JPH03228744A - 核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置Info
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- JPH03228744A JPH03228744A JP2023973A JP2397390A JPH03228744A JP H03228744 A JPH03228744 A JP H03228744A JP 2023973 A JP2023973 A JP 2023973A JP 2397390 A JP2397390 A JP 2397390A JP H03228744 A JPH03228744 A JP H03228744A
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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。
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ＭＲＩ装置における流体イメージング方法（以
下、単に［流体イメージング方法」という）に関し、特
に人体内の血流イメージング等に好適な流体イメージン
グ方法に関する。
下、単に［流体イメージング方法」という）に関し、特
に人体内の血流イメージング等に好適な流体イメージン
グ方法に関する。
従来、ＭＲＩ装置による血流イメージング方法としては
、流れを感じるパルスシーケンスにより得られた画像と
、流れを感じないパルスシーケンスにより得られた画像
との２枚の画像のサブトラクションによって、血流部分
のみを抽出する例に代表されるように、性質の異なる複
数の画像から目的の画像を得る方法が一般に知られてい
る。
、流れを感じるパルスシーケンスにより得られた画像と
、流れを感じないパルスシーケンスにより得られた画像
との２枚の画像のサブトラクションによって、血流部分
のみを抽出する例に代表されるように、性質の異なる複
数の画像から目的の画像を得る方法が一般に知られてい
る。
その方法の１つとして、マグネチック、レゾナンスイン
メディシン、４ （１９８７）、第１９３−２０２頁（
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ Ｉｎ Ｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ４．ｐｐ、１９３−２０２（１９８７））
において論じられている方法があるが、この方法は、高
周波パルスを１８０＠、−９０’、−１８０″と印加す
るパルスシーケンスにおいて、最初の１８００パルスを
選択励起パルスにした場合と非選択励起パルスにした場
合の、２回の計測により得られる画像のサブトラクショ
ンにより血流画像を得る方法であり、非選択励起パルス
で励起された血液の領域内への流入骨が画像となるもの
である。
メディシン、４ （１９８７）、第１９３−２０２頁（
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ Ｉｎ Ｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ４．ｐｐ、１９３−２０２（１９８７））
において論じられている方法があるが、この方法は、高
周波パルスを１８０＠、−９０’、−１８０″と印加す
るパルスシーケンスにおいて、最初の１８００パルスを
選択励起パルスにした場合と非選択励起パルスにした場
合の、２回の計測により得られる画像のサブトラクショ
ンにより血流画像を得る方法であり、非選択励起パルス
で励起された血液の領域内への流入骨が画像となるもの
である。
また、ポーラストラッキング（Ｂｏｌｕｓ Ｔｒａｃｋ
ｉｎｇ）法は、スピンエコー法において９０６パルスに
よる選択面と１８０゜パルスによる選択面の位置、ある
いは、方向を変えることにより２度励起パルスを受けた
血液を画像にする方法である。この方法は、サブトラク
ション法と異なり１回の計測で血流を画像にすることが
できるが、逆にサブトラクション法に比べて画像となる
血流部分が少なく、従って、血管分布を知るためよりも
血液の移動距離とパルス印加の時間間隔から流速の計測
をするために用いられることが多い。
ｉｎｇ）法は、スピンエコー法において９０６パルスに
よる選択面と１８０゜パルスによる選択面の位置、ある
いは、方向を変えることにより２度励起パルスを受けた
血液を画像にする方法である。この方法は、サブトラク
ション法と異なり１回の計測で血流を画像にすることが
できるが、逆にサブトラクション法に比べて画像となる
血流部分が少なく、従って、血管分布を知るためよりも
血液の移動距離とパルス印加の時間間隔から流速の計測
