JP3452400B2

JP3452400B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP3452400B2
Application number: JP18156194A
Authority: JP
Inventors: 滋渡部
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1994-08-02
Filing date: 1994-08-02
Publication date: 2003-09-29
Anticipated expiration: 2018-09-29
Also published as: JPH0838444A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下、Ｎ
ＭＲという）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装置という）
に関し、特にフェイズコントラスト法（以下、ＰＣ法と
いう）やフェイズセンシティブ法（以下、ＰＳ法とい
う）と呼ばれるパルスシーケンスを用いた血流描出手段
を有するＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置においては、特定の領域（ス
ライス）に対して高周波磁場（高周波パルス、以下ＲＦ
パルスという）を照射して領域内の組織を構成する原子
の原子核スピン（以下、単にスピンという）を励起し、
スピンからのＮＭＲ信号をエコー信号として計測するの
であるが、静止組織のスピンと血流のように移動するス
ピンとの違いを利用することにより血流を描出すること
が可能である。このような血流描出手法として、スライ
ス面に新たに流入する血流スピンの流入効果を用いたタ
イムオブフライト（Time of Flight : TOF）法、血流に
よるスピンの位相拡散の有無を用いて差分を行うＰＳ
（Phase Sensitive）法、血流による位相拡散の極性を
反転し、差分を行うＰＣ（Phase Contrast）法の３種類
の方法が主に用いられている。

【０００３】このうちＰＳ法について簡単に説明する。
ＭＲＩ装置においては上述のようにスピンからのＮＭＲ
信号をエコー信号として計測するのであるが、この際エ
コー信号に位置情報を付加するために、スピンの励起か
らエコー信号計測までに、位相エンコード方向、周波数
エンコード方向等の傾斜磁場が印加される。これら傾斜
磁場の印加によって、励起されたスピンは、位置及び移
動速度に依存した位相回転を受ける。即ち、図８
（ａ）、（ｂ）に示すように、例えば時刻ｔ₁において
Ｘ₀の位置に２個のスピンＳ₁、Ｓ₂が存在するとし、一
方のスピンＳ₁は静止しており、他方のスピンＳ₂は速度
ｖでＸ方向に移動しているとした場合、図８（ｂ）に示
すように時刻ｔ₁からｔ₂までの周波数エンコード方向の
傾斜磁場Ｇｘの印加により、それぞれ次式に示す位相変
化Φs、Φfを受ける。

【０００４】

【数１】

【０００５】

【数２】

【０００６】式（１）と式（２）から

【０００７】

【数３】

【０００８】となる。そしてこの式（３）から静止スピ
ンＳ₁と移動スピンＳ₂との位相差は、移動速度ｖに比例
していることがわかる。ＰＳ法は、このような静止スピ
ンと移動スピンの位相拡散の相違を利用し、移動スピン
の位相拡散のある状態で計測した画像と、移動スピンの
位相拡散をなくした状態で計測した画像との差分をとる
もので、そのため２つの撮像のためのパルスシーケンス
を実行する。

【０００９】図９はそのうちの１つである標準的スピン
エコー法と、このシーケンスにおける静止スピンと移動
スピンの挙動の違いを示した図であり、（ａ）はＲＦパ
ルス（９０度パルス及び１８０度パルス）の印加及びエ
コー信号Ｅの計測を示し、（ｂ）は傾斜磁場Ｇｘの印加
を示している。また（ｃ）〜（ｅ）は、それぞれ最初の
励起（９０度パルス印加）からエコー信号Ｅの計測まで
のスピンの空間的位置変化、位相回転速度、及び位相変
化を示している。静止スピンは破線の曲線で、移動スピ
ンは実線の曲線で示されている。この標準的スピンエコ
ーシーケンスにおいては、エコー信号Ｅ計測の際に、同
図（ｅ）に示すように静止スピンと移動スピンとの位相
が揃わないこととなる。

【００１０】ＰＳ法におけるもう一方のパルスシーケン
スを図１０に示す。図１０に示すシーケンスでは、図９
の標準的スピンエコーのシーケンスにおける傾斜磁場に
対して、（ｂ）に示すように負方向の傾斜磁場Ａ、Ｂを
追加している。この負方向の傾斜磁場Ａ、Ｂにより、移
動スピンは予め負方向の位相変化を受けているのでエコ
ー信号Ｅ計測時において、同図（ｅ）に示すようにエコ
ー信号Ｅの位相が揃うこととなる。図９に示すパルスシ
ーケンスを位相感応型（Phase Sensitive）またはディ
フェイズ（Dephase）シーケンスと呼び、図１０に示す
パルスシーケンスを位相不感応型（Phase Insensitiv
e）またはリフェイズ（Rephase）シーケンスと呼ぶ。リ
フェイズシーケンスでは、静止部分についてディフェイ
ズシーケンスで得られる信号強度と等強度の信号が得ら
れ、移動磁化の存在部位では、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。

