で計測を終えることができる。この場合、1
ショット内でn=16エコーの計測を行えば、約8秒で
16スライスの三次元データを得ることができる。
【0039】以上の実施例ではMRA計測シーケンスと
してTOF型シーケンスを採用した例を説明したが、既
に述べたように本発明のMRI装置では、PC法やPS
法を用いたMRA計測にも適用でき、PS型やPC型の
場合には基本シーケンスの数が増える(PC型では4シ
ーケンス分または6シーケンス分、PS型では2シーケ
ンス分)ので、その分、計測データ数及び撮像時間(心
拍数)が増加するが、それ以外は同様に実施することが
できる。
してTOF型シーケンスを採用した例を説明したが、既
に述べたように本発明のMRI装置では、PC法やPS
法を用いたMRA計測にも適用でき、PS型やPC型の
場合には基本シーケンスの数が増える(PC型では4シ
ーケンス分または6シーケンス分、PS型では2シーケ
ンス分)ので、その分、計測データ数及び撮像時間(心
拍数)が増加するが、それ以外は同様に実施することが
できる。
【0040】以下、本発明の第3の実施例として、二次
元PS法の実施例について図5及び図6を参照して説明
する。図5は、PS法によるMRA計測シーケンスを模
式的に示したタイミング線図及びk空間データ配列を示
したものであり、図6は、EPI法による2つの基本シ
ーケンスであるディフェイズシーケンス及びリフェィズ
シーケンスを示すものであり、これらの特徴はエコー計
測のためのリードアウト傾斜磁場反転の前に血流に対す
る位相の変化を与える傾斜磁場を印加する。尚、図6に
おいて2つの基本シーケンスのうちディフェイズシーケ
ンスについては、リフェイズシーケンスと異なる部分を
点線で示しており、その他は共通している。
元PS法の実施例について図5及び図6を参照して説明
する。図5は、PS法によるMRA計測シーケンスを模
式的に示したタイミング線図及びk空間データ配列を示
したものであり、図6は、EPI法による2つの基本シ
ーケンスであるディフェイズシーケンス及びリフェィズ
シーケンスを示すものであり、これらの特徴はエコー計
測のためのリードアウト傾斜磁場反転の前に血流に対す
る位相の変化を与える傾斜磁場を印加する。尚、図6に
おいて2つの基本シーケンスのうちディフェイズシーケ
ンスについては、リフェイズシーケンスと異なる部分を
点線で示しており、その他は共通している。
【0041】本実施例においては、図5に示すように心
電計30からのR波をトリガ信号として2種の基本シー
ケンス、リフェイズシーケンス及びディフェイズシーケ
ンスを順次起動する。
電計30からのR波をトリガ信号として2種の基本シー
ケンス、リフェイズシーケンス及びディフェイズシーケ
ンスを順次起動する。
【0042】ディフェイズシーケンスは、図6に点線で
示すようなディフェイズパルスが印加されエコー信号の
計測の際に、静止スピンと移動スピンとの位相が揃わな
いようにしたシーケンスで、リフェイズシーケンスは、
同図に実線で示すようなリフェイズパルスが印加され、
エコー信号のピークに一致して静止スピンと移動スピン
との位相が揃うようにしたシーケンスである。両シーケ
ンス共1ショットで複数のエコー信号を計測する点は、
先のTOF型のEPIシーケンスと同様である。
示すようなディフェイズパルスが印加されエコー信号の
計測の際に、静止スピンと移動スピンとの位相が揃わな
いようにしたシーケンスで、リフェイズシーケンスは、
同図に実線で示すようなリフェイズパルスが印加され、
エコー信号のピークに一致して静止スピンと移動スピン
との位相が揃うようにしたシーケンスである。両シーケ
ンス共1ショットで複数のエコー信号を計測する点は、
先のTOF型のEPIシーケンスと同様である。
【0043】このPS法では、静止部分についてはディ
フェイズシーケンスとリフェイズシーケンスとで等強度
の信号が得られ、移動磁化の存在部位では、リフェイズ
シーケンスにおいて位相拡散による信号の欠損を抑え、
ディフェイズシーケンスより高い信号が得られる。従っ
て、図7に示すように、ディフェイズシーケンスで計測
したディフェイズ画像I1と、リフェイズシーケンスで
計測したリフェイズ画像I2との差をとって差分画像I3
を得ることにより、例えば血管内の血流のような移動部
分21のみを画像化することができる。
フェイズシーケンスとリフェイズシーケンスとで等強度
の信号が得られ、移動磁化の存在部位では、リフェイズ
シーケンスにおいて位相拡散による信号の欠損を抑え、
ディフェイズシーケンスより高い信号が得られる。従っ
て、図7に示すように、ディフェイズシーケンスで計測
したディフェイズ画像I1と、リフェイズシーケンスで
計測したリフェイズ画像I2との差をとって差分画像I3
を得ることにより、例えば血管内の血流のような移動部
分21のみを画像化することができる。
【0044】これらリフェイズとディフェイズの2種類
のシーケンスを、1心周期置きに交互に動作させ、各々
のシーケンスに対する位相エンコードの付与方法は、第
1の実施例と同じである。即ち、1ショットで得られる
nプロジェクション分のデータを順次k空間の高周波成
分から低周波方向に向って配置し、最終的に第Lショッ
トでは最高周波数成分までk空間を走査する。2心周期
で2種のシーケンスを起動し、1スライスの血流断面画
像を得ることができる。また2M心周期繰り返すことに