をするために用いられることが多い。
上記従来技術のうち、サブトラクション法においては、
性質の異なる複数の画像が必要であり、目的の画像を得
るための計測時間が長くなるという問題があった。また
、ポーラストラッキング法においては、サブトラクショ
ンをする必要はないが、限られた領域の血流しか観察で
きず、血流投影として充分な血流が観察できないという
問題があった。
性質の異なる複数の画像が必要であり、目的の画像を得
るための計測時間が長くなるという問題があった。また
、ポーラストラッキング法においては、サブトラクショ
ンをする必要はないが、限られた領域の血流しか観察で
きず、血流投影として充分な血流が観察できないという
問題があった。
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的と
するところは、従来の技術における上述の如き問題を解
消し、１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが可
能な流体イメージング方法を提供することにある。
するところは、従来の技術における上述の如き問題を解
消し、１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが可
能な流体イメージング方法を提供することにある。
［課題を解決するための手段］
本発明の上記目的は、流体の流れる領域において、関心
領域を９０°高周波パルスを印加して選択励起した後、
流体を投影したい方向に傾斜磁場を印加して、励起した
磁化の位相を乱すことにより磁化を飽和させ、次に、領
域内に飽和していない新しい流体が流入した後、この流
体を励起し、更に投影方向と垂直方向にエンコード傾斜
磁場を印加し、投影方向およびエンコード傾斜磁場のい
ずれにも垂直な方向にリードアつト傾斜磁場を印加して
エコー信号を発生させ、この信号を処理することにより
流体の投影像を得ることを特徴とする流体イメージング
方法によって達成される。
領域を９０°高周波パルスを印加して選択励起した後、
流体を投影したい方向に傾斜磁場を印加して、励起した
磁化の位相を乱すことにより磁化を飽和させ、次に、領
域内に飽和していない新しい流体が流入した後、この流
体を励起し、更に投影方向と垂直方向にエンコード傾斜
磁場を印加し、投影方向およびエンコード傾斜磁場のい
ずれにも垂直な方向にリードアつト傾斜磁場を印加して
エコー信号を発生させ、この信号を処理することにより
流体の投影像を得ることを特徴とする流体イメージング
方法によって達成される。
本発明に係る流体イメージング方法では、ポーラストラ
ッキング法においてポーラスを発生する面とポーラスを
受ける面を同一にして、関心領域を最初に飽和した後、
領域内に流入してくる血液を励起すること、および、投
影方向を領域選択方向に対して垂直にすることにより、
１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが可能な方
法を実現している。
ッキング法においてポーラスを発生する面とポーラスを
受ける面を同一にして、関心領域を最初に飽和した後、
領域内に流入してくる血液を励起すること、および、投
影方向を領域選択方向に対して垂直にすることにより、
１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが可能な方
法を実現している。
すなわち、本発明に係る流体イメージング方法では、最
初の選択励起パルスとその直後に印加する投影方向の傾
斜磁場により、関心領域内の磁化を飽和させる。従って
、この領域内では、第２番目の高周波パルスの印加によ
り励起されるのは、流入する飽和していない流体のみと
考えることができる。また、第２番目に印加する高周波
パルスは、この流入してくる流体を励起するためのもの
である。
初の選択励起パルスとその直後に印加する投影方向の傾
斜磁場により、関心領域内の磁化を飽和させる。従って
、この領域内では、第２番目の高周波パルスの印加によ
り励起されるのは、流入する飽和していない流体のみと
考えることができる。また、第２番目に印加する高周波
パルスは、この流入してくる流体を励起するためのもの
である。
しかしながら、最初に印加する高周波パルスから次の高
周波パルスを印加するまでの間に、領域内の１度飽和し
た磁化も縦緩和により回復してくるため、回復した成分
については流入する流体とともに励起されてしまう。第
２番目の高周波パルスの後に印加する投影方向への傾斜
磁場は、この縦緩和により回復した成分の励起信号の位
相を乱して偽信号を減衰させ、正規の流体からのエコー
信号を強調させる働きをする。更に、２次元投影像とす
るために、エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場
を互いに直交する方向に印加する。
