JPH01192344A - 核磁気共鳴画像診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、流速のある部分の時間経過によって生ずる位
相変化に基づいて作像する核磁気共鳴画像診断装置によ
る血管イメージング法に関する。

（従来の技術） 核磁気共鳴（以下ＮＭＲという）現象を用いて特定原子
核に注目した被検体の断層像を得る核磁気共鳴画像診断
装置（以下ＮＭＲ−ＣＴという）は従来から知られてい
る。このＮＭＲ−ＣＴの原理の概要を簡単に説明する。

原子核は磁気を帯びた回転している独楽と見ることがで
きるが、それを例えば２軸方向の静磁場Ｈａの中におく
と、前記の原子核は次式で示す角速度ω０で歳差運動を
する。これをラーモアの歳差運動という。

ω０−γＨｏ　　　但し、γ：核磁気回転比今、静磁場
のあるｚ軸に垂直な軸、例えばＸ輪に高周波コイルを配
置し、Ｘ１面内で回転する前記の角周波数ω０の高周波
回転磁場を印加す−ると磁気共鳴が起り、静磁場Ｈｏの
もとでゼーマン分裂をしていた原子核の集団は共鳴条件
を満足する高周波磁場によって単位間の遷移を生じ、エ
ネルギー単位の高い方の単位に遷移する。ここで、核磁
気回転比γは原子核の種類によって興なるので共鴫周波
数によって当該原子核を特定することができる。更にそ
の共鳴の強さを測定すれば、その原子核の存在母を知る
ことができる。共鳴後緩和時間と呼ばれる時定数で定ま
る時間の間に高い単位へ励起された原子核は低い単位へ
戻ってエネルギーの放射を行う。

このＮＭＲの現象の観測方法の中パルス法について第４
図を参照しながら説明する。

前述のように共鳴条件を満足する高周波パルス（Ｈｌ）
を静磁場（２軸）に垂直なくＸ軸）方向に印加すると、
第４図（イ）に示すように磁化ベクトルＭは回転座標系
でω′−γＨＩの角周波数でｚｙ面内で回転を始める。

今パルス幅を１．とするとＨａからの回転角θは次式で
表わされる。

θ寓γＨ１ｊｏ　　　　　　　　　　　　・・・（１）
第４図（ハ）に示す第１のパルスを励起パルスと呼び、
特に（１）式においてθ＝９０°となるようなｔｏをも
つパルスを９０°パルスと呼ぶ。この９０”パルス直慢
では磁化ベクトルＭは第４図（ロ）のようにｘｙ面をω
０で回転していることになり、例えばｚ軸においたコイ
ルに誘導起電力を生じる。しかし、この信号は時間と共
に減衰していくので、この信号を自由誘導減衰信号（以
下ＦＩＤ信号という）と呼ぶ。ＦＩＤ信号をフーリエ変
換すれば周波数領域での信号が得られる。次に第４図（
ハ）に示すように９０°パルスからτ時間後に印加され
るパルスを反転パルスと呼び、特にθ−１８０′″にな
るようなパルス幅の第２のパルスを１８０′″パルスと
呼ぶ。ｉｓｏ”パルスを加えるとばらばらになっていた
磁気モーメントがτ時間後−ｙ方向で再び焦点を合せて
信号が観測される。この信号をスピンエコー（以下ＳＥ
倍信号いう）と呼んでいる。このＳＥ倍信号強度を測定
して所望の像を得ることができる。ＮＭＲの共鳴条件は シーγＨｏ／２π で与えられる。ここで、νは共鳴周波数ＩＨＯは静磁場
の強さである。従って共鳴周波数は磁場の強さに比例す
ることが分る。このため静磁場に線形の磁場勾配を重畳
させて、位置によって異なる強さの磁場を与え、共鳴周
波数を変化させて位置情報を得るＮＭＲイメージングの
方法がある。この内フーリエ変換法について説明する。