よりMスライス分のデータを得ることができる。従って
PS法によるMRA計測では、TOF法に対し基本シー
ケンス数分だけ計測時間が増えるだけで、短時間で血流
断面画像を得ることができる。
のシーケンスを、1心周期置きに交互に動作させ、各々
のシーケンスに対する位相エンコードの付与方法は、第
1の実施例と同じである。即ち、1ショットで得られる
nプロジェクション分のデータを順次k空間の高周波成
分から低周波方向に向って配置し、最終的に第Lショッ
トでは最高周波数成分までk空間を走査する。2心周期
で2種のシーケンスを起動し、1スライスの血流断面画
像を得ることができる。また2M心周期繰り返すことに
よりMスライス分のデータを得ることができる。従って
PS法によるMRA計測では、TOF法に対し基本シー
ケンス数分だけ計測時間が増えるだけで、短時間で血流
断面画像を得ることができる。
【0045】また、このPS法を三次元化する場合も、
図3に示す第2の実施例に倣い、1ショットで得られる
各エコーに、一定の位相エンコードと、異なるnステッ
プのスライスエンコードを付与し、各ショットで得られ
るデータをky方向に所定の間隔(繰り返し心周期数m
分の間隔)を持って配置すればよい。このように位相エ
ンコード傾斜磁場の印加順序を制御した2種のシーケン
スを交互に実施することにより、それぞれn×Jの三次
元データを得ることができる。
図3に示す第2の実施例に倣い、1ショットで得られる
各エコーに、一定の位相エンコードと、異なるnステッ
プのスライスエンコードを付与し、各ショットで得られ
るデータをky方向に所定の間隔(繰り返し心周期数m
分の間隔)を持って配置すればよい。このように位相エ
ンコード傾斜磁場の印加順序を制御した2種のシーケン
スを交互に実施することにより、それぞれn×Jの三次
元データを得ることができる。
【0046】更に本発明はPC法を用いたMRA計測に
も全く同様に適用できる。
も全く同様に適用できる。
【0047】PC法では、図8に示すようなフローエン
コードパルスと呼ばれる正負1対の傾斜磁場パルスを印
加する。血流内のスピンは、フローエンコードパルスに
よって流速に応じた位相回転を受けるが、図8中実線で
示す正のフローエンコードか点線で示す負のフローエン
コードかよって、異なる位相回転φf+またはφf-を受け
る。従って、極性の異なるフローエンコードパルスを交
互に印加し得られる信号の複素差分を取ることにより、
位相回転を受けない静止部分の信号は除去され、血流信
号のみ検出される。この場合、得られる信号強度は流速
に依存して変化し、φf-とφf+の位相差がπとなる流速
を有するとき信号強度は最大となる。従って直交座標系
の任意の一軸に、正極性のフローエンコードパルスを有
するシーケンスと負極性のフローエンコードパルスを有
するシーケンスを動作させ取得したデータの差分演算を
行なえば、その一軸方向に沿って流れる血流を抽出する
ことができる。これを三軸全てについて、すなわち6個
のシーケンスを動作させることにより、全方向の血流を
抽出することができる。
コードパルスと呼ばれる正負1対の傾斜磁場パルスを印
加する。血流内のスピンは、フローエンコードパルスに
よって流速に応じた位相回転を受けるが、図8中実線で
示す正のフローエンコードか点線で示す負のフローエン
コードかよって、異なる位相回転φf+またはφf-を受け
る。従って、極性の異なるフローエンコードパルスを交
互に印加し得られる信号の複素差分を取ることにより、
位相回転を受けない静止部分の信号は除去され、血流信
号のみ検出される。この場合、得られる信号強度は流速
に依存して変化し、φf-とφf+の位相差がπとなる流速
を有するとき信号強度は最大となる。従って直交座標系
の任意の一軸に、正極性のフローエンコードパルスを有
するシーケンスと負極性のフローエンコードパルスを有
するシーケンスを動作させ取得したデータの差分演算を
行なえば、その一軸方向に沿って流れる血流を抽出する
ことができる。これを三軸全てについて、すなわち6個
のシーケンスを動作させることにより、全方向の血流を
抽出することができる。
【0048】このような6個のシーケンスを動作させる
PC法(以下、6回計測法という)に本発明を適用する
場合には、6個のシーケンスを基本シーケンスとして、
1心周期毎に1つの基本シーケンスをLショット分繰り
返し、6心周期で6個のシーケンスそれぞれについてL
×n個のデータを取得する。この場合にも、各時相にお
ける位相エンコードステップは、図1及び図5に示す実
施例の場合と同様に、1心周期のエコーでk空間をすべ
て走査するように印加される。
PC法(以下、6回計測法という)に本発明を適用する
場合には、6個のシーケンスを基本シーケンスとして、
1心周期毎に1つの基本シーケンスをLショット分繰り
返し、6心周期で6個のシーケンスそれぞれについてL
×n個のデータを取得する。この場合にも、各時相にお
ける位相エンコードステップは、図1及び図5に示す実
施例の場合と同様に、1心周期のエコーでk空間をすべ
て走査するように印加される。
【0049】このような6心周期の計測を1サイクルと
してMサイクル繰り返し、最終的に6×M心周期の計測
を行い、6セットのデータセットを得る。これら6セッ
トのデータのうち、それぞれ同軸の逆極性のフローエン
コードを用いた2セットのデータについて差分演算し、
