JPH0622935A - くし形励起及びフーリエ速度符号化を用いた多点流体流れ定量測定方法 - Google Patents

くし形励起及びフーリエ速度符号化を用いた多点流体流れ定量測定方法

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JPH0622935A
JPH0622935A JP5044317A JP4431793A JPH0622935A JP H0622935 A JPH0622935 A JP H0622935A JP 5044317 A JP5044317 A JP 5044317A JP 4431793 A JP4431793 A JP 4431793A JP H0622935 A JPH0622935 A JP H0622935A
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amplitude
flow
pulse
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Charles L Dumoulin
チャールズ・ルシアン・デュモウリン
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General Electric Co
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General Electric Co
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 選ばれた管内の流体の速度の分布を作像する
と共に定量的に測定する方法を提供する。 【構成】 磁界勾配内でｒｆ励振パルス６２を印加し
て、被検体の多数の領域４４，４６，４８の核磁気共鳴
を励振する。ｒｆ励振パルスは幾つかの周波数帯３６，
３７，３８を持ち、周波数帯の合間の周波数は実質的に
振幅がない。各々の周波数帯は、各領域からの信号を分
離することが出来る様にオフセットした一意的な位相角
で符号化されている。励振された領域が、その流速に基
づいて、第２の軸に沿ってフーリエ速度符号化される。
読出し勾配の存在のもとに再び放射された信号を収集し
て、選ばれた軸に沿った分解能を求めて、速度プロフィ
ールを再生する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】
【０００２】
【発明の分野】この発明は被検体の管内の流体の流れ
（例えば血管内の血液の流れ）の定量測定、更に具体的
に云えば、磁気共鳴作像を用いた流体の流れの定量測定
に関する。
【０００３】
【関連技術の説明】磁気共鳴（ＭＲ）による被検体内の
流体の流れの作像が、飛行時間（time-of-flight）現
象、及び速度によって誘起された移相現象に基づいた種
々の方式を用いて実証されている。こう云う方式の多く
が、血管造影法又は脈管系の作像に用いられている。血
管造影法が、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌１１：
３５（１９８９年）所載のＣ．Ｌ．ジュムーラン、Ｈ．
Ｅ．クライン、Ｓ．Ｐ．スーザ他の論文「スピン飽和を
用いた３次元飛行時間磁気共鳴血管造影法」、及びＭａ
ｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌９：１３９（１９８９
年）所載のＣ．Ｌ．ジュムーラン、Ｓ．Ｐ．スーザ、
Ｍ．Ｆ．ウォーカ他の論文「３次元位相コントラスト血
管造影法」に記載されている。
【０００４】上に述べたＭＲ血管造影方法は、形態学的
には優れた細部が得られるが、流れの定量的な情報を求
めるのが困難な場合が多い。これは、容積要素（voxel
）と呼ばれる所定の容積の要素が、検出又はデータ収
集過程で互いに干渉する速度の分布を含むことがあるか
らである。
【０００５】余り知られていないが、血管造影法以外の
幾つかの方式が提案されている。例えば、Ｍａｇｎ．Ｒ
ｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌２：５５５（１９８５年）所載の
ファインバーグＤ．Ａ．、クルックスＮ．Ｅ．、シェル
ドンＰ．他の論文「流体の流れの速度ベクトル成分の磁
気共鳴作像」に記載されている様な運動に関係した移相
を行なう流れ符号化勾配を使うことにより、流れを定量
することが出来る。ファインバーグ他によって提案され
たフーリエ符号化速度測定は、スピン捩れ形作像パルス
順序を用い、これは速度を定量する為に、流れに敏感な
位相符号化勾配パルスを用いている。ファインバーグの
方法の変形が、１９９１年２月７日に出願された発明の
名称「円筒形に局在化したフーリエ速度符号化を用いた
血液の流れの定量測定」と云う米国特許出願通し番号第
６５１，８７２号（特願平４−４７７１４号）に記載さ
れている。
【０００６】ファインバーグ他によるものは、流れる血
液の速度の空間的な表示を作るが、１次元だけである。
