JPH07100059B2 - 高速フロ−の核磁気共鳴画像化方法および装置 - Google Patents
高速フロ−の核磁気共鳴画像化方法および装置Info
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- JPH07100059B2 JPH07100059B2 JP61504304A JP50430486A JPH07100059B2 JP H07100059 B2 JPH07100059 B2 JP H07100059B2 JP 61504304 A JP61504304 A JP 61504304A JP 50430486 A JP50430486 A JP 50430486A JP H07100059 B2 JPH07100059 B2 JP H07100059B2
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- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
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Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、位相マツピングによる可動物質の核磁気共鳴
画像化および速度判定の技術に関する。それは血液の流
れ（フロー）を測定することに関して特に利用されてお
り、特にその事に関して説明を行なう。しかし、この発
明はまた、他の解剖学的流体の流れ、非生物学的流体、
およびガス状の、流体の、半流体の、固体の、あるいは
また他の成分が、その他の成分に関して運動する多成分
組織、等を画像化し、あるいは位相マツプ化することに
も利用できることを理解されたい。
画像化および速度判定の技術に関する。それは血液の流
れ（フロー）を測定することに関して特に利用されてお
り、特にその事に関して説明を行なう。しかし、この発
明はまた、他の解剖学的流体の流れ、非生物学的流体、
およびガス状の、流体の、半流体の、固体の、あるいは
また他の成分が、その他の成分に関して運動する多成分
組織、等を画像化し、あるいは位相マツプ化することに
も利用できることを理解されたい。
従来、磁界勾配によつて流れる物質からのスピンエコー
核磁気共鳴画像化信号が、位相偏移を受けることが認め
られている。該位相偏移は速度によつて直線的に変化す
るので、スピンエコー画像化および位相マツピングは、
生体内を流れる血液を含む、ゆつくりと移動する均一の
流れの速度を測定するのに利用されてきた。しかし、変
化する流れの速度によつて位相偏移に対応的変動を生
じ、そのために位相符号化を妨害する。これらの位相変
動の結果、画像を横断する血管から位相符号化方向へ延
長する雑音を生じさせる。この事は特に、小さい速度変
化およびうず電流が度々見られて有意な位相偏移を起し
ている高い流速の場合、重大である。このために従来技
術は、心臓に隣接する主要な血液の流れのような高い血
流速度を位相マツプ化するには不適当とされている。臨
床的関心のある高い血流速度は、冠状動脈、頚動脈およ
び配動脈ならびに大動脈において発生する。
核磁気共鳴画像化信号が、位相偏移を受けることが認め
られている。該位相偏移は速度によつて直線的に変化す
るので、スピンエコー画像化および位相マツピングは、
生体内を流れる血液を含む、ゆつくりと移動する均一の
流れの速度を測定するのに利用されてきた。しかし、変
化する流れの速度によつて位相偏移に対応的変動を生
じ、そのために位相符号化を妨害する。これらの位相変
動の結果、画像を横断する血管から位相符号化方向へ延
長する雑音を生じさせる。この事は特に、小さい速度変
化およびうず電流が度々見られて有意な位相偏移を起し
ている高い流速の場合、重大である。このために従来技
術は、心臓に隣接する主要な血液の流れのような高い血
流速度を位相マツプ化するには不適当とされている。臨
床的関心のある高い血流速度は、冠状動脈、頚動脈およ
び配動脈ならびに大動脈において発生する。
低速の、比較的一定の血液の流れを位相マツプ化するた
めに、種々の技術が考案されてきた。そのような技術の
１つでは、勾配が速度符号化される。画素位相が、速度
位相化勾配を利用して得た１画像上で計算される。P.R.
モラン（Moran）による「人間におけるNMR画像化のため
の流速投影再構成法インタレース」（核磁気共鳴画像
化、第１巻197ページ〜203ページ、1982年）を参照され
たい。D.J.ブライアント（Bryant）、J.A.ペイネ（Payn
e）、D.N.フイルマン（Firmin）、およびD.B.ロングモ
ア（Longmore）による「勾配パルスと位相差技術を利用
するNMR画像化による流れの測定」（コンピユータ断層
撮影ジヤーナル、第８巻、No4、588ページ〜593ペー
ジ、1984年）で説明された別の技術では、２つの画像を
得ることができる。１つは標準シーケンスで得られ、他
は速度符号化勾配で得られる。この２者間の位相差は、
次いでマツプ化される。T.W.レツドパス（Redpath）、
D.G.ノリス（Norris）、R.A.ジヨーンズ（Tones）、お
よびJ.S.ハツチソン（Hutchison）による「新NMR流画像
化方法」（Phy.Med.Biol.,第24巻,No.7,891ページ〜898
ページ,1984年）の技術では、速度情報は１画素づつ抽
出される。各々が複数の符号化勾配の１つを有する、数
画像が収集される。画素位相についてフーリエ変換が行
なわれて、速度情報を抽出する。
めに、種々の技術が考案されてきた。そのような技術の
１つでは、勾配が速度符号化される。画素位相が、速度
位相化勾配を利用して得た１画像上で計算される。P.R.