その軸についての血流データを得る。これにより3軸に
ついてMスライス分の血流画像データを6M心周期の時
間(約6M秒)で得ることができる。6回計測法の場合
にも、1軸或いは2軸のみとしてもよく、その場合には
約2M秒或いは約4M秒でMスライス分の血流画像デー
タをえることができる。
してMサイクル繰り返し、最終的に6×M心周期の計測
を行い、6セットのデータセットを得る。これら6セッ
トのデータのうち、それぞれ同軸の逆極性のフローエン
コードを用いた2セットのデータについて差分演算し、
その軸についての血流データを得る。これにより3軸に
ついてMスライス分の血流画像データを6M心周期の時
間(約6M秒)で得ることができる。6回計測法の場合
にも、1軸或いは2軸のみとしてもよく、その場合には
約2M秒或いは約4M秒でMスライス分の血流画像デー
タをえることができる。
【0050】またPC法は、1個のリファレンスシーケ
ンスと3軸について負のフローエンコードシーケンス
(合計4個)の組み合わせで、3軸方向の血流を検出で
きる方法(以下、4回計測法)がある。このような4個
のシーケンスの組み合わせによるPC方法の場合にも、
基本シーケンス数が異なるのみで、上述した6個を基本
シーケンスとするPC法と同様にして、本発明のMRA
を適用することができる。
ンスと3軸について負のフローエンコードシーケンス
(合計4個)の組み合わせで、3軸方向の血流を検出で
きる方法(以下、4回計測法)がある。このような4個
のシーケンスの組み合わせによるPC方法の場合にも、
基本シーケンス数が異なるのみで、上述した6個を基本
シーケンスとするPC法と同様にして、本発明のMRA
を適用することができる。
【0051】更にPC法を用いたMRA計測を三次元化
する場合も、図3に示す第2の実施例に倣い、位相エン
コード傾斜磁場の印加順序を制御した複数種のシーケン
スをサイクリックに実施することにより、それぞれn×
Jの三次元データを得ることができる。
する場合も、図3に示す第2の実施例に倣い、位相エン
コード傾斜磁場の印加順序を制御した複数種のシーケン
スをサイクリックに実施することにより、それぞれn×
Jの三次元データを得ることができる。
【0052】尚、図6及び図8に示すm−EPIシーケ
ンスに適用するPS/PCシーケンスは、本発明の一実
施例であって、本発明はこのような1ショット内のシー
ケンスを単位として、先に述べた位相エンコードまたは
スライスエンコードの付与方法を採用するものであれ
ば、様々な構成のシーケンスを許容できる。
ンスに適用するPS/PCシーケンスは、本発明の一実
施例であって、本発明はこのような1ショット内のシー
ケンスを単位として、先に述べた位相エンコードまたは
スライスエンコードの付与方法を採用するものであれ
ば、様々な構成のシーケンスを許容できる。
【0053】また以上説明した実施例では、1心周期に
おいてLショットのm−EPIシーケンスを実行した
後、次のR波までに心周期の変動に対応した余裕時間を
取っているが、RF励起の定常状態を保つために、この
余裕時間内に同じTRでRF励起を連続することが好ま
しい。この場合、各ショットの繰り返し時間TRを心拍
に依存せずに一定とし、R波後、最先のショットをその
心周期の第1ショットとする。この場合、第2心周期以
降は完全にR波と同期を取ることはできないことにな
る。しかし計測の対象が心時相に応じて形態的に変化す
るものでなく、流速そのものの変化を示すものであるこ
と、TRが30ms程度と短いため心電図とのずれ量もそ
れ以下となり、この程度のずれ量の範囲では計測対象で
ある流速の変化量も問題とならない程小さいことから画
像上悪影響を与えることはない。
おいてLショットのm−EPIシーケンスを実行した
後、次のR波までに心周期の変動に対応した余裕時間を
取っているが、RF励起の定常状態を保つために、この
余裕時間内に同じTRでRF励起を連続することが好ま
しい。この場合、各ショットの繰り返し時間TRを心拍
に依存せずに一定とし、R波後、最先のショットをその
心周期の第1ショットとする。この場合、第2心周期以
降は完全にR波と同期を取ることはできないことにな
る。しかし計測の対象が心時相に応じて形態的に変化す
るものでなく、流速そのものの変化を示すものであるこ
と、TRが30ms程度と短いため心電図とのずれ量もそ
れ以下となり、この程度のずれ量の範囲では計測対象で
ある流速の変化量も問題とならない程小さいことから画
像上悪影響を与えることはない。
【0054】次に本発明のMRI装置を用いてシネMR
A計測を行う場合について説明する。シネMRA計測は
各心時相毎のMR画像を計測、再構成し動画表示に供す
る方法で、一般に生体内の血流速度は心時相に一致して
変化しているので、その動態を測定することで循環器系
の病態を診断する方法である。ここではシネMRA計測
の一実施例として、二次元シネPC法により、各心時相
毎のPC画像(位相画像)を計測、再構成する方法を説
明する。
A計測を行う場合について説明する。シネMRA計測は
各心時相毎のMR画像を計測、再構成し動画表示に供す
る方法で、一般に生体内の血流速度は心時相に一致して
変化しているので、その動態を測定することで循環器系
の病態を診断する方法である。ここではシネMRA計測
の一実施例として、二次元シネPC法により、各心時相
毎のPC画像(位相画像)を計測、再構成する方法を説