選ばれた管内の流体の流れ、及び同じ管内の幾つもの場
所に於ける流れを決定する正確で信頼性のある非侵入形
の方法を提供する必要がある。
【０００７】更に、血液の流れの測定は、所定の血管の
血液力学性のよい表示である。こう云う血液力学性が、
種々の異常及び疾病を診断する際に医学の用途では重要
である。侵入形の方式を使わずに、血液力学性を収集す
ることが役に立つ。
【０００８】
【発明の要約】この発明は、ＭＲ作像を使うことによ
り、従来達成出来たよりも、流体の流れを測定する更に
選択性のある方法を提供する。この方法は、作像しよう
とする被検体に均質な磁界を印加し、複数個の磁気共鳴
走査を実施し、その後流体の流速を計算する為にデータ
を再生することによって、流体の流れの定量測定を行な
う。走査は、最初にくし形ＮＭＲ励振（comb NMR excit
ation ）を被検体の内、作像しようとする部分に印加す
ることによって実行される。被検体のくし形ＮＭＲ励振
は、磁界勾配を印加すると共に、複数個の相隔たる周波
数帯を持つｒｆパルスを印加することによって行なわ
れ、各々の周波数帯が被検体のある領域を励振する。ｒ
ｆ励振信号は、周波数帯内にある周波数の振幅が、隣り
合う周波数帯の合間にある周波数の振幅に較べて大きく
なるようにする。各々の周波数帯が一意的な位相角を用
いて符号化され、信号を領域によって分離することが出
来る様にする。
【０００９】次に、流れを測定しようとする方向に沿っ
て、流れ符号化磁界勾配を印加する。流体の速度を符号
化する為に、流れ符号化磁界勾配パルスが２つのローブ
を持ち、各々のローブは、振幅対持続時間曲線の下の面
積が同じであるが、反対の極性を持つ。走査を何回も繰
返し、流れ符号化磁界勾配は一定の予定の振幅を各々の
走査に対して持つが、相次ぐ走査では振幅が異なる。
【００１０】最後に、被検体から再び放射されたＮＭＲ
信号をアンテナで感知することによってデータを収集
し、後で再生する為に記憶する。ｒｆ信号データを記憶
し、流れ符号化磁界勾配の別の振幅の値に対して、この
走査全体を繰返す。一旦全てのデータが収集されたら、
走査データの２次元フーリエ変換を実施して、流体速度
プロフィールを再生する。この流体速度プロフィール
は、作像される管の断面直径と組合せると、管を通る流
体の流量を計算する為に使うことが出来る。
【００１１】
【発明の目的】この発明の目的は、流れの正確な定量測
定を計算することが出来る様な、生体内の流体の流れを
ＮＭＲ方式によって作像する改良された方法を提供する
ことである。
【００１２】この発明の別の目的は、運動を持たない材
料を抑圧しながら、運動を持つ材料をＮＭＲ方式によっ
て作像する方法を提供することである。
【００１３】この発明の別の目的は、運動の低次微分に
よって記述される原子核の像を抑圧しながら、運動の２
次微分又は運動の更に高次の微分によって記述される原
子核のＮＭＲ作像を行なうことである。
【００１４】この発明の新規と考えられる特徴は、特許
請求の範囲に記載してあるが、この発明自体の構成、作
用及びその他の目的並びに利点は、以下図面について説
明する所から最もよく理解されよう。
【００１５】
【好ましい実施例の詳しい説明】１９８４年２月１４日
にエーデルシュタイン他に付与された米国特許第４，４
３１，９６８号、１９８７年１１月１０日にジュムーラ
ンに付与された同第４，７０６，０２４号、及び１９８
９年１月１０日にジュムーランに付与された同第４，７
９６，６３５号を参考のためにこゝで引用しておく。
【００１６】分子の原子核内にあるペアをなしていない
自由な回転運動をする陽子（スピン）は、普通は図１に
示す様な水素原子核１０，１１，１２であるが、磁界Ｂ
0 内で互いに揃って、それらの軸線が磁界の周りに歳差
運動をする。スピン１０，１１，１２は、スピンのポピ
ュレーションのサンプルを表わす。スピンのポピュレー
ションがあるから、整合したスピンの巨視的な全体が、
磁界Ｂ0 に沿った正味の縦方向の磁化３１を生ずる。ポ
ピュレーション全体１０，１１，１２の正味の和によ
り、小さい横方向の磁化（Ｍxy）３２も生ずる。正味の
横方向の磁化３２は、同調した無線周波数（ｒｆ）パル
ス又は外部磁界によって加えた力により、強制的にスピ
ン１０，１１，１２を磁界Ｂ0 と整合しなくさせること
によって、増加することが出来る。即ち、予定の強さの
磁界が存在するもとで加えられたｒｆパルスにより、ス
ピンの励振又は共鳴が起こり、図２のスピン１４，１
５，１６で示す様に、スピンのＭxyが増加する。
【００１７】図３は、図２の横方向磁化ベクトル３２
が、サンプル内の所定の場所で回転する時のその一成分
の振幅対時間線図である。ベクトルは期間５４の間、特
定の一定の周波数で回転する。期間５５の間に、磁界勾
配パルス５７が印加され、勾配パルス５７の振幅に応じ
て、横方向磁化３２の周波数又は位相変化率を増加す
る。図３の期間５６の間、横方向磁化がもとの周波数に
戻るが、位相が増加しており、図示の場合は９０°増加
している。これは位相の進展（phase evolution ）と呼
ばれる。勾配パルス５７の極性を逆転すれば、移相（位