【００１１】従って、図１１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、静止部分２２が
消去され、例えば血管２１内の血流のような移動部分の
みを画像化することができる。このようなディフェイズ
シーケンス及びリフェイズシーケンスによって得られた
画像間の差から血管像を得る手法については「Cerebral
MR Angioimaging （脳血管磁気共鳴画像法）」の研究
−第１報−」（福井啓二他、ＣＴ研究 10(2) 1988
年、133頁〜142頁）に詳述されている。

【００１２】次にＰＣ法について簡単に説明する。上述
したように傾斜磁場の印加により血流内のスピンは位相
回転を受ける。従って、図１２に示すような正負一対の
傾斜磁場パルスＧxを印加した場合、血流内のスピンは
流速に応じた位相回転を受けるが、正負いずれの傾斜磁
場パルスを先に印加するかによって、位相回転はΦf-ま
たはΦf+となる。このとき静止部分のスピンの位相Φs
はいずれの場合も０となる。この正負一対の傾斜磁場パ
ルスはフローエンコードパルスと呼ばれ、負の傾斜磁場
パルスを先に印加するフローエンコードパルス（実線）
を正極性のフローエンコードパルス、正の傾斜磁場パル
スを先に印加するフローエンコードパルス（点線）を負
極性のフローエンコードパルスとする。上述のようにフ
ローエンコードパルスの極性を反転すれば、位相回転の
極性も反転するため、これらを交互に印加し得られる信
号の複素差分をとれば、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。これを三軸すべてについ
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。このＰＣ法
については、”Magnetic Resonance Angiography, Dumo
ulin CL, et al. Radiology 161: 717〜720, 1986”に
詳しい。

【００１３】ところで上述のＰＳ法及びＰＣ法は、２種
以上のパルスシーケンスによって得た画像の差分によっ
て血流描出を行うものであり、一方のパルスシーケンス
と他方のパルスシーケンスの実行の間に、被検体の位置
の移動や血流以外の信号強度の変化があると、差分によ
る除去が完全に行えず血流のみの描出を妨げることにな
る。しかしながら、それぞれのパルスシーケンスの実行
には、三次元計測の場合、Ｔs＝（繰返し時間）×（ス
ライスエンコード数）×（位相エンコード数）×（加算
回数）の時間を要するため、それぞれのパルスシーケン
スを別個に実行していたのでは、被検体の体動などによ
り、差分が不完全となる可能性が高い。そのため、例え
ばＰＳ法の場合、従来より各スライスエンコードステッ
プ及び各位相エンコードステップ毎にリフェイズ／ディ
フェイズシーケンスを交互に動作させるようにしてい
る。

【００１４】一方、受信系のプリアンプのもつバイアス
などにより生じる直流オフセットが画像中心にアーチフ
ァクトとなって発生するのを防ぐために、ＲＦパルスは
位相エンコードごとに＋／−交互に励起している。ＲＦ
パルスを交互に＋／−の極性で照射することにより、直
流オフセット成分はｋ空間の位相方向に直流として取込
まれ、エコー信号の直流データは最高周波として取込ま
れることになり、画像中心において直流オフセットの影
響が生じるのを防止できる。

【００１５】このようにリフェイズ／ディフェイズシー
ケンスを交互に動作させ且つＲＦパルスを交互に＋／−
の極性で照射するため、実際のＰＳ法、ＰＣ法では図１
３に示すような構成をとっていた。図１３はＰＳ法によ
る撮像における、リフェイズ／ディフェイズ両シーケン
スのエコー信号計測過程を模式的に示したタイミング線
図である。

【００１６】図１３において、（１）は計測シーケンス
全体のタイミングを示し、（２）はその一部を詳細に示
した図である。（２）において、（ａ）は位相エンコー
ド、（ｂ）はスライスエンコード、（ｃ）はシーケンス
の状態を示しており、（ｄ）はＲＦパルスによる励起、
（ｅ）は周波数エンコード方向の傾斜磁場の印加、
（ｆ）はエコー信号、（ｇ）はエコー信号計測のタイミ
ングをそれぞれ示している。位相エンコードステップは
第１〜第ｋまで、スライスエンコードステップは第１〜
第ｍまであるものとする。この三次元のＰＳ法において
は、短い繰返し時間ＴＲ（数十ms程度）で、まず第１位
相エンコードステップの第１スライスエンコードステッ
プにおいて、リフェイズ／ディフェイズシーケンスを連
続して動作させ、両シーケンスを交互に動作させながら
第１〜第ｍスライスエンコードステップまで更新してい
く。尚、同図（１）においてリフェイズシーケンスはＲ
で、ディフェイズシーケンスはＤで示している。