明する。
【0055】図9は、このような二次元シネPCの本発
明による実施例を示す図である。尚、図では説明を簡単
にするために、1軸フローエンコードの場合について示
しており、図8に示すような正負それぞれのフローエン
コードを与えた2シーケンスを心周期毎に交互に実施す
る。本実施例では、各ショットの繰り返し時間TRを心
拍に依存せずに一定とし、一定の繰り返しタイミングで
RF励起を継続することにより定常状態を壊さないよう
にしている。
明による実施例を示す図である。尚、図では説明を簡単
にするために、1軸フローエンコードの場合について示
しており、図8に示すような正負それぞれのフローエン
コードを与えた2シーケンスを心周期毎に交互に実施す
る。本実施例では、各ショットの繰り返し時間TRを心
拍に依存せずに一定とし、一定の繰り返しタイミングで
RF励起を継続することにより定常状態を壊さないよう
にしている。
【0056】このように連続してm−EPI計測を行
い、1心周期において動画表示すべき複数(L個)の心
時相におけるショットで得られたデータを用いて、各心
時相の画像を形成する。1ショット内では、計測された
n個のエコーに対してそれぞれ異なる位相エンコードを
付与する。第1心周期の第1ショットで得られるnプロ
ジェクション分のデータは、正フローエンコード計測デ
ータとしてk空間の最高周波数成分から低周波成分方向
に走査され、更にそれに続くk空間の領域は第3心周期
における第1ショットで得られるnプロジェクション分
のデータで走査される。以後、2M心周期まで計測を行
い、奇数番目の心周期における第1ショットの計測で得
られたデータで、k空間を走査し、最終的に正フローエ
ンコード計測データとして所定の位相エンコードステッ
プ数Jのデータを得る。また2M心周期までの計測のう
ち、偶数番目の心周期における第1ショットのデータ
は、正フローエンコード計測データの場合と同様に負フ
ローエンコード計測データとしてk空間を走査し、位相
エンコードステップ数Jのデータを得る。このようにし
て第1心時相について1組の計測データ(J=M×nプ
ロジェクション)を得ることができる。
い、1心周期において動画表示すべき複数(L個)の心
時相におけるショットで得られたデータを用いて、各心
時相の画像を形成する。1ショット内では、計測された
n個のエコーに対してそれぞれ異なる位相エンコードを
付与する。第1心周期の第1ショットで得られるnプロ
ジェクション分のデータは、正フローエンコード計測デ
ータとしてk空間の最高周波数成分から低周波成分方向
に走査され、更にそれに続くk空間の領域は第3心周期
における第1ショットで得られるnプロジェクション分
のデータで走査される。以後、2M心周期まで計測を行
い、奇数番目の心周期における第1ショットの計測で得
られたデータで、k空間を走査し、最終的に正フローエ
ンコード計測データとして所定の位相エンコードステッ
プ数Jのデータを得る。また2M心周期までの計測のう
ち、偶数番目の心周期における第1ショットのデータ
は、正フローエンコード計測データの場合と同様に負フ
ローエンコード計測データとしてk空間を走査し、位相
エンコードステップ数Jのデータを得る。このようにし
て第1心時相について1組の計測データ(J=M×nプ
ロジェクション)を得ることができる。
【0057】第1心周期〜第2M心周期における計測デ
ータのうち第2ショットの計測で得られたデータは、奇
数番目のデータと偶数番目のデータ毎にそれぞれ第2心
時相の画像を得るためのk空間に配置される。この時の
位相エンコードの印加の仕方は第1ショットの場合と全
く同様である。同様にして第3〜第Lショットまでのデ
ータをそれぞれのk空間に配置する。これにより、同一
スライスについて心時相の異なるL枚の画像を作成でき
る計測データが揃ったことになる。
ータのうち第2ショットの計測で得られたデータは、奇
数番目のデータと偶数番目のデータ毎にそれぞれ第2心
時相の画像を得るためのk空間に配置される。この時の
位相エンコードの印加の仕方は第1ショットの場合と全
く同様である。同様にして第3〜第Lショットまでのデ
ータをそれぞれのk空間に配置する。これにより、同一
スライスについて心時相の異なるL枚の画像を作成でき
る計測データが揃ったことになる。
【0058】尚、1心周期内でLショット以降のショッ
トで得られるデータを、Lショットのデータに加算する
ことも可能である。
トで得られるデータを、Lショットのデータに加算する
ことも可能である。
【0059】図11に示す従来法では1心周期内に、L
心時相に相当するL枚の画像についてそれぞれ1位相エ
ンコード分のデータしか取得できないため、例えば1枚
の画像を得るために必要な位相エンコード数を256と
すると、それに基本シーケンス数を掛けた数、即ち25
6×2心周期の計測時間を要したのに対し、本実施例に
よれば計測時間を1/nに短縮できる。
心時相に相当するL枚の画像についてそれぞれ1位相エ
ンコード分のデータしか取得できないため、例えば1枚
の画像を得るために必要な位相エンコード数を256と
すると、それに基本シーケンス数を掛けた数、即ち25
6×2心周期の計測時間を要したのに対し、本実施例に
よれば計測時間を1/nに短縮できる。
【0060】尚、ここでは簡単のために6回計測法のう
ち1軸について計測する場合を示したが、2軸或いは3