相シフト）に逆の影響があり、位相が９０°遅れること
に注意されたい。
【００１８】図２の各々のスピン１４，１５，１６の線
形の位相の進展は、磁界勾配に沿ったスピンの位置、そ
れに印加された勾配の振幅、及びそれが印加されている
時間（又は勾配パルス・ローブ５７の下にある面積）に
直接的に関係する。不動のスピンの移相はローブの面積
５７に正比例する。
【００１９】図４は、点２６にあるスピン１７が速度４
１で点２７に向って動いていることを示している。時刻
ｔ＝ｔ0 にスピン１７が点２６にある時、空間的な次元
ｘに沿って負の磁界勾配２２を印加する。時刻ｔ＝ｔ1
にスピン１７が点２７にある時、正の勾配２３を印加す
る。この正の勾配２３は、負の勾配２２をかけたまゝに
しておいた期間と略同一の期間にわたってかけておく。
両方の勾配２２，２３が印加されている期間全体にわた
り、スピン１７は、勾配２２及び勾配２３によって生ず
る位相の進展を受ける。勾配２３によって誘起される移
相は、勾配２２によって誘起されるものと略反対であ
る。これは、勾配の振幅の極性２４，２５は実質的に反
対であるが、スピン１７の物理的な変位の為に正確に反
対ではないからである。勾配２２，２３で構成された両
極性の勾配を印加したことによって生じた合計の移相
は、スピン１７の速度に正比例する。点２７及び２６の
間を反対向きに移動するスピンは、スピン１７とは正確
に反対の位相の進展を受ける。
【００２０】スピン１８の様に、勾配２２又は２３に沿
った方向に移動していないスピンは、最初に時刻ｔ＝ｔ
0 に負の勾配２２を受け、その後時刻ｔ＝ｔ1 に同じ大
きさの正の勾配２３を受ける。正及び負の勾配による位
相の進展は互いに相殺されて消える。従って、図４は、
時刻ｔ＝ｔ0 に印加された空間的な勾配２２、及び時刻
ｔ＝ｔ1 に、最初に印加されたのとは反対の第２の空間
的な勾配２３を持つ磁界に沿って移動するスピン１７の
速度は、位相の進展によってスピンの速度を符号化する
為に使うことが出来ることを示している。更に図４は、
空間的に印加された勾配の方向に沿った速度を持たない
スピン１８は、磁界勾配の効果が相殺される為に、余分
の位相の進展を受けないことを示している。
【００２１】両極性磁界勾配が存在するもとでの横方向
のスピンの磁化の運動によって誘起された移相φ（運
動）は次の様に表わすことが出来る。
【００２２】 φ（運動）＝γＶＴＡｇ （１） こゝでγは所定の元素に特定の磁気回転比であり、Ｖは
図４に示す様に、勾配パルスの方向と平行なスピンの速
度４１の成分４２である。Ｔは、それに沿った流れを測
定しようとする線に沿って印加された磁界勾配５３のロ
ーブの中心の間の時間として図５に示されており、Ａｇ
は、両極性パルスの１つのローブの面積５１，５２（す
なわち、勾配の強さ×印加持続時間）である。式（１）
は、ジャーク（jerk）と呼ばれる距離の３次微分及び加
速度の様な運動の高次から起こり得る移相を無視してい
る。
【００２３】図６は、磁気共鳴作像装置のｒｆコイル及
び磁界勾配コイルを駆動するのに使われるパルス順序を
示す線図である。この実施例の順序は多数の主フレーム
５５を含み、各々の主フレーム５５は期間ＴＲだけ隔た
った多数の副フレーム６０を持っている。この順序は、
流体の流れの像を作る為に、ｒｆパルス及び磁界勾配の
予定の強さを用いている。
【００２４】スピンの空間的な局在化は、作像する被検
体の特定の所望の区域のスピンを励振する様に、ｒｆパ
ルス及び磁界勾配を選ぶことによって行なうことが出来
る。
【００２５】図７は、空間的な次元ｚにつれて直線的に
変化する磁界勾配を示す。この磁界勾配を受ける材料中
にある原子核（スピン）が、印加された磁界（Ｂ0 ）に
関係する周波数で歳差運動をする。位置ｚ0 にあるスピ
ンはｆ0 の設定周波数で歳差運動し、ｚ1 のスピンは周
波数ｆ1 で歳差運動し、ｚ2 にあるスピンは周波数ｆ2
で歳差運動をする。歳差運動の周波数と同じ周波数を持
つｒｆの刺激がスピンに印加されると、スピンがこの周
波数で共鳴し、余分のエネルギを得る。ｒｆ刺激は、特
定の領域にあるスピンを選択的に共鳴させる様に選ぶこ
とが出来る。
【００２６】図８には、ｒｆ刺激のスペクトル３４が示
されている。ｒｆ刺激３４は３つの周波数帯を持ち、こ
れらの周波数帯は、周波数帯の合間にあるｒｆ刺激の振
幅に較べて、かなり大きい振幅を持っている。周波数帯
は周波数ｆ0 ，ｆ1 ，ｆ2 を中心としている。図７に示
す様な磁界勾配内にあるスピンにｒｆ刺激を印加するこ
とにより、周波数帯３６は領域４４を共鳴させる。領域
４４は位置ｚ0 を中心としており、印加された周波数帯
３６の帯域幅に比例する幅を持っている。同様に、周波
数帯３８が、位置ｚ1 に中心を持つ領域４６を共鳴させ
る。周波数帯４２が領域４８を共鳴させる。磁界勾配及
びｒｆ刺激の周波数スペクトル３４の形状により、被検
体の共鳴は、図９に示す様に、被検体の３つの幾何学的
な「薄板（slab）」８１ａ，８１ｂ，８１ｃに局在化す
ることが出来る。図８に示す各々の周波数帯は実質的に