この手法に用いる高周波磁場及び勾配磁場印加のパルス
シーケンスを第５図に示す。（イ）図において、Ｘ。

ｙ、ｚ軸にそれぞれＧｘ　、Ｇｙ　、Ｇｚの勾配磁場を
与え、高周波磁場をＸ軸に印加する状態を示している。

（ロ）図はそれぞれの磁場を印加するタイミングを示す
図である。図においてＲＦは高周波の回転磁場で９０″
パルスと１８０°パルスをｚ軸に印加する。ＧＸはリー
ド軸と呼ばれるＸ軸に印加する固定の勾配磁場、Ｇｙは
ワーブ軸と呼ばれるｚ軸に印加する時間によって振幅を
変化させる勾配磁場、ＧＺはスライス軸と呼ばれるｚ軸
に印加する固定の勾配磁場である。信号は１８００パル
ス後のＳＥ倍信号示している。期間は各軸に与える勾配
磁場の信号の時期を示すために設けである。期間１にお
いて９０′″パルスと勾配磁ＩＧＺ÷によってＺ−Ｑを
中心とするｚ軸に垂直な断層撮影におけるスライス面内
のスピンが選択的に励起される。このため９０’パルス
を励起パルスという。期間２のＧ×＋はスピンの位相を
乱れさせて１８０＠パルスで反転させるためのもので、
デイフェーズ勾配と呼ばれる。又、１８００パルスは反
転パルスと呼ばれる。ＧＺ−はＧｚ÷によって乱れたス
ピンの位相を元に戻すためのものである。期間２では位
相エンコード勾配Ｇｙｎも印加する。これはｙ方向の位
置に比例してスピンの位相をずらしてやるためのもので
、その強度は毎周期異なるように制御される。期間３に
おいて１８００パルスを与えて再び磁気モーメントを揃
え、その後に現われるＳＥ、信号を観察する。期間４の
Ｇｘ＋は乱れた位相を揃え、ＳＥ倍信号生じさせるため
の勾配磁場でリフェーズ勾配といい、リフェーズ勾配と
デイフェーズ勾配の面積が等しくなったところにＳＥ倍
信号現われる。

このシーケンスをビューといい、パルス繰り返し周期Ｔ
Ｒ後に再び９０°パルスを加え、次のビューを開始する
。前記のワーブ勾配は各ビューに対応して変化させてい
る。

上記のようなＮＭＲ−ＣＴにおいて、血流イメージング
は静止物体には影響を与えず、動きのある物体にのみ影
響を与える勾配磁場を流れの方向に印加し、流速に応じ
て異なる位相情報を付加しようとするものである。その
原理を第８図によって説明する。今、血管１の中を血流
が×方向に流れているものとする。時刻τ１に勾配磁１
１２を印加し、Δτ後の時刻τ２に反転勾配磁１３を印
加する。反転勾配磁場は大きさが同じで符号のみを反転
させた磁場である。静止物体４は動かないため、時刻τ
１とで２とで大きさが同じで符号が逆転した磁場〈Ｇ１
と−Ｇｔ　）を感じ、その影響は互いにキャンセルされ
、勾配磁場が全く印加されない場合と同一の状態となる
。一方、血流部分は動きがあるため、時刻τ！とτ２と
では異なる磁場Ｇ１５とＧ２６を感じ、その影響はキャ
ンセルされず、スピンに位相の変化を与える。このよう
に大きさが同じで符号の逆転する勾配磁場を与えて血流
の動きに対して位相情報を与える勾配磁場を７０−エン
コード勾配という。

第１図に７０−エンコード勾配を用いて血流測定を行う
場合のパルスシーケンスを示す。図において、励起パル
ス１１により励起されたスピンはデイフェース勾配置２
により乱されるが、読み出し勾装置３により位相が戻り
、エコー信号１４を生じさせる。このとき、Ｖ軸方向の
位置の情報はワープ勾配置５により位相情報としてスピ
ンに与えられる。このようにして１枚の画像（画像Ａと
いう）が得られる。次に、フローエンコード勾配置６を
Ｘ軸に図のように印加して更に他の１枚の画＊＜画像Ｂ
という）が得られる。７０−エンコード勾配は第３図に
示すように極性が逆で面積の等しい勾配なので、７０−
エンコード勾配置６を印加して得られる画像の中、静止
物体の画像のスピンの位相の変化は次式のようになる。