軸について計測する場合には、基本シーケンス数が4或
いは6と増えるだけで、全く同様である。また4回計測
法の場合にもフローエンコードの軸数に応じて基本シー
ケンス数(2、3、4)を変更するだけで同様に適用で
きる。
ち1軸について計測する場合を示したが、2軸或いは3
軸について計測する場合には、基本シーケンス数が4或
いは6と増えるだけで、全く同様である。また4回計測
法の場合にもフローエンコードの軸数に応じて基本シー
ケンス数(2、3、4)を変更するだけで同様に適用で
きる。
【0061】またシネMRA計測は、PC法のみならず
PS法にも適用でき、同様の効果を得ることができる。
この場合にも、PS法と同様、同期のタイミングに若干
のずれがあってもよく、また余裕時間で計測されたデー
タを加算することも可能である。
PS法にも適用でき、同様の効果を得ることができる。
この場合にも、PS法と同様、同期のタイミングに若干
のずれがあってもよく、また余裕時間で計測されたデー
タを加算することも可能である。
【0062】更に、以上説明した各実施例においては、
MRA計測シーケンスの起動の際に参照する同期信号源
として、心電図のR波を用いた場合を説明したが、心拍
動の情報を現わすものであれば脈波信号や心音図など心
電図以外のものを用いても構わない。
MRA計測シーケンスの起動の際に参照する同期信号源
として、心電図のR波を用いた場合を説明したが、心拍
動の情報を現わすものであれば脈波信号や心音図など心
電図以外のものを用いても構わない。
【0063】
【発明の効果】本発明はTOF法、PC法、PS法のよ
うな血流描画法に心電同期を採用するとともにこの際血
流描画シーケンスとしてm−EPIシーケンスを起動さ
せることにより、TOF−MRAまたはPC/PS−M
RAにおいて短時間撮像を可能にすると共に、フローア
ーチファクトの抑制、呼吸動アーチファクトの抑制が可
能となる。特にTOF法の場合は二次元計測及び三次元
計測のいずれでも呼吸停止の可能な20秒程度以下で実用
的な撮像が可能となる。また、二次元シネPC法のよう
な心時相に依存した血流速の変化の描出も同様の短い計
測時間(20秒以下)で可能となる。
うな血流描画法に心電同期を採用するとともにこの際血
流描画シーケンスとしてm−EPIシーケンスを起動さ
せることにより、TOF−MRAまたはPC/PS−M
RAにおいて短時間撮像を可能にすると共に、フローア
ーチファクトの抑制、呼吸動アーチファクトの抑制が可
能となる。特にTOF法の場合は二次元計測及び三次元
計測のいずれでも呼吸停止の可能な20秒程度以下で実用
的な撮像が可能となる。また、二次元シネPC法のよう
な心時相に依存した血流速の変化の描出も同様の短い計
測時間(20秒以下)で可能となる。
【図1】本発明のMRI装置で起動されるTOF型MRA計測
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図お
よびk空間上のデータ配列を説明する図
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図お
よびk空間上のデータ配列を説明する図
【図2】図1のTOF型MRA計測シーケンスの基本シーケン
スを表す図
スを表す図
【図3】本発明のMRI装置で起動される3D-TOF型MRA
計測シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線
図およびk空間上のデータ配列を説明する図
計測シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線
図およびk空間上のデータ配列を説明する図
【図4】図3のTOF型MRA計測シーケンスの基本シーケン
スを表す図
スを表す図
【図5】本発明のMRI装置で起動されるPS型MRA計測
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図お
よびk空間上のデータ配列を説明する図
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図お
よびk空間上のデータ配列を説明する図
【図6】図5のPS型MRA計測シーケンスの基本シーケン
スを表す図
スを表す図
【図7】PS型MRA計測による画像処理方法を表す図
【図8】本発明のMRI装置で起動されるPC型MRA計測
シーケンスの基本シーケンスを表わす図
シーケンスの基本シーケンスを表わす図
【図9】本発明のMRI装置で起動される2D-PC型シネM
RA計測シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング
線図およびk空間上のデータ配列を説明する図
RA計測シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング
線図およびk空間上のデータ配列を説明する図
【図10】本発明及び従来の核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
置の全体構成を示すブロック図
【図11】従来の心電同期MRA計測法におけるパルス
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図