【００１７】収集したデータは信号処理系６を経由して
デジタルデータとなり、ＣＰＵ８のメモリ上に格納され
る。第１位相エンコードに関してすべてのデータ収集を
終了した後、位相エンコードステップを１ステップ分イ
ンクリメントし、再びリフェイズ／ディフェイズのデー
タ収集を行う。このようにして、最終の第ｋ位相エンコ
ードまでのデータの収集を完了すると、ＣＰＵ８におい
て各三次元データに対し、スライス方向のフーリエ変換
を行い、対応するスライスごとにリフェイズデータとデ
ィフェイズデータの複素差分演算を行い、血流信号のみ
の三次元データを作成する。この三次元データは、図１
４に示す投影処理により、任意の二次元投影像に変換さ
れる。

【００１８】

【発明が解決しようとする課題】一般にＲＦパルスによ
る励起では、組織の縦緩和時間Ｔ₁に対し充分短い繰り
返し時間で励起を行う場合、各励起の直前のスピンの状
態は熱平衡状態になく、それまでにどのような励起を受
けたかが問題となる。例えば連続して同極性のＲＦパル
スによる励起を受けた場合には、スピンの状態は定常状
態となり、これら励起によって得られるエコー信号もほ
ぼ一定の信号強度となる。またＲＦパルスの極性を交互
に反転させた場合にも、スピンは常に同じ履歴を受けた
ことになるので、一定の信号強度のエコー信号が得られ
る。

【００１９】しかしながら、上述のようなリフェイズ／
ディフェイズシーケンスでは、例えばＰＳ法の場合、図
１３に示すようにリフェイズシーケンスのＲＦパルスは
直前のディフェイズシーケンスのＲＦパルスに対し反極
性となり、ディフェイズシーケンスでは直前のリフェイ
ズシーケンスに対し同極性となる。このようにリフェイ
ズシーケンスとディフェイズシーケンスでは直前のＲＦ
パルスの極性が異なり、毎回の励起の直前の状態が異な
るため、定常状態が実現できず、両シーケンスにおいて
得られる信号強度にも差が生じてしまう。全く公平な計
測を行おうとすれば、両シーケンスを別々に２回計測す
るのが望ましいが、既に述べたように別個に行うことは
計測間の被検体の体動などの影響で完全な差分を行うこ
とが困難である。

【００２０】従って本発明は複数の計測画像の差分を用
いて血流を描出する手法において、ＲＦパルス連続印加
の際のスピンの定常状態の崩壊や体動によるシーケンス
間の位置変化など、静止組織の画像除去が不完全となる
原因を取り除き、良好な差分血流像を描出できるＭＲＩ
装置を提供することを目的とする。

【００２１】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明のＭＲＩ装置は、傾斜磁場印加パターンの異なる複数
種（ｎ個）のパルスシーケンス群を実行して、ｎ組の三
次元データセットを取得し、これらデータセット間の演
算により、被検体中の静止組織の信号を除去し、血流信
号のみの三次元データセットを抽出するようにした血流
描出パルスシーケンスを実行するＭＲＩ装置において、
パルスシーケンスの繰り返しループを内側から順に１）
スライスエンコード、２）シーケンス種、３）位相エン
コードとしたものである。即ち、パルスシーケンス群の
各々は、スライスエンコードステップを具備し、第１の
位相エンコードステップにおいて、第１のシーケンスで
スライスエンコードのすべてのステップについてデータ
を収集し、続いて同じ位相エンコードステップにおいて
第２のシーケンスにおいてもスライスエンコードの全ス
テップについてデータを収集し、同様にすべてのシーケ
ンスについて第１の位相エンコードステップのデータを
収集する。第１の位相エンコードステップが終了した時
点で位相エンコードステップを１ステップインクリメン
トし、第２位相エンコードステップについて、全シーケ
ンス種について全スライスエンコードステップのデータ
を取得する。このようにして、位相エンコードの全ステ
ップについてデータを取得することにより、ｎ組の三次
元計測データセットを得る。信号処理系は、この三次元
計測データセット間の演算により、被検体中の静止組織
の信号を除去し、血流信号のみの三次元データセットを
抽出する。

【００２２】この際、少なくとも同一位相エンコードス
テップ内において高周波パルスの極性を交互に反転して
照射する。そして好適には、受信系においてデータを取
込む際に、位相エンコードごとにデータ取込系の位相を
交互に０／πとする。これにより、高周波パルス（以
下、単にＲＦという）印加の極性が位相エンコートごと
に同極性としたままで、取得データの極性をｋ空間のｙ
方向で交互に＋／−とし、直流オフセットを除去する。

【００２３】本発明は、血流描出パルスシーケンスとし
てＰＳ法を採用するＭＲＩ装置或いはＰＣ法を採用する
ＭＲＩ装置のいずれにも適用することができ、ＰＳ法で
はパルスシーケンス群は、血流を構成する原子の原子核
に位相の拡散が生じている状態でエコー信号を計測する
ディフェイズシーケンス及び前記エコー信号計測時にお
いて血流を構成する原子の原子核に位相の拡散を収束す
る傾斜磁場を印加するリフェイズシーケンスの２種（ｎ
＝２）から成り、２個の三次元データセットを取得す
る。