モラン（Moran）による「人間におけるNMR画像化のため
の流速投影再構成法インタレース」（核磁気共鳴画像
化、第１巻197ページ〜203ページ、1982年）を参照され
たい。D.J.ブライアント（Bryant）、J.A.ペイネ（Payn
e）、D.N.フイルマン（Firmin）、およびD.B.ロングモ
ア（Longmore）による「勾配パルスと位相差技術を利用
するNMR画像化による流れの測定」（コンピユータ断層
撮影ジヤーナル、第８巻、No4、588ページ〜593ペー
ジ、1984年）で説明された別の技術では、２つの画像を
得ることができる。１つは標準シーケンスで得られ、他
は速度符号化勾配で得られる。この２者間の位相差は、
次いでマツプ化される。T.W.レツドパス（Redpath）、
D.G.ノリス（Norris）、R.A.ジヨーンズ（Tones）、お
よびJ.S.ハツチソン（Hutchison）による「新NMR流画像
化方法」（Phy.Med.Biol.,第24巻,No.7,891ページ〜898
ページ,1984年）の技術では、速度情報は１画素づつ抽
出される。各々が複数の符号化勾配の１つを有する、数
画像が収集される。画素位相についてフーリエ変換が行
なわれて、速度情報を抽出する。
２エコーのカール・パーセル（Carr−Purcell）シーケ
ンスもまた、血液の流れをマツプ化するのに利用されて
きた。しかし、カール・パーセルシーケンスでは流速の
判定を行なわない。カール・パーセルシーケンスの第２
エコーは流れ関連の位相偏移情報を再集束する。すなわ
ち、第１のエコーについての読出し勾配の方向に流れる
物質によつて捕捉した流れ関連の位相偏移が、第２エコ
ーについて再集束されるのである。この再集束のため
に、偶数エコー再位相化による管腔内の信号の強さを増
加させる。K.J.パツカー（Packer）による「パルス化核
磁気共鳴による低速コヒーレント分子運動の研究」（分
子物理学，第17巻,No.4,355ページ−368ページ,1969
年）およびV.ワルフ（Waluch）とW.G.ブラドレイ（Brad
ley）による「低速層流におけるNMR核磁気偶数エコー再
位相化」（コンピユータ断層撮影ジヤーナル，第８巻,N
o.4,594ページ〜598ページ,1984年）を参照されたい。
ンスもまた、血液の流れをマツプ化するのに利用されて
きた。しかし、カール・パーセルシーケンスでは流速の
判定を行なわない。カール・パーセルシーケンスの第２
エコーは流れ関連の位相偏移情報を再集束する。すなわ
ち、第１のエコーについての読出し勾配の方向に流れる
物質によつて捕捉した流れ関連の位相偏移が、第２エコ
ーについて再集束されるのである。この再集束のため
に、偶数エコー再位相化による管腔内の信号の強さを増
加させる。K.J.パツカー（Packer）による「パルス化核
磁気共鳴による低速コヒーレント分子運動の研究」（分
子物理学，第17巻,No.4,355ページ−368ページ,1969
年）およびV.ワルフ（Waluch）とW.G.ブラドレイ（Brad
ley）による「低速層流におけるNMR核磁気偶数エコー再
位相化」（コンピユータ断層撮影ジヤーナル，第８巻,N
o.4,594ページ〜598ページ,1984年）を参照されたい。
通常のスライス選択および周波数符号化の両者ともスピ
ンまたは磁界勾配エコーを利用する。各画素における位
相偏移は読出しおよびスライス選択の両方向における流
れに依存する。各画素における相対的位相偏移は単一方
向のみの流れに感応的になるが、流速変動に対する高感
度はそのままである。一般に、センチメートル／秒の速
度変化の各々に対して20度より大きい位相偏移をうけ
る。
ンまたは磁界勾配エコーを利用する。各画素における位
相偏移は読出しおよびスライス選択の両方向における流
れに依存する。各画素における相対的位相偏移は単一方
向のみの流れに感応的になるが、流速変動に対する高感
度はそのままである。一般に、センチメートル／秒の速
度変化の各々に対して20度より大きい位相偏移をうけ
る。
速度感度は合成画像に２つの悪影響を与える。第１に、
核磁気共鳴信号は、変化する位相符号化磁界勾配に位相
依存している。核磁気共鳴信号を空間的にマツプ化する
二次元フーリエ変換法は、位相符号化勾配に沿つた異な