1・・・被検体 2・・・静磁場発生磁石(磁場発生装置) 3・・・磁場勾配発生系(傾斜磁場発生手段) 4・・・シーケンサ 5・・・送信系 6・・・受信系 7・・・信号処理系 8・・・CPU 9・・・傾斜磁場コイル(傾斜磁場発生手段) 14a・・・送信側の高周波コイル 14b・・・受信側の高周波コイル
フロントページの続き (72)発明者 磯部 正幸 東京都千代田区内神田1丁目1番14号 株 式会社日立メディコ内
Claims (5)
- 【請求項1】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、該被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、
前記被検体の生体組織の原子核に核磁気共鳴を起こさせ
るために高周波磁場を照射する送信系と、前記核磁気共
鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系と、前
記高周波磁場および傾斜磁場を所定のパルスシーケンス
で繰り返し印加するシーケンサと、前記受信系で検出し
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、得られた画像を表示する手段とを備えた磁気共鳴イ
メージング装置において、 前記シーケンサは、前記被検体の心電図或いは脈波信号
を参照して位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御し、
1回の高周波パルスの印加により複数のエコー信号を計
測するエコープラナー法による血流描出シーケンスを1
心周期内において複数回繰り返し、血流画像を得ること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項2】前記血流描出シーケンスは、高周波パルス
に引き続き、血流スピンの位相戻しを行う傾斜磁場の印
加を含む二次元タイムオブフライト法による血流描出シ
ーケンスであって、1心周期内において計測される複数
のエコー信号により1枚の血流画像が得られるよう前記
位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御することを特徴
とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項3】前記血流描出シーケンスは、高周波パルス
に引き続き、血流スピンの位相戻しを行う傾斜磁場の組
を含む三次元タイムオブフライト法によるシーケンスで
あって、1回の高周波パルスの印加により得られる複数
のエコー信号に付与される位相エンコードをスライス方
向エンコードとし、スライス方向と直交する方向の位相
エンコード傾斜磁場を変化させながら前記シーケンスを
繰り返す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4】前記血流描出シーケンスは、血流に対しそ
れぞれ異なる位相回転を与える複数の基本シーケンスの
組合せからなり、隣接する心周期においてそれぞれ異な
る種類の基本シーケンスを実行し、各基本シーケンスの
1心周期内の繰り返しにより得られるデータ間の演算に
より1枚の血流画像を得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5】前記血流描出シーケンスは、複数心周期の
計測を繰り返すとともに、各心周期の各心時相で得られ
るエコー信号に付与する位相エンコード数を制御して、
複数の心周期に亘り心時相毎に血流画像を得ることを特
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 |
---|---|---|---|
JP9037255A JPH10234695A (ja) | 1997-02-21 | 1997-02-21 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP9037255A JPH10234695A (ja) | 1997-02-21 | 1997-02-21 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH10234695A true JPH10234695A (ja) | 1998-09-08 |
Family
ID=12492546
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP9037255A Pending JPH10234695A (ja) | 1997-02-21 | 1997-02-21 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH10234695A (ja) |
Cited By (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005305151A (ja) * | 2004-03-26 | 2005-11-04 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴信号の収集方法 |
JP2008136851A (ja) * | 2006-11-10 | 2008-06-19 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 |