【００２４】またＰＣ法ではパルスシーケンス群は、直
交座標系の少なくとも１軸最大３軸について正極性及び
負極性のフローエンコードパルスを印加するパルスシー
ケンス対を含むことができ、この場合には１軸について
２個、２軸について４個、３軸について６個の三次元デ
ータセットを取得する。ＰＣ法の別の態様ではパルスシ
ーケンス群は、直交座標系の３軸について正極性のフロ
ーエンコードパルスを印加するパルスシーケンスと、い
ずれか１軸について負極性で残り２軸について正極性の
フローエンコードパルスを印加するパルスシーケンスと
を含むことができ、この場合には２〜４個の三次元デー
タセットを取得する。

【００２５】

【作用】ＭＲＩ装置のシーケンサは、上記構成の血流描
出シーケンスを起動し、ＲＦパルスを少なくとも同一位
相エンコードステップにおいて交互に＋／−の極性で照
射する。これにより各シーケンスにおいてスピンは計測
順序に影響されない平等な励起を受け、定常状態を保っ
てデータを取得できる。

【００２６】尚、直流オフセットを除去するためには、
位相エンコードステップごとにＲＦパルスの極性を反転
させる必要があるが、これにより隣接する位相エンコー
ドステップの間で定常状態が乱されるので、好適には位
相エンコードごとにデータの取込の位相の反転を行うこ
とにより、ＲＦパルスの照射は交互に＋／−とする状態
を保ったままで、即ち定常状態を保って、直流オフセッ
トを除去できる。即ち直流オフセット成分はｋ空間の位
相方向に直流として取込まれ、エコー信号の直流データ
は最高周波として取込まれることになるので、直流オフ
セットによるアーチファクトを防ぐことができる。

【００２７】

【実施例】以下本発明の実施例を図面を参照して詳細に
説明する。図７は本発明のＭＲＩ装置の一実施例を示す
全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、
磁気共鳴現象を利用して被検体１の断層画像を得るもの
で、被検体１の周囲に充分大きな広がりをもった静磁場
発生磁石２と、傾斜磁場発生系３と、送信系４と、受信
系５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理装
置（以下、ＣＰＵという）８とを備えている。シーケン
サ７は、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体の断層画像の
データ収集に必要な種々の命令を送信系４及び傾斜磁場
発生系３並びに受信系５に送るものであり、ＣＰＵ８と
ともに検査条件を制御する制御手段として機能する。

【００２８】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磁束を発
生するもので、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或いは超電導方式の
磁場発生手段が配置されている。傾斜磁場発生系３は、
Ｘ、Ｙ、Ｚの三方向に巻かれた傾斜磁場コイル９とそれ
ぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、
シーケンサ７からの命令に従って各傾斜磁場電源１０を
駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三方向の傾斜磁場Ｇ
ｘ、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。

【００２９】送信系４は、高周波発振器１１と変調器１
２と高周波増幅器１３と送信側高周波コイル１４ａとか
らなり、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７の命令に従って、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。

【００３０】受信系５は、受信側高周波コイル１４ｂと
増幅器１５と直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７と
からなり、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の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）を被
検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出
し、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ
変換器１７に入力してデジタル量に変換する。この際、
Ａ／Ｄ変換器１７はシーケンサ７からの命令によるタイ
ミングで、直交位相検波器１６から出力された二系列の
信号をサンプリングし、二系列のデジタルデータを出力
する。それらのデジタル信号は信号処理系６に送られフ
ーリエ変換されるようになっている。

【００３１】信号処理系６は、ＣＰＵ８と磁気ディスク
１８及び光ディスク１９等の記録装置とＣＲＴ等のディ
スプレイ２０とからなり、ＣＰＵ８においてデジタル信
号を用いてフーリエ変換、補正係数計算、像再構成等の
処理を行ない、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な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。

【００３２】尚、図７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
空間内に配置されている。ここで本発明においては、シ
ーケンサ７は三次元血管描出パルスシーケンスを起動す
る。

【００３３】図１はＰＳ法による撮像シーケンスの一例
を示すタイミング線図であり、（１）はその全体を、
（２）は一部を拡大して示している。このシーケンス
は、１〜ｋまでの位相エンコードステップから成り、各
位相エンコードステップには、リフェイズシーケンス
（以下、Ｒシーケンスという）とディフェイズシーケン
ス（以下、Ｄシーケンスという）とを含み、Ｒシーケン
ス及びＤシーケンスはそれぞれ１〜ｍまでのスライスエ
ンコードステップからなる。尚、同図（２）において、
（ａ）は位相エンコード、（ｂ）はシーケンス種、
（ｃ）はスライスエンコードを示しており、（ｄ）はＲ
Ｆパルスによる励起、（ｅ）は周波数エンコード方向の
傾斜磁場の印加パターン、（ｆ）はエコー信号、（ｇ）
はエコー信号計測のタイミングをそれぞれ示している。