矩形の形を持っており、これは時間領域ではｓｉｎ ｘ
／ｘすなわちｓｉｎｃ形に変換される。図６のｒｆパル
ス６２は、見易くする為、１つの周波数帯だけを示す。
３つの周波数帯を持つｒｆ刺激６２の実際の形は、何れ
も１つの周波数帯に関係する３つの変調されたｓｉｎｃ
パルスの重畳である複雑な波になる。
【００２７】当業者であれば、くし形変調を他のｒｆ及
び勾配波形に加えて、円筒、球等の様なこの他の形をし
た励振輪郭を同時に励振することが出来ることは明らか
であろう。
【００２８】図８のｒｆパルスが３つの周波数によって
変調されて、３つの薄板が励振される様にする。ｒｆパ
ルスの変調は、Ｊ．Ｃｏｍｐ．Ａｓｓｔ．Ｔｏｍｏｇ
ｒ．誌１２：１０２６（１９８８年）所載のＳＰスー
ザ、Ｊズモースキー、ＣＬジュムーラン他の論文「ＳＩ
ＭＡ：ハダマール符号化励振によるＭＲ像の同時多重ス
ライス収集」に記載される様なハダマール（Hadamard）
符号化方式によって行なうことが出来るし、或いはＪ．
Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｉｍａｇ．誌１：４５７（１９
９１年）所載のＧＨグローバの論文「位相オフセット多
重平面（ＰＯＭＰ）容積作像：新しい方式」に報告され
る更に一般的な形で行なうことが出来る。
【００２９】図９に示す様に、３つの幾何学的な薄板８
１ａ，８１ｂ，８１ｃが励振されて局在化される。共鳴
するスピンからの信号が互いに重畳されているから、各
々の薄板からの信号を分離する手段が必要である。この
発明は位相符号化を用いる。図８に示すｒｆ刺激は、符
号化しなければならない３つの帯を持っている。ｆ0を
中心とする第１の帯３６は−１２０°の位相オフセット
を持つ。ｆ1 を中心とする第２の帯３７は０°の位相オ
フセットを持つ。ｆ2 を中心とする第３の帯３８には１
２０°の位相オフセットが与えられる。選ばれた移相増
分は各々の薄板に対して一意的であり、手順の間に変化
しない。移相増分の選び方が、各々の薄板からの位相符
号化次元に於ける信号の強度の変位を決定する。信号が
収集された時、どの薄板から信号が来たかを決定するこ
とが可能になる。図１０には、１から１１までの番号を
つけた１１個の薄板を持つくし形励振ｒｆパルスに対す
る見本としての１組の移相増分（度数単位で表わす）が
示されている。
【００３０】スピンが励振された後、図６の選択勾配パ
ルス６３の後半分によって起こるスピンの位相外れを勾
配パルス６４を印加することによって集束し直す。勾配
パルス６４は、選択勾配６３の後半分と同じ面積を持つ
が、反対の極性を有する。
【００３１】薄板がｒｆパルスで励振された後、それら
を速度符号化する。この発明は、図６に用いるパルス順
序６１を用いたフーリエ速度符号化を利用する。
【００３２】図９に戻って説明すると、ベクトル８３で
示される様な流体の流れを符号化する為に、この発明
は、その中での流れを測定しようとする方向に沿って印
加された流れ符号化磁界勾配を用いる。これがベクトル
８６で示されている。これによってスピンの位相の進展
が起こり、速度が一層高いスピンは速度が一層低いスピ
ンよりも一層速く進展する。式（１）を使うと、図４の
サンプルのスピン１７，１８の速度４２は、移相を決定
することが出来れば、定量的に測定することが出来る。
都合の悪いことに、ある空間的な領域からのＭＲ信号は
スピンの集合から来る。これらのスピンが動いている
と、その速度は１種類の速度ではなく、ある分布を持つ
ことを特徴とする。この分布は、成分のスピンの信号の
位相を相殺させ、こうして信号が失われる程広いことが
ある。
【００３３】データ収集の時に、スピン速度が互いに干
渉し合う問題を解決する１つの方法は、普通の像の１つ
の空間的な次元を速度次元に変換することである。これ
は、速度データ（並びにその分布）を測定し得る次元を
増やすことである。
【００３４】この発明は、フーリエ変換が再生の時に成
分速度を分離して信号が失われるのを防止する性質を利
用する。これは例えば、一連の励振を使って、図５の次
第に一層大きくなる流れ符号化勾配５１，５２、図６の
６１又は図５に示す様な一層大きな隔たりＴを加え、再
び放射されたデータを標本化することによって行なわれ
る。これによって、多数の流れ符号化勾配の振幅に対し
て、データを収集することが出来る。その後フーリエ変
換を使って、その変調周波数によって種々の速度成分を
分離し、速度の関数として信号の強度を示すデータ・ベ
クトルを発生する。図６の両極性の流れ符号化勾配波形
６１は、何れも異なる振幅を持つ一連の波形の内の１つ
であることが認められよう。
【００３５】この発明は、前に引用したファインバーク
他が提案したフーリエ符号化速度測定と若干似ている
が、この発明で利用するパルス順序は、ファインバーク
他のパルス順序とは異なる。くし形磁界による励振及び
独立の流れ符号化形式は、ファインバーク他では用いら
れていない。
【００３６】図６に示し、図９のベクトル８２で表わす
様に、励振された薄板の平面内で読出し磁界勾配６５を
印加することによって、データを収集する。図４に示し