JP2008154945A (ja) * | 2006-12-26 | 2008-07-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2010088515A (ja) * | 2008-10-03 | 2010-04-22 | Tokai Univ | 画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法 |
JP2010240468A (ja) * | 2010-07-16 | 2010-10-28 | Toshiba Corp | Mri装置 |
JP2011156439A (ja) * | 2004-03-26 | 2011-08-18 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2011173020A (ja) * | 2011-06-16 | 2011-09-08 | Tokai Univ | 磁気共鳴イメージング装置および画像処理装置 |
USRE43637E1 (en) | 2001-08-31 | 2012-09-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging using preparation scan for optimizing pulse sequence |
JP2012183429A (ja) * | 2012-07-05 | 2012-09-27 | Toshiba Corp | Mri装置 |
USRE43749E1 (en) | 2000-12-27 | 2012-10-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI system and MR imaging method |
US9020575B2 (en) | 2006-11-10 | 2015-04-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
WO2016009844A1 (ja) * | 2014-07-15 | 2016-01-21 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴撮像装置及び血流描画方法 |
JP2020014552A (ja) * | 2018-07-23 | 2020-01-30 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1997
- 1997-02-21 JP JP9037255A patent/JPH10234695A/ja active Pending
Cited By (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
USRE43749E1 (en) | 2000-12-27 | 2012-10-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI system and MR imaging method |
USRE43637E1 (en) | 2001-08-31 | 2012-09-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging using preparation scan for optimizing pulse sequence |
USRE43784E1 (en) | 2001-08-31 | 2012-11-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging using preparation scan for optimizing pulse sequence |
JP2005305151A (ja) * | 2004-03-26 | 2005-11-04 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴信号の収集方法 |
JP2011156439A (ja) * | 2004-03-26 | 2011-08-18 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2008136851A (ja) * | 2006-11-10 | 2008-06-19 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 |
US9020575B2 (en) | 2006-11-10 | 2015-04-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
JP2008154945A (ja) * | 2006-12-26 | 2008-07-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
US8903470B2 (en) | 2008-10-03 | 2014-12-02 | Tokai University Educational Systems | Determining velocity of cerebrospinal fluid by magnetic resonance imaging |