【００３４】このようなシーケンス構成において、まず
第１の位相エンコードでＲシーケンス及びＤシーケンス
が順次実行されるのであるが、各シーケンスでは全ての
スライスエンコードステップが実行される。即ち、Ｒシ
ーケンスにおいては、ＲＦパルス照射、リフェイズのた
めの周波数エンコード方向の傾斜磁場印加及びエコー信
号の計測を行い、スライスエンコードを１づつインクリ
メントしながら、ＲＦパルス照射からエコー信号計測ま
でを数十ｍｓ程度の短い繰り返し時間で繰り返し、第ｍ
のスライスエンコードステップまで、ｍ個のエコー信号
の計測を行う。

【００３５】同様にＤシーケンスでは、ＲＦパルス照
射、ディフェイズのための周波数エンコード方向の傾斜
磁場印加及びエコー信号の計測を行い、スライスエンコ
ードを１づつインクリメントしながら第ｍのスライスエ
ンコードステップまで、ｍ個のエコー信号の計測を行
う。この際、ＲＦパルスは１回の照射ごとに交互に極性
を反転して照射する。従って、常に同じスピン状態（定
常状態）でスピンの励起が行われ、同一の位相エンコー
ドステップ内で得られる全エコー信号は同じ信号強度の
ものが得られる。この際エコー信号は、前述したように
Ａ／Ｄ変換器１７においてシーケンサ７からの命令によ
るタイミングで、直交位相検波器１６から出力された二
系列の信号をサンプリングするのであるが、サンプリン
グのタイミングは０ラジアンで行う。

【００３６】このように第１の位相エンコードステップ
が終了すると、次に位相エンコードを１インクリメント
し、第２の位相エンコードステップを実行する。この場
合にも第１の位相エンコードステップと同様に第１〜第
ｍのスライスエンコードステップをスライスエンコード
を更新しながらＲシーケンスを行い、次いでＤシーケン
スを行い、２ｍ個のエコー信号を計測する。この際、図
１（１）からもわかるようにＲＦパルスを極性が交互に
反転するように照射していった場合、第１の位相エンコ
ードステップと第２の位相エンコードステップとでＲＦ
パルスの極性が同じ（＋／＋）になっている。この場合
に、同じ位相でデータを取込んだ場合には、直流オフセ
ット成分を消すことができない。このため、この第２の
位相エンコードステップにおいては、直交位相検波器１
６における信号の取込の際に位相πラジアンでデータの
取込を行う。このように取込の位相をπラジアンずらす
ことにより、直流オフセット成分はｋ空間の位相方向に
直流のまま取込まれ、データ部分は最高周波として取込
まれることになる。

【００３７】以下、同様にして第３、第４〜第ｋまでの
位相エンコードステップを実行し、２×（ｍ×ｋ）組の
データセットを収集する。この際エコー信号の取込みは
奇数の位相エンコードステップでは０ラジアン、偶数の
位相エンコードステップではπラジアンとする。最終の
第ｋ位相エンコードまでのデータの収集を完了すると、
ＣＰＵ８において各三次元データに対し、リフェイズデ
ータとディフェイズデータ毎にスライス方向のフーリエ
変換を行い、対応するスライスごとにリフェイズデータ
とディフェイズデータの複素差分演算を行い、血流信号
のみの三次元データを作成する。この三次元データは、
図１４に示す投影処理により、任意の二次元投影像に変
換される。

【００３８】この場合、上述したようにＲＦパルスを毎
回極性を反転させて照射しているので常に同じ信号強度
の信号が得られ、また位相エンコードステップ毎に信号
の取込の位相を反転させるようにしているので直流オフ
セットの影響を排除することができ、画像中心に直流成
分によるアーチファクトがない画像を得ることができ
る。

【００３９】次に本発明の第２の実施例として、ＰＣ法
によるシーケンスを説明する。図２はＰＣ法による撮像
シーケンスの一実施例を示すタイミング線図であり、
（１）はその全体を、（２）は一部を拡大して示してい
る。このシーケンスも図１の示すＰＳ法と同様に、１〜
ｋまでの位相エンコードステップから成り、各位相エン
コードステップには、パルスシーケンス群として、スラ
イスエンコード方向の１軸（以下、Ｓ軸という）につい
てのデータを取得するためのシーケンス（以下、Ｓ軸シ
ーケンスという）と位相エンコード方向の１軸（以下、
Ｐ軸という）についてのデータを取得するためのシーケ
ンス（以下、Ｐ軸シーケンス）と周波数エンコード方向
の１軸についてのデータを取得するためのシーケンス
（以下、Ｆ軸シーケンスという）とを含んでいる。これ
らＳ軸シーケンス、Ｐ軸シーケンス及びＦ軸シーケンス
は、それぞれ正極性のフローエンコードパルスを印加す
るシーケンスと負極性のフローエンコードパルスを印加
するシーケンスとが対をなしており、各パルスシーケン
ス群は更に１〜ｍまでのスライスエンコードステップか
らなる。