たスピン１７，１８が、励振状態にあって、図９のベク
トル８２で示す様な読出し勾配６５の様な磁界勾配の中
に置かれた時、光子を再び放射する。各々の読出し勾配
パルス６５は、図６に示す様に２つのローブを持ってい
る。第１のローブは、第２のローブの前半６７と等しい
面積６６を有する。読出し勾配が、第１のローブ６６が
印加される間、負の位相の進展を生じさせ、この後第２
のローブの前半６７が印加される間、正の位相の進展を
生じさせ、第２のローブ６８の中点６９で位相戻しを行
なわせる。信号エコー１０１のピークがこの時点で発生
する。このエコーが勾配呼び戻しエコーである。信号１
０１を感知し、フレーム毎に記憶する。
【００３７】この結果得られたデータ集合は１つの空間
的な次元（即ち読出しの次元）及び図６の印加された流
れ符号化磁界勾配パルス６１と平行な速度成分だけに敏
感な１つの速度次元を有する。
【００３８】図９について云うと、流れ符号化勾配８
６、読出し勾配８２及び励振薄板８１ａ，８１ｂ，８１
ｃの相対的な向きは制限されず、相互に垂直、平行又は
斜めであってよい。
【００３９】この結果得られる流れ測定値の速度分解能
は、式（１）と共にナイキストの判断基準を使うことに
よって計算することが出来る。ナイキストの判断基準で
は、ある信号の隣合った標本化の間の位相差は、信号に
エイリアシングがない場合より小さくなければならない
ことを定めている。従って、エイリアシングのない最高
の速度に対して得られる最大の移相は φ（ｍａｘ）＝φＶres ／２ （２） であり、こゝでＶres は、図６に示す流れ符号化ローブ
６１の内の１つのローブの面積をＡｇ（ｍａｘ）から−
Ａｇ（ｍａｘ）まで変える手順で、速度符号化されたサ
ンプルの数である。この時、速度分解能Ｖres （ｃｍ／
ｓ／画素）は、式（１）及び（２）を組合せて次の様に
決定することが出来る。
【００４０】 Ｖres ＝１／２γＴＡｇ（ｍａｘ） （３） 図６に示すパルス順序は非常に融通性があり、種々の方
法で適用することが出来る。図９に示す様に、読出し勾
配８２、流れ符号化勾配８６及び励振薄板の向きは互い
に独立していてよいから、一般的には、関心のある管８
４を励振される薄板８１ａ，８１ｂ，８１ｃに対して垂
直になる様に整合させるのが最も有利であろうが、異な
る管の形状及び用途に対して、このパルス順序を最適に
することが可能である。例えば、流れ符号化勾配が相次
ぐ３回の収集で直交する３方向に印加される様に、図９
に示す形式を変更することが出来る。こうすると、必要
な走査時間は３倍になるが、管の形状を前もって知って
いなくても、流れを定量化することが出来る。
【００４１】大抵の生体の身体中の血流の大部分は脈動
しているから、データに対する時間の次元を持たせる為
に、心臓サイクルのｒ波を検出した後の幾つかの時間フ
レームの間、パルス順序を繰返すのが役立つ場合が多
い。
【００４２】血流の時間的な特性を測定しようとすれ
ば、心臓サイクルと収集とを同期させることは不可欠で
ある。心臓ゲート方式を用いて行なわれた速度の測定
は、多数の心臓サイクルにわたって同期的に行なわれ、
一定の流れ及び周期的な流れを区別することが出来る様
にする。こう云う条件のもとでは、周期的な流れ及び一
定の流れの両方の挙動を測定するのが容易であり、速度
分布がよく特徴づけられる（即ち、予想されない速度で
の信号強度がほんとどない）。
【００４３】図６は、被検体の心臓サイクルを監視する
為のこの発明の好ましい実施例の振幅対時間線図であ
る。心電図装置の様な監視装置を使って、心臓サイクル
の電気インパルスを検出する。波５０が、監視装置によ
って感知される典型的なｑｒｓ複合波である。ｑｒｓ複
合波５０を検出した時、数個のフレーム６０からのデー
タを収集する。各フレームで収集されたデータが、図６
に示す様にｒｆ及び勾配パルスに応答して収集される。
【００４４】この発明で用いることが出来るこの順序の
別の変形は、両極性流れ符号化パルスを図１１に示す３
ローブ形加速度符号化パルス９２、又は３ローブ形加速
度補償／速度符号化パルスに変換することである。これ
について更に詳しいことは、Ｍａｇ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅ
ｄ．誌６：２７５（１９８８年）所載のＣ．Ｌ．ジュム
ーラン、Ｓ．Ｐ．スーザ、Ｍ．Ｆ．ウォーカ及びＥ．ヨ
シトメの論文「時間分解磁気共鳴血管造影法」を参照さ
れたい。然し、生体系にフーリエ加速度符号化を用いる
ことは、現在利用し得る器具に於ける勾配系の強さによ
って制限される。勾配の最大振幅は１ Ｇ／ｃｍ程度で
ある。３ローブ形加速度パルスを使うと、運動の２次微
分より低いあらゆる微分次数の運動が抑圧され、流体の
加速度を作像するのに役立つ。云い換えれば、動いてい
ないスピン及び一定の速度で動いているスピンが抑圧さ
れる。
【００４５】この発明の別の実施例が図１２に示されて
いる。この実施例では、心臓との同期を使っていない。
更に、この実施例は、前に述べた実施例にはない空間位
相符号化パルス７０を用いている。位相符号化パルス７