ここで、　　　γ・・・磁気回転比 Ｇ（ｔ）・・・勾配磁場の出力 従って、静止物体のスピンはフローエンコード勾配置６
によっては影響を受けず、即ち静止物体に関しては画ｍ
Ａと画像Ｂは同じである。

フローエンコード方向、この場合、ｘ軸方向に動くスピ
ンに対しては ここで、Ｘ　（ｔ　）・・・スピンの位置スピンの動き
が、例えばＸ　（ｔ　）　−ｘ＋ｖｔのような一次関数
で表されるとき、（２）式は次のようになる。

（３）式で明らかなように、スピンの位相の変・化Δφ
は流速Ｖに比例する。このようにして得た画像Ａと画像
Ｂの差を求めると静止物体の像は消え、流速に比例した
位相変化を持つ血流によって示される血管像が得られる
。

（発明が解決しようとする課題） ところで、上記のように異なるパルスシーケンスで得た
画像の差により血管像が得られるが、実際には血流速に
より位相に変化をつける方式による血管イメージングに
おいては、位相歪があると、得られる画像に対して血管
以外の静止部分の消え残り等の悪影響を受ける。その原
因として次のようなものがある。

（・１）勾配磁場の立上りの誤差や、渦電流のための残
り勾配磁場によるＮＭＲ゛信号のサンプル位置原点ずれ （２）装置が持つ位相オフセット （３）静磁場不均一 前記の画１１１Ａと画像Ｂの２枚の画像の複素数の位相
を考える。画素の位相をｅｘＥｌ（ｉｅ（Ｘ、Ｖ））と
すると フローエンコード勾配が印加された場合の画像の位相は ｅＸｐ　　（ｉｅｌ　（ｘ、ｙ）） −ｅｘｐ（ｉｅｏ（Ｘ、Ｖ） ＋ｉθｔ（Ｘ、ｙ）＋ｉ　θ！＋　（×、ｙ）＋ｉθｐ
（Ｘ、Ｖ））　　　　　　　　　　・−（４）但し、Ｇ
０・・・装置の持つ位相オフセットθｌ・・・７０−エ
ンコード勾配以外の勾配による位相変化 θＢ・・・磁場不均一による位相変化 θＦ・・・フローエンコード勾配による位相変化 フローエンコード勾配が印加されない場合は、ｅ）Ｕ　
　（ｉｅ２　（Ｘ、Ｖ）１ −ｅｘｐ（ｉ　θ０　（×、ｙ） ＋１θ１（Ｘ　＊　Ｖ　）　＋ｉ　θａ（Ｘ、Ｖ））・
・・（５）２枚の画像の差を求めた位相差を表す位相画
像の位相は、 （４〉式−（５）式から ｅＸｌ）　（ｉｅｔ　　（Ｘ、Ｖ）） ・ｅｘｐ（−ｉθｚ（Ｘ、ｙ〉） −ｅｘｐ（ｉθＦ　（Ｘ、Ｖ））　　　　　　　−（６
）即ち、（６）式で明らかなように画像へと画像Ｂの２
枚の画像の差は７０−エンコード勾配による位相の変化
以外はすべて相殺される。このフローエンコード勾配に
よる位相変化θＦ　（×、ｙ）に含まれる位相変化は （１）流れによる位相変化 （２）フローエンコード勾配の立上がりと渦電流を原因
とする面積誤差による位相歪 （３）渦電流の場所依存性による位相歪等がある。求め
ている位相変化による画像は（１）の流れによる位相変
化であって、（２）、（３）の位相歪は不要のものでそ
の存在が悪影響を及ぼしている。この位相歪を含んだ画
像の一例を第６図に示す。（イ）図において、血管２０
はフローエンコード勾配による位相歪２１のために（ロ
）図に示す本来の血管２０の画像とは異なっている。