【００４０】尚、同図（２）では傾斜磁場パターンとし
て簡略のためフローエンコードパルスのみを示している
が、各パルスシーケンス群における傾斜磁場パターンは
図３に示すようなＰＣ法のパターンになっている。但
し、図３において各軸（Ｓ軸、Ｐ軸、Ｆ軸）シーケンス
において正極性のフローエンコードパルスと負極性のフ
ローエンコードパルスはそれぞれ１回ずつしか示されて
いないが、本発明においては、各軸について正極性のフ
ローエンコードパルスを印加するシーケンス及び負極性
のフローエンコードパルスを印加するシーケンスは、全
スライスエンコードステップを含み、それぞれスライス
エンコードを１ずつインクリメントしながらｍ回のスラ
イスエンコードステップ繰返される。この際、ＲＦパル
スは毎回極性を反転させて照射される。

【００４１】このようなシーケンス構成において、まず
第１の位相エンコードでＳ軸シーケンスの正極性のフロ
ーエンコードパルスを印加するシーケンス、負極性のフ
ローエンコードパルスを印加するシーケンス、Ｐ軸シー
ケンスの正極性のフローエンコードパルスを印加するシ
ーケンス、負極性のフローエンコードパルスを印加する
シーケンス、及びＦ軸シーケンスの正極性のフローエン
コードパルスを印加するシーケンス、負極性のフローエ
ンコードパルスを印加するシーケンスが順次実行され、
それぞれｍ個のエコー信号から成る６組のデータが得ら
れる。

【００４２】第１の位相エンコードステップが終了する
と、順次位相エンコードを１インクリメントし、第２、
第３の位相エンコードステップを実行するのであるが、
この場合に奇数の位相エンコードステップでは、信号の
取込を０ラジアンで行い、偶数の位相エンコードステッ
プでは、信号の取込をπラジアンで行う。このように取
込の位相を、奇数の位相エンコードステップと偶数の位
相エンコードステップとでπラジアンずらすことによ
り、ＲＦパルスは１回の照射ごとに極性を反転して照射
することによって隣接する位相エンコードステップにお
ける第１回のＲＦパルス照射の極性が同極性になった場
合でも、直流オフセット成分はｋ空間の位相方向に直流
のまま取込まれ、データ部分は最高周波として取込まれ
ることになる。

【００４３】このように第ｋまでの位相エンコードステ
ップを実行し、６×（ｍ×ｋ）組のデータセットを収集
する。最終の第ｋ位相エンコードまでのデータの収集を
完了すると、ＣＰＵ８において各三次元データに対し、
各軸シーケンスの正極性及び負極性フローエンコードパ
ルス印加シーケンスのデータ毎にスライス方向のフーリ
エ変換を行い、対応するスライスごとに各軸について正
極性フローエンコードデータと負極性フローエンコード
ズデータの複素差分演算を行い、各軸について血流信号
のみのデータを作成する。各軸のデータをベクトル合成
することにより、三次元血管像を得ることができる。

【００４４】図４はＰＣ法による撮像シーケンスの別の
実施例を示すタイミング線図であり、（１）はその全体
を、（２）は一部を拡大して示している。このシーケン
スでは、１つの位相エンコードステップに含まれるパル
スシーケンス群として、リファレンスシーケンス、Ｓ軸
のデータを取得するためのシーケンス（Ｓ軸シーケン
ス）、Ｐ軸のデータを取得するためのシーケンス（Ｐ軸
シーケンス）及びＦ軸のデータを取得するためのシーケ
ンス（Ｆ軸シーケンス）から成る４つのパルスシーケン
ス群を持つ。

【００４５】各パルスシーケンス群は、図５に示すよう
な傾斜磁場パターンを有し、リファレンスシーケンスは
Ｓ軸、Ｐ軸及びＦ軸の３軸について正極性のフローエン
コードパルスを付加したシーケンス、Ｓ軸シーケンスは
Ｓ軸にのみ負極性のフローエンコードパルスを付加し、
他の２軸には正極性のフローエンコードパルスを付加し
たシーケンス、Ｐ軸シーケンスはＰ軸にのみ負極性のフ
ローエンコードパルスを付加し、他の２軸には正極性の
フローエンコードパルスを付加したシーケンス、Ｆ軸シ
ーケンスは、Ｆ軸にのみ負極性のフローエンコードパル
スを付加し、他の２軸には正極性のフローエンコードパ
ルスを付加したシーケンスである。

【００４６】尚、図５ではパルスシーケンス群の各シー
ケンスについて１回のステップしか示されていないが、
本発明においては各シーケンスは１〜ｍまでのスライス
エンコードステップを具備している。即ち、各シーケン
スは、それぞれスライスエンコードを１ずつインクリメ
ントしながらｍ回のスライスエンコードステップ繰返さ
れ、この際、ＲＦパルスは毎回極性を反転させて照射さ
れる。