０が、流れ符号化パルス７１とは独立にインクレメント
され、空間及び速度位相符号化勾配の強度のことごとく
の組合せに対して、データが収集される様にする。くし
形励振ｒｆパルス７２及びそれに関連する勾配パルス７
３，７４は、図６に示した実施例で使われるものと実質
的に同一である。流れ符号化勾配パルス７１及び読出し
勾配パルス７５は、図６に示した流れ符号化パルス６１
及び読出し勾配パルス６５と略同一である。同じく、読
出し勾配パルス７６，７７，７８の面積は、読出し勾配
パルス６６，６７，６８と略同一である。この実施例で
は、読出し勾配７５の２番目のローブ７８の中心７９を
実質的に中心とする期間の間に、信号１１１が収集され
る。図１２に示す順序により、２つの空間的な次元及び
１つの速度の次元を持つ３次元のデータ集合が収集され
る。
【００４６】流れの速度は、上に述べたゲート方式を用
いて、心臓サイクル内の相異なる期間に収集することが
出来る。その後、心臓サイクル中の各瞬間に於ける像を
再生することが出来る。これらの像を相次いで表示し
て、流れの速度の模擬的な動画を作ることが出来る。こ
れが“Ｃｉｎｅ”表示と呼ばれる。
【００４７】周知の方式を用いて、この発明のこの他の
幾つかの実施例が考えられる。１つの実施例は、被検体
の選ばれた領域に印加して、その領域のスピンの磁化を
飽和させる１つ又は更に多くの空間的に選択性を持つｒ
ｆパルスを用いるものである。これによって、こう云う
選ばれた領域からの信号の寄与が実質的に防止される。
２番目の実施例は、１８０°ｒｆパルスを用いて、化学
シフト効果、透磁率効果等の様な共鳴オフセット状態に
よる移相を再集束（refocus ）する。
【００４８】人体の大腿動脈に於ける血流の定量的な測
定結果を次に示す。
【００４９】ウィスコンシン州ミルウォーキーのゼネラ
ル・エレクトリック・カンパニイで、遮蔽した勾配コイ
ル装置を持つ１．５テスラの作像装置を用いて、データ
を収集した。前に図６について概略的に述べたパルス順
序を用いて、速度の定量化を実施した。勾配パルスは、
勾配増幅器装置の電力限界に近い所で用いた。ｒｆフリ
ップ（flip）角は３０°に選び、平均した励振データ集
合の数は１に選んだ。収集マトリクスは２５６×２５６
格子であった。１つの心臓サイクル当たり１６個の速度
サンプルを１回のゲート検査で求めた。流れ符号化勾配
の強さは、２．５cm／ｓ／画素の速度分解能が得られる
様に計算した。各々の薄板の厚さは０．５cmであり、各
々の薄板の励振の中心は４ cmだけ隔たっていた。
【００５０】健康な志願者の右腿で２次元の位相コント
ラスト血管造影図を求めた。図１３は被検体の前後方向
に見た投影であり、図１４は被検体の左右方向に見た投
影である。水平の線は、これから説明するフーリエ速度
符号化検査で使われたくし形励振の場所を示す。
【００５１】図１５は、空間的な次元で２５６個の点を
持ち（０．７８１ mm／画素）、速度次元で２５６個の
点を持ち（２．５ cm／秒／画素）、そして時間次元で
６４個の点（８．３１ ms／画素）を持つフーリエ速度
符号化データ集合から取出した１つの像を示す。データ
は４つのセグメントに分けて収集され、各セグメントは
約４分間持続し、各々心臓サイクルの１６個の時間的な
位相を求めるものである。Ｒ波の検出とパルス順序の始
めとの間の遅延は、各々のセグメントで８．３１ msイ
ンクレメントした（即ち、ＴＲ／４ ＤＥＦＩＮＥ）。
像の水平次元は、被検体の左右軸線で分解された空間的
な情報を含んでいる。像の垂直次元は、被検体の上下軸
線に沿った速度ベクトルの速度情報を含んでいる。像内
の各々の水平線は、くし形励振に於ける５個のスライス
の各々に対するゼロ速度データを表わす。
【００５２】図１５は、被検体のＲ波が検出してから３
００ msで撮った流れの運動のスナップ写真である。右
大腿動脈の中心からのデータは、被検体の下上軸線に沿
った速度ベクトルが心臓サイクルの関数として表示され
る様に、形式を直した。図１６は、図１５と同じ分解能
で、垂直次元に於ける定量的な速度情報を持っている
が、今度は、Ｒ波が検出されてから０から５３２ msま
での速度の時間的な変化を示している。
【００５３】こゝに示す様なフーリエ速度符号化像を使
って、血流の幾つかの血液力学性を測定することが出来
る。例えば、血管内の最大速度は、血管の限界内にあっ
て、速度次元で変位が最大である画素を見つけることに
よって容易に決定される。速度像に於ける各々の画素の
強度が、所定の場所で所定の速度で動くスピンの数に比
例するから、平均速度及び速度分布の幅を容易に決定す
ることが出来る。これは、空間的に符号化された次元又
は血管全体にわたって、各点に対して行なうことが出来
る。血管の幅は読出し方向に決定することが出来る。そ
の断面が円形でないか、又は読出し勾配が斜めに印加さ
れている場合、血管断面を決定するには普通の像が必要
になることがある。一旦断面積が判れば、血管内の合計
流量を容易に決定することが出来る。
【００５４】従って、この発明は、動きのない分子の像
を抑圧しながら、動きを持つ分子をＮＭＲ法によって作