血流による位相変化の情報が失われないように全体の位
相歪を補正するのは困難であり、手間と時間のかかる作
業であった。

本発明は上記問題点に鑑みてなされたもので、その目的
は、フローエンコード勾配磁場を変化させて得られる２
枚の画像により作像する血管イメージングにおいて、様
々な原因による位相歪を一度に補正して歪のない画像を
得るＮＭＲ−ＣＴによる血管イメージング法を実現する
ことにある。

（課題を解決するための手段） 前記の課題を解決する本発明は、流速のある部分の時間
経過によって生ずる位相変化に基づいて作像する核磁気
共鳴画像診断装置による血管イメージング法において、
フローエンコード勾配を変化させたパルスシーケンスに
よって得た２枚の画像の差を求めて位相差を表す位相像
を得、該位相像から残留位相歪を演算して求め、前記２
枚の画像の任意の１枚の画像から減算し、得た画像と他
の１枚の画像とを前記残留歪を除去するように加減算を
行うことを特徴とするものである。

（作用） フローエンコード勾配を変えたパルスシーケンスで２枚
の画像を得てその差を求め、差の画像から残留歪を演算
して求め、前記２枚の画像の何れか一方から減算し、他
方との加減算を行う。

（実施例） 以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する
。

第２図は本発明の一実施例の方法を実施するための′ｌ
Ａｗ１のブロック図である。

図において、３１は内部に被検体を挿入するための空間
部分（孔）を有し、この空間部分を取巻くようにして、
被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コイルと勾配磁
場を発生する勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはＸ、Ｙ
、Ｚの３軸のコイルを備えている。）と被検体内の原子
核のスピンを励起するためのＲＦパルスを与えるＲＦ送
信コイルと被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイ
ル等が配置されているマグネットアセンブリである。

静磁場コイル、勾配磁場コイル、ＲＦ送信コイル及び受
信コイルは、それぞれ静磁場電源３２、勾配磁場駆動回
路３３、ＲＦ電力増幅器３４及び前置増幅器３５に接続
されている。シーケンス記憶回路３６は計算機３７から
の指令に従って伝急のビューで、ゲート変調回路３８を
操作（所定のタイミングでＲＦ発振回路３９のＲＦ出力
信号を変調）し、フーリエ変換法に基づ＜ＲＦパルス信
号をＲＦ電力増幅器３４からＲＦ送信コイルに印加する
。又、シーケンス記憶回路３６は、同じくフーリエ変換
法に基づくシーケンス信号によって勾配磁場駆動回路３
３を操作して、第５図に示すようにｘ、ｙ、ｚの３軸に
それぞれ勾配磁場を供給すると共にゲート変調回路３日
及びＡＤ変換器４１を操作する。４０はＲＦ発振回路３
９の出力を参照信号として、前置増幅器３５の受信信号
出力を位相検波する位相検波器である。この出力信号は
ＡＤ変換器４１においてディジタル信号に変換され、計
算機３７に入力される。−４２は計算１１１３７に梯々
のパルス・シーケンスの実現のための指示及び種々の設
定値等の入力をするための操作コンソールで、計算機３
７はそれに基づきシーケンス記憶回路３６の動作の切り
替えやメモリの書き替えをしたり、ＡＤ変換器４１から
の各データを用いて画像再構成演−算を行う。４３は計
算機３７で再構成された画像を表示する表示装置である
。