る位置から生ずる信号成分を識別する。複数のビユー
（画像）を収集するために勾配が像分するにつれて、所
定位置から生ずる信号は、その位置に比例する量だけ同
位相で変化する。空間分解能は、複数のビユーすなわち
位相符号化勾配の増分、例えば256ビユーを介して捕捉
された信号のフーリエ変換によつて、改善される。
核磁気共鳴信号は、変化する位相符号化磁界勾配に位相
依存している。核磁気共鳴信号を空間的にマツプ化する
二次元フーリエ変換法は、位相符号化勾配に沿つた異な
る位置から生ずる信号成分を識別する。複数のビユー
（画像）を収集するために勾配が像分するにつれて、所
定位置から生ずる信号は、その位置に比例する量だけ同
位相で変化する。空間分解能は、複数のビユーすなわち
位相符号化勾配の増分、例えば256ビユーを介して捕捉
された信号のフーリエ変換によつて、改善される。
核磁気共鳴信号の速度に対する位相依存性によつて、位
相符号化プロセスに特別の項を生ずる。この速度依存項
がビユーごとに一定である場合、該特別項は空間分解能
に何の影響も与えない。しかし、速度がビユーごとに、
例えば心拍数あるいは放出量における乱れすなわち僅か
の不規則性の故に、変わる場合には、関連する位相変化
は、共鳴信号成分の空間位置をデコードする場合、雑音
として解釈される。利用できる信号の強さは画像を通し
て位相符号化範囲あるいは方向に分散される。これによ
つて信号位相、従つて速度判定を妨げる。
相符号化プロセスに特別の項を生ずる。この速度依存項
がビユーごとに一定である場合、該特別項は空間分解能
に何の影響も与えない。しかし、速度がビユーごとに、
例えば心拍数あるいは放出量における乱れすなわち僅か
の不規則性の故に、変わる場合には、関連する位相変化
は、共鳴信号成分の空間位置をデコードする場合、雑音
として解釈される。利用できる信号の強さは画像を通し
て位相符号化範囲あるいは方向に分散される。これによ
つて信号位相、従つて速度判定を妨げる。
速度感度の第２の影響は、読出し方向に流れる管からの
信号の強さが、流れの輪郭を通しての位相打ち消しによ
つて低減することである。例えば、選択されたスライス
内にある環状管を通る層流は、放物線状の流れの輪郭を
有している。管の中心において最大流速となつており、
一方、壁との境界では流速はゼロである。管およびその
中を流れる流体が縦方向のスライスで画像化される場
合、１つの合成共鳴信号は、管を横断して延びる柱状の
増分量要素からの信号成分の投影すなわち積分を表わ
す。各増分量要素からの成分は同じ強さを有している
が、各々は局部速度に比例する位相を有している。管を
横断する柱状部における位相と加算するすなわち投影す
ることによつて、ほぼ放物線状の速度範囲を有する増分
量要素からの成分を加算する。管を横断する信号成分の
この加算によつて、位相消去による信号減衰へと導く。
速度に対する位相感度が増加するにつれて、位相打ち消
しは大きくなる。１秒あたり15センチメートル以上の読
出し方向での画像化速度となつている典型的スピンエコ
ーシーケンスにおいて、75％以上の減衰が見られる。血
液の流れを実際に測定する場合、この減衰は血液の非ニ
ユートン性のためにもつと低い。血液は、層流より栓流
にもつと密接に近似する流れで、身体中を流れている。
信号の強さが、流れの輪郭を通しての位相打ち消しによ
つて低減することである。例えば、選択されたスライス
内にある環状管を通る層流は、放物線状の流れの輪郭を
有している。管の中心において最大流速となつており、
一方、壁との境界では流速はゼロである。管およびその
中を流れる流体が縦方向のスライスで画像化される場
合、１つの合成共鳴信号は、管を横断して延びる柱状の
増分量要素からの信号成分の投影すなわち積分を表わ
す。各増分量要素からの成分は同じ強さを有している
が、各々は局部速度に比例する位相を有している。管を
横断する柱状部における位相と加算するすなわち投影す
ることによつて、ほぼ放物線状の速度範囲を有する増分
量要素からの成分を加算する。管を横断する信号成分の
この加算によつて、位相消去による信号減衰へと導く。
速度に対する位相感度が増加するにつれて、位相打ち消
しは大きくなる。１秒あたり15センチメートル以上の読
出し方向での画像化速度となつている典型的スピンエコ