像する方法を提供した。この発明は運動の２次並びに更
に高次の微分によって記述される分子を作像しながら、
１次微分によって記述される運動をする分子の像及び動
いていない分子の像を抑圧することも出来る。
【００５５】この発明のある好ましい特徴だけを図面に
示して説明したが、当業者にはいろいろな変更が容易に
考えられよう。従って、特許請求の範囲は、この発明の
範囲内に属するこの様な全ての変更を包括するものであ
ることを承知されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】静磁界の中にあるスピンの横方向及び縦方向磁
化の説明図。
【図２】ＮＭＲ励振パルスを印加した後の図１のスピン
を示す説明図。
【図３】磁界勾配パルスを印加した時の横方向磁化ベク
トルの一成分の振幅を時間に対して示すグラフ。
【図４】反対向きの極性を持つ２つの勾配のスピンに対
する影響を示すグラフ。
【図５】速度符号化の為にこの発明で使うことの出来る
流れ符号化磁界勾配パルスの振幅を持続時間に対して示
すグラフ。
【図６】くし形ＮＭＲ励振パルスを用いて流体の流れを
定量的に測定する為にこの発明で用いられるパルス順序
の振幅対時間線図。
【図７】空間的に印加された磁界勾配と対応する共鳴周
波数の間の関係を示すグラフ。
【図８】ｒｆ刺激の周波数スペクトルとそれに対応する
位相オフセットを示すグラフ。
【図９】この発明で使われる３つの励振薄板に対するく
し形励振、流れ符号化勾配、流れ感度及び読出し勾配の
区域の相対的な形状を示す線図。
【図１０】くし形励振で各々の薄板の変調に使われる移
相の図表。
【図１１】加速度符号化の為にこの発明で使うことが出
来る流れ符号化磁界勾配パルスの振幅を持続時間に対し
て示すグラフ
【図１２】くし形ＮＭＲ励振パルスを用いて流体の流れ
を定量的に測定する為のこの発明の第２の実施例のパル
ス順序の振幅対時間線図。
【図１３】人体の大腿動脈を前後方向に見た２次元位相
コントラスト血管造影図で、５つの励振薄板があること
が判る。
【図１４】人体の大腿動脈を左右方向に見た２次元位相
コントラスト血管造影図で、５つの励振薄板が配置され
ていることが判る。
【図１５】図１３及び１４に示した大腿動脈にこの発明
を用いて作られた定量的な速度の作像図で、水平軸は左
右方向の空間的な変位、垂直軸は５つの励振薄板に於け
る速度を表わす。
【図１６】図１５に用いたのと同じデータを使ったグラ
フで、垂直軸は速度、水平軸は心臓サイクル中の時間を
表わす。
【符号の説明】
３４ ｒｆ刺激のスペクトル ３６，３７，３８ 周波数帯 ４４，４６，４８ 共鳴する領域 ８１ａ，８１ｂ，８１ｃ 薄板

Claims (14)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 被検体の管内の流体の運動の定量測定方
    法に於て、 前記被検体に均質の磁界を印加し、 該被検体の複数個の走査を実施して１組の走査データを
    収集し、各々の走査は、（ａ）前記被検体の一領域にく
    し形励振を加えて複数個の励振部分を作り、（ｂ）測定
    しようとする流れの軸線に沿って流れ符号化磁界勾配パ
    ルスを印加することによって、前記被検体の励振部分を
    流れ符号化し、該流れ符号化磁界勾配パルスは、最初の
    走査に対する一方の極性を持つ最大値から、最後の走査
    に対する反対の極性を持つ最大値まで変化する予定の振
    幅を持つと共に、少なくとも１つの負のローブ及び少な
    くとも１つの正のローブを持っており、（ｃ）１組の走
    査データを収集する段階を含み、この収集の為に、（ｃ
    −１）前記被検体に第１の読出し磁界勾配パルスを印加
    し、（ｃ−２）前記被検体に、前記第１の呼出し磁界勾
    配パルスより大きいか又はそれと等しいが、それとは反
    対の極性である、振幅帯時間曲線の下にある面積を持つ
    第２の読出し磁界勾配パルスを印加し、（ｃ−３）前記
    読出し磁界勾配パルスの存在のもとに、所定の期間にわ
    たって前記被検体の励振部分から再び放射されるＭＲ信
    号の量を感知し、（ｃ−４）前記流れ符号化磁界勾配パ
    ルスの対応する予定の振幅に関連して、前記被検体から
    再び放射されたＭＲ信号に関係する１組の走査データを
    記憶する段階を実行し、 前記走査データを再生して、前記走査データの２次元フ
    ーリエ変換によって流体運動のプロフィールを再生する
    ことによって、流体の速度を決定する段階を含む流体運
    動の定量測定方法。
  2. 【請求項２】 前記くし形励振を印加する段階が、被検
    体に磁界勾配を印加し、その各々の周波数帯が被検体の
    対応する夫々の部分を励振する様な、複数個の相隔たる
    周波数帯を持つｒｆ励振パルスを印加し、該ｒｆ励振パ
    ルスは、前記周波数帯の合間にある周波数における振幅
    に較べて、いずれの前記周波数帯内にある周波数におい
    ても大きな振幅を持ち、前記ｒｆ励振パルスは、前記被