次に、上記のように構成された装置の動作を説明しなが
ら実施例の方法を説明する。

操作コンソール４２を操作してパルス・シーケンスのタ
イミング、ＲＦパルスの振幅、パルス幅等の設定を行い
、計算機３７に前記設定値に基づく信号を入力する。計
算機３７は前記設定値に基づいて制御信号を発生し、シ
ーケンス記憶回路３６に送る。シーケンス記憶回路３６
は前記の信号に基づき勾配磁場駆動回路３３をｉｌｌ　
ＩＩＩ　して所定のパルスシーケンスの勾配磁場を作ら
せ、又、ゲート変調回路３８を制御する。ゲート変調回
路３８はＲＦ発振回路３９で発振し出力されたＲＦ倍信
号設定されたパルス幅、振幅を有する信号に変調し、変
調ＲＦパルスをＲＦ電力増幅器３４に供給する。この変
調ＲＦパルスはＲＦ電力増幅！１３４において増幅され
、マグネットアセンブリ３１に静磁場電源３２によって
生ずる静磁場中において、勾配磁場駆動回路３３によっ
て各軸に与えられた勾配磁場と相俟って励起したスピン
を共鳴させる。

共鳴により生じたＳＥ倍信号、受信され、前置増幅器３
５によって増幅され、位相検波器４ｏに入力される。位
相検波器４０は、ＲＦ発振回路３９の出力を参照信号と
して入力ＮＭＲ信号を位相検波し、その出力信号をＡＤ
変換器４１に送る。ＡＤ変換器４１．においでディジタ
ル信号に変換されたＮＭＲ信号は、計算機３７において
スキャンシーケンスに応じた所定の処理により、画像再
構成されて表示装置４３により表示される。計算機３７
はシーケンス記憶回路３６の内容を書き換えることがで
き、これによって穫々のスキャンシーケンスを実現でき
る。

以上のＮＭＲ−ＣＴにおいて、操作コンソール４２に第
１図（イ）に示す通常のパルスシーケンスでスキャンし
、終れば第１図（ロ）の７０−エンコード勾配置６を付
加したパルスシーケンスでスキャンするように設定する
。２画像が得られれば計算機３７によって減算される。

得られたエコー信号には（６）式に示す７０−エンコー
ド勾配による位相変化θＦ　（ｘ、ｖ）を含んでおり、
このエコー信号によって得られる画像は第６図（イ）に
示すように血管２０と７０−エンコード勾配による位相
歪２１を含む画像である。この位相歪２１は７０−エン
コード勾配によるものなので、フローエンコード勾配を
印加した軸方向の方向依存性が支配的であって、それ以
外の方向に対する位相歪は僅かである。従って、実質的
には第７図のような位相歪の分布となる。図はフローエ
ンコード勾配をＸ軸に印加した場合を示したもので、Ｖ
軸に平行な線分ａ−ａ’で表わされる区間ａ−ａ′では
ｙ軸上の点に対し位相歪の量は等しい。

従って、７０−エンコード勾配による位相歪２１を除去
するにはＹ軸方向の線分ａ−ａ’上の位相の平均値を取
り、その線分上の位相を補正すればよい。区間ｂ−ｂ’
において、一般に血管はその周囲の部位に比べて細く、
区間ｂ−ｂ’の平均値を取れば、その平均値は血管２０
の位相変化分を無視することができ、その平均値を減す
ることにより第６図（ロ）のように血流による位相変化
の情報を損うことなく全体の位相歪を除くことができる
。

計算１３７はエコー信号を受けてＸ軸方向における前記
の（６）式に示される残留位相歪を求め、画像Ａ又は画
像Ｂのデータから減算し、再び２枚の原画像の加減を行
い、７０−エンコード勾配による位相歪を除去して画像
を再構成し、画像表示装置４３に表示させる。

尚、本発明は上記実施例の方法に限定されるものではな
く次のようにしてもよい。

■実施例では、例えば区間ｂ−ｂ’を直線として位相歪
の平均値を求める方法であったが、実際には直線ではな
い場合があるので、区間ｂ−ｂ′の曲線を関数の形で求
めて、その関数により区間ｂ−ｂ’を表し、ｘ軸の各点
について行うようにしてもよい。