周波パルスを印加するまでの間に、領域内の１度飽和し
た磁化も縦緩和により回復してくるため、回復した成分
については流入する流体とともに励起されてしまう。第
２番目の高周波パルスの後に印加する投影方向への傾斜
磁場は、この縦緩和により回復した成分の励起信号の位
相を乱して偽信号を減衰させ、正規の流体からのエコー
信号を強調させる働きをする。更に、２次元投影像とす
るために、エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場
を互いに直交する方向に印加する。
これにより、１回の計測で血流の２次元投影像を得るこ
とが可能な流体イメージング方法が実現できる。
とが可能な流体イメージング方法が実現できる。
［実施例〕
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。
。
第２図に、本発明を適用するＭＲＩ装置の構成の概略を
示す。本装置は、静磁場を発生するコイルｌと、傾斜磁
場を発生するコイル２と、高周波パルスを送信し、エコ
ー信号を受信するプローブ３と、傾斜磁場および・高周
波パルスの電源４と、計算機５から構成されている。ま
た、６は被検体を示している。
示す。本装置は、静磁場を発生するコイルｌと、傾斜磁
場を発生するコイル２と、高周波パルスを送信し、エコ
ー信号を受信するプローブ３と、傾斜磁場および・高周
波パルスの電源４と、計算機５から構成されている。ま
た、６は被検体を示している。
傾斜磁場、高周波パルスおよび信号取り込みの制御は、
パルスシーケンスに従って、計算機５を介して行われる
。ここでは、第３図に示す如く、血管７内を流れる血液
が、Ｚ方向に垂直な面を横切って流れるものとし、この
血液の投影像を得るとする。なお、投影方向はＸ方向と
する。
パルスシーケンスに従って、計算機５を介して行われる
。ここでは、第３図に示す如く、血管７内を流れる血液
が、Ｚ方向に垂直な面を横切って流れるものとし、この
血液の投影像を得るとする。なお、投影方向はＸ方向と
する。
第１図に、本発明の第一の実施例におけるパルスシーケ
ンスを示す。以下、これに基づいて、本実施例の動作を
説明する。
ンスを示す。以下、これに基づいて、本実施例の動作を
説明する。
まず、９０°高周波パルス１１と Ｚ方向に磁場強度が
変化する傾斜磁場（Ｇ ｚ ）＋２を印加して計測した
い領域を励起する。高周波パルスと傾斜磁場を同時に印
加することで、関心領域を選択的に励起することができ
る。上述の領域選択幅は視野の大きさと等しくなるよう
に設定する。
変化する傾斜磁場（Ｇ ｚ ）＋２を印加して計測した
い領域を励起する。高周波パルスと傾斜磁場を同時に印
加することで、関心領域を選択的に励起することができ
る。上述の領域選択幅は視野の大きさと等しくなるよう
に設定する。
次に、投影方向であるＸ方向に磁場強度が変化する傾斜
磁場（Ｇ ｘ ）１３を印加して、選択した領域内の磁
化の位相を乱すことにより、磁化を飽和させる。その後
、次の高周波パルス１４を印加するまでＴＩ待時間つ。
磁場（Ｇ ｘ ）１３を印加して、選択した領域内の磁
化の位相を乱すことにより、磁化を飽和させる。その後
、次の高周波パルス１４を印加するまでＴＩ待時間つ。
その間に領域内に飽和していない新しい血液が流入する
。最初の高周波パルスＩＩ印加から、時間ＴＩ後に高周
波パルス１４とＺ方向への傾斜磁場（ＧｚＮ５を印加し
て、領域内に流入してきた血液を励起する。
。最初の高周波パルスＩＩ印加から、時間ＴＩ後に高周
波パルス１４とＺ方向への傾斜磁場（ＧｚＮ５を印加し
て、領域内に流入してきた血液を励起する。
更に、Ｚ方向にエンコード傾斜磁場（ＧｚＨ６とＹ方向
にリードアウト傾斜磁場（Ｇ ｙ ）１７を印加して、
エコー信号１８を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向へ
の血流投影図が得られる。この時、Ｙ方向に印加するリ
ードアウト傾斜磁場（Ｇ ｙ ）＋７は、フローコンペ
ンセイト傾斜磁場と呼ばれる。このフローコンペンセイ
ト傾斜磁場の働きは、速度による位相の回転を補償する
ことにあり、傾斜磁場の時間積分値がＯになったとき、
エコー信号１８が発生する。
にリードアウト傾斜磁場（Ｇ ｙ ）１７を印加して、
エコー信号１８を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向へ
の血流投影図が得られる。この時、Ｙ方向に印加するリ
ードアウト傾斜磁場（Ｇ ｙ ）＋７は、フローコンペ
ンセイト傾斜磁場と呼ばれる。このフローコンペンセイ
ト傾斜磁場の働きは、速度による位相の回転を補償する
ことにあり、傾斜磁場の時間積分値がＯになったとき、
エコー信号１８が発生する。
また、時間ＴＩの間に、縦緩和により回復してくる領域