JP2010088515A (ja) * | 2008-10-03 | 2010-04-22 | Tokai Univ | 画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法 |
US8903469B2 (en) | 2008-10-03 | 2014-12-02 | Tokai University Educational Systems | Determining velocity of cerebrospinal fluid by magnetic resonance imaging |
JP2010240468A (ja) * | 2010-07-16 | 2010-10-28 | Toshiba Corp | Mri装置 |
JP2011173020A (ja) * | 2011-06-16 | 2011-09-08 | Tokai Univ | 磁気共鳴イメージング装置および画像処理装置 |
JP2012183429A (ja) * | 2012-07-05 | 2012-09-27 | Toshiba Corp | Mri装置 |
WO2016009844A1 (ja) * | 2014-07-15 | 2016-01-21 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴撮像装置及び血流描画方法 |
JP2020014552A (ja) * | 2018-07-23 | 2020-01-30 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3693766B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US6801800B2 (en) | MR imaging using ECG-prep scan | |
US6683454B2 (en) | Shifting of artifacts by reordering of k-space | |
US9301706B2 (en) | Magnetic resonance imaging system for non-contrast MRA and magnetic resonance signal acquisition method employed by the same | |
JP4309632B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US8588889B2 (en) | Method and apparatus for breath-held MR data acquisition using interleaved acquisition | |
JP4632535B2 (ja) | Mri装置 | |
JP4152630B2 (ja) | 可変サンプリングを用いた高速/息止め3dmrデータ獲得方法と装置 | |
KR20030062335A (ko) | 프리펄스와 촬상펄스열 사이에 긴 대기시간을 요하는자기공명 이미징 | |
JPH10234695A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP5372015B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法 | |
JP2004329614A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
EP3168636A2 (en) | Gradient echo mri using velocity-selective excitation | |
JP5019576B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US10420512B2 (en) | Dynamic magnetic resonance imaging with variable contrast | |
JP3434816B2 (ja) | Mri装置 | |
JP4086544B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP4136783B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP4018107B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP2005144075A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JPH10277010A (ja) | Mri装置 | |
US11194001B2 (en) | Method of performing magnetic resonance imaging and a magnetic resonance apparatus | |
JP4454268B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP2008119514A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP5380585B2 (ja) | Mri装置 |