【００４７】この実施例でも第１位相エンコードステッ
プから第ｋ位相エンコードステップまで実行され、その
際の取込の位相を、奇数の位相エンコードステップと偶
数の位相エンコードステップとでπラジアンずらすよう
にする。このように第ｋまでの位相エンコードステップ
を実行し、４×（ｍ×ｋ）組のデータセットを収集す
る。最終の第ｋ位相エンコードまでのデータの収集を完
了すると、ＣＰＵ８において各三次元データに対し、各
シーケンスのデータ毎にスライス方向のフーリエ変換を
行い画像化（複素画像）する。この画像の任意位置のピ
クセル値は、次式に示すベクトル量（複素数）で与えら
れる。

【００４８】

【数４】

【００４９】ここで、Ａ_r（→）（括弧内の矢印は、文
字の上に付されていることを示す）はリファレンスシー
ケンスにより得られた画像のピクセル値、Ａ_s（→）、
Ａ_p（→）及びＡ_f（→）はそれぞれＳ軸、Ｐ軸及びＦ軸
のフローエンコードシーケンスにより得られた画像のピ
クセル値、Ｓ（→）はピクセル内の静止組織の信号成
分、Ｆ_s+、Ｆ_p+及びＦ_f+はそれぞれ正極性のフローエン
コードパルスで位相シフトした各軸のフロー成分、
Ｆ_s-、Ｆ_p-及びＦ_f-はそれぞれ負極性のフローエンコー
ドパルスで位相シフトした各軸のフロー成分である。従
って、式（４）と式（５）との複素差分を行うことによ
りＳ軸方向のみのフロー成分が抽出できる。同様に式
（４）と式（６）から、また式（４）と式（７）から、
Ｐ軸のみ及びＦ軸のみのフロー成分のみの抽出ができ
る。

【００５０】このようにして複素差分によって得られた
各軸の画像データは、図６に示すようにベクトル合成す
ることにより、三次元についての血管像を得ることがで
きる。尚、図６ではＰ軸とＦ軸のみを示しているがＳ軸
のデータについても同様にベクトル合成される。この実
施例でも、ＲＦパルスを毎回極性を反転させて照射して
いるので常に同じ信号強度の信号が得られ、また位相エ
ンコードステップ毎に信号の取込の位相を反転させるよ
うにしているので直流オフセットの影響を排除すること
ができ、画像中心に直流成分によるアーチファクトがな
い画像を得ることができる。

【００５１】尚、以上説明した図２及び４に示すＰＣ法
による血流描出シーケンスでは、パルスシーケンス群と
して三軸についてそれぞれフローエンコードパルスを印
加するパルスシーケンスを用いたが、一軸或いは二軸の
みでもよいことは言うまでもない。

【００５２】

【発明の効果】以上の実施例からも明らかなように、本
発明のＭＲＩ装置によれば、傾斜磁場印加パターンの異
なる複数種（ｎ個）のパルスシーケンス群を実行して、
ｎ組の三次元データセットを取得し、これらデータセッ
ト間の演算により、被検体中の静止組織の信号を除去
し、血流信号のみの三次元データセットを抽出するよう
にした血流描出パルスシーケンスを実行するＭＲＩ装置
において、パルスシーケンスの繰返しループを内側から
順に１）スライスエンコード、２）シーケンス種、３）
位相エンコードとするとともに、隣接する位相エンコー
ドステップにおいてデータの取込の位相を反転させるこ
とにより、ＲＦパルスの極性を交互に反転させて印加し
た場合に、定常状態とすることができ、常に同じ信号強
度の信号を得ることができ、しかも直流オフセットを除
去できるので、静止組織信号の残余や直流オフセットに
よるアーチファクトのない良好な差分像を得ることがで
きる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＭＲＩ装置におけるＰＳ法による血
流描出パルスシーケンスの１実施例を示す図。