内の磁化成分は、第２番目の高周波パルスの印加により
励起されるので、偽信号の原因となる。この第２番目の
高周波パルスの印加後、投影方向（Ｘ方向）に印加する
傾斜磁場（ＧｘＮ９は、上述の偽信号を減衰するための
ものである。
内の磁化成分は、第２番目の高周波パルスの印加により
励起されるので、偽信号の原因となる。この第２番目の
高周波パルスの印加後、投影方向（Ｘ方向）に印加する
傾斜磁場（ＧｘＮ９は、上述の偽信号を減衰するための
ものである。
ここで、投影方向への関心領域の厚さに対して細い血管
内の血液は、この傾斜磁場の影響が少なく、従って、血
液からの信号のみを抽出することができる。逆に言えば
、関心領域の厚さは、血流イメージングを行う対象血管
の寸法より、充分大きいことが必要である。
内の血液は、この傾斜磁場の影響が少なく、従って、血
液からの信号のみを抽出することができる。逆に言えば
、関心領域の厚さは、血流イメージングを行う対象血管
の寸法より、充分大きいことが必要である。
第二の実施例として、第４図に、飽和した領域内に流入
した血液を励起後、更に反転パルスによってリフオーカ
スして、エコー信号を得るためのパルスシーケンスを示
す。先に示した第一の実施例と同じく、血液は第３図に
示すようにＺ方向に垂直な面を横切るものとし、この血
液の投影像を得るものとする。投影方向は、Ｘ方向とす
る。
した血液を励起後、更に反転パルスによってリフオーカ
スして、エコー信号を得るためのパルスシーケンスを示
す。先に示した第一の実施例と同じく、血液は第３図に
示すようにＺ方向に垂直な面を横切るものとし、この血
液の投影像を得るものとする。投影方向は、Ｘ方向とす
る。
まず、９０°高周波パルス２１と Ｚ方向への傾斜磁場
（Ｇｚ）２２を印加して、計測したい領域を励起する。
（Ｇｚ）２２を印加して、計測したい領域を励起する。
上記領域選択幅は、視野の大きさと等しくなるように設
定する。
定する。
次に、投影方向であるＸ方向に傾斜磁場（Ｇｘ）２３を
印加して、選択した領域内の磁化の位相を乱すことによ
り、磁化を飽和させる。その後、次の高周波パルス２４
を印加するまで、ＴＩ待時間つ。
印加して、選択した領域内の磁化の位相を乱すことによ
り、磁化を飽和させる。その後、次の高周波パルス２４
を印加するまで、ＴＩ待時間つ。
その間に、領域内に飽和していない新しい血液が流入す
る。
る。
最初の高周波パルス２１の印加から、時間ＴＩ後に非選
択励起の９０°高周波パルス２４を印加して、領域外お
よび領域内に流入してきた血液を励起する。領域外の血
液も同時に励起することにより、次のりフォーカスパル
ス２７を印加するまでの間、更に領域内に流入してくる
血液についても、リフオーカスすることができる。９０
゜高周波パルスを印加して時間ＴＥ／２後に＋８０°高
周波パルス２７と２方向への傾斜磁場（Ｇｚ）２８を印
加して、領域内の磁化をリフオーカスする。
択励起の９０°高周波パルス２４を印加して、領域外お
よび領域内に流入してきた血液を励起する。領域外の血
液も同時に励起することにより、次のりフォーカスパル
ス２７を印加するまでの間、更に領域内に流入してくる
血液についても、リフオーカスすることができる。９０
゜高周波パルスを印加して時間ＴＥ／２後に＋８０°高
周波パルス２７と２方向への傾斜磁場（Ｇｚ）２８を印
加して、領域内の磁化をリフオーカスする。
更に、Ｚ方向にエンコード傾斜磁場（Ｇｚ）２９とＹ方
向にリードアウト傾斜磁場（Ｇｙ）３０を印加して、エ
コー信号３２を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向への
血流投影図が得られる。なお、このとき、１８０′高周
波パルス２７の前後に印加するＹ方向へのリードアウト
傾斜磁場（Ｇ ｙ ）２５および２８は、先に示した第
一の実施例と同じくフローコンペンセイト傾斜磁場であ
る。
向にリードアウト傾斜磁場（Ｇｙ）３０を印加して、エ
コー信号３２を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向への
血流投影図が得られる。なお、このとき、１８０′高周
波パルス２７の前後に印加するＹ方向へのリードアウト
傾斜磁場（Ｇ ｙ ）２５および２８は、先に示した第
一の実施例と同じくフローコンペンセイト傾斜磁場であ
る。
また、１８０°高周波パルスの前後に印加するＸ方向へ
の傾斜磁場（Ｇ ｘ ）２６および３１は、時間ＴＩの
間に、縦緩和により回復する磁化が発生する偽信号と、
静磁場および高周波パルスの不均一により発生する偽信
号を減衰させるためのものである。
の傾斜磁場（Ｇ ｘ ）２６および３１は、時間ＴＩの
間に、縦緩和により回復する磁化が発生する偽信号と、
静磁場および高周波パルスの不均一により発生する偽信
号を減衰させるためのものである。
ただし、これらの傾斜磁場の時間積分値が、＋８０’高