    検体の多数の励振部分にある原子核の磁気共鳴を招く様
    な合計振幅及び持続時間を持ち、前記ｒｆ励振パルスが
    夫々の周波数帯に対して一意的な位相角を持つ様にする
    段階を含む請求項１記載の流体運動の定量測定方法。
  3. 【請求項３】 前記流れ符号化磁界勾配パルスが２つの
    ローブだけを持ち、該流れ符号化磁界勾配パルスの第１
    のローブは、最初の走査に対する一方の極性の最大値か
    ら最後の走査に対する反対の極性の最大値まで変化する
    予定の振幅を持っており、該流れ符号化磁界勾配パルス
    の第２のローブは反対の振幅を持つと共に、その振幅対
    持続時間曲線の下の面積が前記流れ符号化磁界勾配パル
    スの第１のローブと同じであり、前記流れ符号化磁界勾
    配パルスは、前記被検体の励振部分に於ける１次及び高
    次微分によって記述される運動を持つ流体を符号化する
    請求項１記載の流体運動の定量測定方法。
  4. 【請求項４】 前記複数個の走査は、瞬時的な流体速度
    経過を作り出す為に、生体の心臓サイクルの特定の点に
    対応する様に調時されている請求項３記載の流体運動の
    定量測定方法。
  5. 【請求項５】 前記走査から収集された１組の走査デー
    タから、心臓サイクルの特定の部分に対応する瞬時速度
    像を再生する段階を含む請求項４記載の流体運動の定量
    測定方法。
  6. 【請求項６】 前記瞬時速度像を順次表示して速度像の
    動画を作る段階を含む請求項５記載の流体運動の定量測
    定方法。
  7. 【請求項７】 普通の磁気共鳴作像方式を用いて測定さ
    れる前記被検体内の場所を決定し、その後前記くし形励
    振を前記場所に局限して改良された測定を行なう段階を
    含む請求項２記載の流体運動の定量測定方法。
  8. 【請求項８】 前記流れ符号化磁界勾配パルスが３つの
    ローブを持っていて、第１のローブ及び第３のローブの
    時間対振幅曲線下の面積が第２のローブの時間対振幅曲
    線の下にある面積と等しく、第２のローブの振幅対持続
    時間曲線の下にある面積が、第１及び第３のローブの振
    幅対持続時間曲線の下にある合計面積に負の符号を付し
    たものに等しくなっていて、前記流れ符号化磁界勾配パ
    ルスの方向に沿った運動を持つ前記被検体の励振部分の
    流体の流れを符号化する様にし、該流体の運動が速度の
    時間に対する２次及び高次微分によって記述される請求
    項２記載の流体運動の定量測定方法。
  9. 【請求項９】 前記くし形励振の後、且つ走査データを
    収集する前に、予定の振幅を持つｒｆパルスを前記励振
    部分に印加して、磁界の非均質性によって起こった誤り
    を相殺する為に、ｒｆパルスを印加する前のスピン位置
    に対するスピンの１８０°のフリップ角を生じさせる請
    求項２記載の流体運動の定量測定方法。
  10. 【請求項１０】 予定の振幅を持つｒｆパルス、及び予
    定の振幅並びに予定の方向を持つ磁界勾配パルスを選ば
    れた領域に印加して、該領域内のスピンの縦方向磁化を
    飽和させ、こうして該領域内のスピンが観測されるＭＲ
    信号に寄与することがない様にする段階を含む請求項２
    記載の流体運動の定量測定方法。
  11. 【請求項１１】 前記予定の方向に対して直交する第２
    の方向に第２の磁界勾配パルスを印加し、被検体の複数
    個の細長い容積を励振する様に選ばれた対応するｒｆパ
    ルスを印加する段階を含む請求項２記載の流体運動の定
    量測定方法。
  12. 【請求項１２】 前記予定の方向及び前記第２の方向に
    対して相互に直交する方向に第３の磁界勾配パルスを印
    加し、何れも３次元に任意の形を持つ、被検体の複数個
    の容積を飽和させる様に選ばれた対応するｒｆパルスを
    供給する段階を含む請求項１１記載の流体運動の定量測
    定方法。
  13. 【請求項１３】 前記磁界勾配パルスが単一のローブで
    構成されて、選ばれた走査に於ける最大振幅から異なる
    選ばれた走査に対する反対の最大振幅まで変化する予定
    の振幅を持っていて、前記流体運動の他に、前記流体の
    位置情報が受取った信号の位相中に符号化される様にす
    る請求項１記載の流体運動の定量測定方法。
  14. 【請求項１４】 前記走査データから血管の断面直径を
    決定し、血管の断面直径及び流体の運動経過から流体の
    流量を計算する段階を含む請求項１記載の流体運動の定
    量測定方法。
JP5044317A 1992-02-20 1993-02-10 くし形励起及びフーリエ速度符号化を用いた多点流体流れ定量測定方法 Pending JPH0622935A (ja)

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