■ｘ軸に平行で×ｙ平面に垂直な面で切断して、位相歪
の曲面のなす曲線の関数Δφ−「（×）を演算するよう
にしてもよい。これは第７図のｙ軸方向の位相歪の平均
値を用いてＸ軸方向の関数を求めたものと等価である。

■実施例では、通常のパルスシーケンスとフローエンコ
ード勾配によるパルスシーケンスによる画像によって行
ったが、フローエンコード勾配のパルス振幅を変えたも
のにしてもよい。実施例は一方がパルス振幅Ｏの特例で
ある。

■フローエンコード勾配はｘ軸に限らず、■軸又はＺ軸
に印加してもよい。

■フローエンコード勾配をＸ軸の一方向にのみ印加して
補正したが、Ｘ、ｙ、ｚ軸の３軸のうち２軸方向に印加
してもよい。

■パルスシーケンスは第１図のようにデイフェーズ勾配
と読み出し勾配を反転させる勾配反転法で行ったが、勾
配の反転を行わないで、１８０４パルスを用いて反転さ
せるパルスシーケンスによって行ってもよい。

（発明の効果） 以上詳細に説明したように、本発明によれば、！１場不
均−や装置による位相歪を消去すると共にフローエンコ
ード勾配による位相歪をも演算によって除去することが
でき、２画像のスキャンのみｔ位相歪を完全に除去する
ことが可能になった。

又、位相歪の除去は得られた画像データそのものを用い
て補正するので、予めファントム等でスキャンデータを
持っておく必要もない。更に、被検体の状態が変わって
もそれに左右されることがなく、ＮＭＲによる血管撮影
が容易に行えるようになり、実用上の効果は大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本Ｒ廚の方法を実施するために用いるパルスシ
ーケンスの図で、（イ）は通常のスピンワーブ法のパル
スシーケンスの図で、〈口）図はフローエンコード勾配
を用いたパルスシーケンスの図、第２図は本発明の方法
を実施する装置のブロック図、第３図はフローエンコー
ド勾配の説明図、第４図はＮＭＲ−ＣＴのパルス法の原
理説明図、第５１はＮＭＲ−ＣＴ１７）ｌｉ！１ＪＩａ
）パルスシーケンスを示す図、第６図はフローエンコー
ド法により求めた血管像の図で、（イ）は位相歪を含ん
だ血管像の因、〈口）は位相歪を含まない血管のみの画
像の図、第７図はｙ軸方向に−様な位相歪を持つ画像の
図、第８因はフローエンコード法による血管撮像の原理
図である。 １．２０・・・血管　　　　　１１・・・励起パルス１
２・・・デイフェーズ勾配　１３・・・読み出し勾装置
４・・・エコー信号　　　　１５・・・ワープ勾配２１
・・・フローエンコード勾配による位相歪３１・・・マ
グネットアセンブリ ３２・・・静磁場電源 ３３・・・勾配磁場駆動回路 ３４・・・ＲＦＦ力増幅器　　３５・・・前置増幅器３
６・・・シーケンス記憶回路 ３７・・・計算機　　　　　３８・・・ゲート変調回路
３９・・・ＲＦ発発註回路　４０・・・位相検波器４１
・・・ＡＤ変換器　　　４２・・・操作コンソール４３
・・・表示装置 特許出願人　横河メディカルシステム株式会社第１ −（イ） 図 （ロ） 第６図 （イ） （ロ） 繭７図 捕縄　８じコ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 流速のある部分の時間経過によって生ずる位相変化に基
   づいて作像する核磁気共鳴画像診断装置による血管イメ
   ージング法において、フローエンコード勾配を変化させ
   たパルスシーケンスによつて得た２枚の画像の差を求め
   て位相差を表す位相像を得、該位相像から残留位相歪を
   演算して求め、前記２枚の画像の任意の１枚の画像から
   減算し、得た画像と他の１枚の画像とを前記残留歪を除
   去するように加減算を行うことを特徴とする核磁気共鳴
   画像診断装置による血管イメージング法。