周波パルス２７の前後において等しくなる場合には、最
後の偽信号に関して効果を有さないことになるので、こ
こでは、１８０°高周波パルス２７の前後において上述
の傾斜磁場の時間積分値が等しくならないようにしてい
る。
周波パルス２７の前後において等しくなる場合には、最
後の偽信号に関して効果を有さないことになるので、こ
こでは、１８０°高周波パルス２７の前後において上述
の傾斜磁場の時間積分値が等しくならないようにしてい
る。
上述の実施例は、いずれも本発明の一例を示すものであ
り、本発明はこれに限定されるべきものではない。例え
ば、本発明は、人体内の血流イメージングに限らず、他
の流体イメージングにも適用可能なものである。
り、本発明はこれに限定されるべきものではない。例え
ば、本発明は、人体内の血流イメージングに限らず、他
の流体イメージングにも適用可能なものである。
以上、詳細に説明した如く、本発明によれば、最初に関
心領域内の磁化を飽和させた後、当該領域内に流入して
くる流体から発生するエコー信号を得るようにしたので
、１回の計測により直接流体を抽出することが可能な流
体イメージング方法を実現できるという顕著な効果を奏
する。
心領域内の磁化を飽和させた後、当該領域内に流入して
くる流体から発生するエコー信号を得るようにしたので
、１回の計測により直接流体を抽出することが可能な流
体イメージング方法を実現できるという顕著な効果を奏
する。
また、領域選択幅を広くして、投影方向を領域選択方向
に対して垂直方向にしているため、ポーラストラッキン
グ法では得られにくい広範な領域の流体投影像を得るこ
とが可能になるという効果もある。
に対して垂直方向にしているため、ポーラストラッキン
グ法では得られにくい広範な領域の流体投影像を得るこ
とが可能になるという効果もある。
第１図は本発明の一実施例のパルスシーケンスを示す図
、第２図は本発明を適用するＭＲＩ装置の概略構成を示
す図、第３図は実施例を説明するための模式図、第４図
は本発明の第二の実施例のパルスシーケンスを示す図で
ある。 ｌ・静磁場発生コイル、２ 傾斜磁場発生コイル、３．
プローブ、５・計算機、６：被検体、７血管、８．関心
領域、９．非選択領域。 第 ２ 図 ”（下！■［コ 第 図
、第２図は本発明を適用するＭＲＩ装置の概略構成を示
す図、第３図は実施例を説明するための模式図、第４図
は本発明の第二の実施例のパルスシーケンスを示す図で
ある。 ｌ・静磁場発生コイル、２ 傾斜磁場発生コイル、３．
プローブ、５・計算機、６：被検体、７血管、８．関心
領域、９．非選択領域。 第 ２ 図 ”（下！■［コ 第 図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、流体の流れる領域において、関心領域を９０゜高周
波パルスを印加して選択励起した後、流体を投影したい
方向に傾斜磁場を印加して、励起した磁化の位相を乱す
ことにより磁化を飽和させ、次に、領域内に飽和してい
ない新しい流体が流入した後、この流体を励起し、更に
投影方向と垂直方向にエンコード傾斜磁場を印加し、投
影方向およびエンコード傾斜磁場のいずれにも垂直な方
向にリードアウト傾斜磁場を印加してエコー信号を発生
させ、この信号を処理することにより流体の投影像を得
ることを特徴とするＭＲＩ装置による流体イメージング
方法。 ２、前記領域内に飽和していない新しい流体が流入した
後、この流体を、第２番目高周波パルスの印加によって
励起した後、グラディエントエコー信号を発生させ、こ
の信号を処理することにより流体の投影像を得ることを
特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置による流体イメー
ジング方法。 ３、前記領域内に飽和していない新しい流体が流入した
後、この流体を、第２番目の９０゜高周波パルスの印加
によって励起した後、更に１８０゜反転高周波パルスを
印加してリフォーカスすることによりエコー信号を発生
させ、この信号を処理することにより流体の投影像を得
ることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置による流
体イメージング方法。４、前記領域内に飽和していない
新しい流体が流入した後、この流体に、第２番目の高周
波パルスを印加した後、投影方向に傾斜磁場を印加して
、縦緩和により飽和後回復してくる領域内の磁化による
偽エコー信号を減衰させることを特徴とする請求項１〜
３のいずれかに記載のＭＲＩ装置による流体イメージン
グ方法。 ５、前記関心領域の厚さを、流体イメージングを行う流
体通路の寸法より、充分大きくとることを特徴とする請
求項４記載のＭＲＩ装置による流体イメージング方法。
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