【図２】本発明のＭＲＩ装置におけるＰＣ法による血
流描出パルスシーケンスの１実施例を示す図。

【図３】ＰＣ法による傾斜磁場パターンの１実施例を
示す図。

【図４】本発明のＭＲＩ装置におけるＰＣ法による血
流描出パルスシーケンスの別な実施例を示す図。

【図５】ＰＣ法による傾斜磁場パターンの他の実施例
を示す図。

【図６】ＰＣ法による血管像作成の手順を示す図。

【図７】本発明のＭＲＩ装置の全体構成図。

【図８】傾斜磁場印加によるスピンの位相回転を説明
する図。

【図９】ＰＳ法における標準的スピンエコー法による
ディフェイズシーケンスを示す図。

【図１０】ＰＳ法における標準的スピンエコー法によ
るリフェイズシーケンスを示す図。

【図１１】ＰＳ法による血管像作成の手順を示す図。

【図１２】ＰＣ法の原理を説明する図。

【図１３】従来のＰＳ法のタイミング図。

【図１４】三次元データの投影処理による二次元投影
像の取得を説明する図。

【符号の説明】

１・・・・・・被検体（検査対象）２・・・・・・静磁場発生回路（静磁場発生手段）３・・・・・・傾斜磁場発生系（傾斜磁場発生手段）６・・・・・・信号処理系（画像再構成手段）７・・・・・・シーケンサ（制御手段）８・・・・・・ＣＰＵ（画像再構成手段）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の置かれた空間に静磁場を与える
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パルスを照射す
る送信系と、前記高周波パルス及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ために前記送信系及
び前記傾斜磁場発生手段を制御するシーケンサと、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、この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
表示手段とを備え、前記エコー信号の計測を繰り返し行
って断層像を得る核磁気共鳴イメージング装置におい
て、前記シーケンサで起動されるパルスシーケンスは、（ａ）傾斜磁場印加パターンの異なるｎ種（ｎは２以上
の整数）のパルスシーケンス群で構成され、前記パルス
シーケンス群の各々はスライスエンコードパルスを具備
し、（ｂ）先ず第１の位相エンコードステップにおいて、第
１の傾斜磁場印加パターンを有するパルスシーケンスを
スライスエンコードの全ステップについて実行し、（ｃ）同じ位相エンコードステップにおいて、第２の傾
斜磁場印加パターンを有するパルスシーケンスをスライ
スエンコードの全ステップについて実行し、（ｄ）構成要素たるｎ個全てのパルスシーケンスについ
て順次スライスエンコードの全ステップ分の実行を行
い、（ｅ）同一の位相エンコードステップにおいてｎ個のパ
ルスシーケンスの実行が終了した段階で、位相エンコー
ドステップを１ステップインクリメントし、（ｆ）（ｃ）〜（ｅ）を繰り返しながら、位相エンコー
ドの全ステップについて実行すると共に、（ｇ）少なくとも同一位相エンコードステップ内におい
て高周波パルスの極性を交互に反転して照射し、（ｈ）ｎ個の三次元データセットを取得するように構成
された血流描出パルスシーケンスを備え、前記信号処理系はｎ個の三次元計測データセット間の演
算により、前記被検体中の静止組織の信号を除去し、血
流信号のみの三次元データセットを抽出するように構成
したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】前記受信系は、前記エコー信号からデー
タを取込む際の位相を位相エンコードの奇数ステップと
偶数ステップとで、πラジアンずらして行うことを特徴
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】前記パルスシーケンス群は、正負一対の
傾斜磁場パルスからなるフローエンコードパルスを備え
たパルスシーケンス群から成り、直交座標系の任意の一
軸方向に正極性のフローエンコードパルスを印加した第
１のパルスシーケンス及び負極性のフローエンコードパ
ルスを印加した第２のパルスシーケンスを一対とし、前
記直交座標系の１軸ないし３軸についての前記パルスシ
ーケンス対を含むことを特徴とする請求項１又は２記載
の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】前記パルスシーケンス群は、正負一対の
傾斜磁場パルスからなるフローエンコードパルスを備え
たパルスシーケンス群から成り、パルスシーケンスの各
々は、（ｉ）直交座標系の三軸方向に正極性のフローエンコー
ドパルスを印加した第１のパルスシーケンス、（ｊ）前記座標系の任意の一軸に負極性のフローエンコ
ードパルスを印加し、残りの二軸に正極性のフローエン
コードパルスを印加した第２のパルスシーケンス、（ｋ）前記第２のパルスシーケンスとは異なる一軸に負
極性のフローエンコードパルスを印加し、残りの二軸に
正極性のフローエンコードパルスを印加した第３のパル
スシーケンス及び（ｌ）前記第２及び第３のパルスシーケンスとは異なる
一軸に負極性のフローエンコードパルスを印加し、残り
の二軸に正極性のフローエンコードパルスを印加した第
４のパルスシーケンスからなる４種のパルスシーケンス
の内、第１のパルスシーケンスと第２ないし第４のパル
スシーケンスの少なくとも１種以上のパルスシーケンス
とから構成されることを特徴とする請求項１又は２記載
の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】前記パルスシーケンス群は、血流を構成
する原子の原子核に位相の拡散が生じている状態でエコ
ー信号を計測するディフェイズシーケンス及び前記エコ
ー信号計測時において血流を構成する原子の原子核に位
相の拡散を収束する傾斜磁場を印加するリフェイズシー
ケンスの２種のパルスシーケンスで構成されていること
を特徴とする請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージン
グ装置。
【請求項６】傾斜磁場印加パターンの異なる複数のシー
ケンス種を含むパルスシーケンスを、位相エンコードお
よびスライスエンコードをそれぞれ変化させながら繰り
返し実行して、複数組の三次元データセットを取得し、
これらデータセット間の演算により、被検体の画像を得
る磁気共鳴イメージング装置において、前記パルスシー
ケンスは、前記位相エンコードを順次変化させて繰り返
し、この位相エンコードの変化の際の各位相エンコード
では前記シーケンス種を順次変更させて繰り返し、この
シーケンス種の変更の際の各シーケンス種では前記スラ
イスエンコードを順次変化させて繰り返すと共に、少な
くとも同一位相エンコードステップ内において高周波パ
ルスの極性を交互に反転させて印加することを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置。