ーシーケンスにおいて、75％以上の減衰が見られる。血
液の流れを実際に測定する場合、この減衰は血液の非ニ
ユートン性のためにもつと低い。血液は、層流より栓流
にもつと密接に近似する流れで、身体中を流れている。
血液測定のためのスピンエコーシーケンスの別の欠点
は、該シーケンスの各周期内での単一180度パルスの使
用から生ずる。この180度パルスがエコーを発生し、か
つ、与えられた勾配ならびに静止磁界異質性を再集束す
る。この再集束パルスがスライス選択される場合、選択
されたスライスに対して斜めにあるいは垂直に流れる励
起物質は、励起パルスと再集束パルスの印加の間の時間
区間において選択されたスライスから移動することがあ
り得る。従つて、この励起物質は再集束パルスを受ける
ことがなく、そして著しい信号損失が観察される。しか
し、この欠点は広帯域再集束パルスによつて克服され得
るのであつて、該再集束パルスは励起物質が励起からい
かに移動していてもそれを再集束する。
は、該シーケンスの各周期内での単一180度パルスの使
用から生ずる。この180度パルスがエコーを発生し、か
つ、与えられた勾配ならびに静止磁界異質性を再集束す
る。この再集束パルスがスライス選択される場合、選択
されたスライスに対して斜めにあるいは垂直に流れる励
起物質は、励起パルスと再集束パルスの印加の間の時間
区間において選択されたスライスから移動することがあ
り得る。従つて、この励起物質は再集束パルスを受ける
ことがなく、そして著しい信号損失が観察される。しか
し、この欠点は広帯域再集束パルスによつて克服され得
るのであつて、該再集束パルスは励起物質が励起からい
かに移動していてもそれを再集束する。
しかし、広帯域再集束パルスによつて血液、および比較
的長い緩和時間を有する他の物質に、別の問題をもたら
す。選択されたスライス外部の物質は、画像化シーケン
スの反復から生ずる一連の広帯域再集束パルスが条件と
なつている。これは、画像化シーケンスの繰返しごと
に、典型的には少なくとも毎秒、Ｚ磁化を反転させると
いう影響を与える。次いで、半飽和定常状態分極が達成
されるまで、この反転パルスによつてスライス外の物質
の順次飽和を生じさせる。この物質がスライス内に移動
する場合、それはこの分極に比例する信号を発生する。
次いで、部分的飽和のために、信号の強さは対応的に低
減する。例えば、１秒毎に繰返される20ミリ秒スピンエ
コーシーケンスで血液を画像化する場合、この強さは完
全に分極化した血液に対してほぼ45％低減される。
的長い緩和時間を有する他の物質に、別の問題をもたら
す。選択されたスライス外部の物質は、画像化シーケン
スの反復から生ずる一連の広帯域再集束パルスが条件と
なつている。これは、画像化シーケンスの繰返しごと
に、典型的には少なくとも毎秒、Ｚ磁化を反転させると
いう影響を与える。次いで、半飽和定常状態分極が達成
されるまで、この反転パルスによつてスライス外の物質
の順次飽和を生じさせる。この物質がスライス内に移動
する場合、それはこの分極に比例する信号を発生する。
次いで、部分的飽和のために、信号の強さは対応的に低
減する。例えば、１秒毎に繰返される20ミリ秒スピンエ
コーシーケンスで血液を画像化する場合、この強さは完
全に分極化した血液に対してほぼ45％低減される。
本発明は前述の諸問題その他を克服して、高速、かつ、
一定でない血液の流れさえもマツプ化する技術を意図す
るものである。
一定でない血液の流れさえもマツプ化する技術を意図す
るものである。
発明の概要 本発明の１つの特徴によれば、可動物質を核磁気共鳴画
像化する方法であって、第１の勾配輪郭（110、112、11
4、または、120、122、124、126）によって、第１の核
磁気共鳴画像データを捕捉する段階と、前記第１の勾配
輪郭と異なった第２の勾配輪郭（110、112、114′、ま
たは、120、122、124′、126）を使用して前記第１の画
像データに対応する第２の核磁気共鳴画像データを捕捉
する段階と、前記第１、および第２の画像データを利用
して可動物質に関するデータを得る段階とから成り、前
記第１、および第２の勾配輪郭の一方（110、112、11
4、または、120、122、124、126）が時間内の実質的に
零に有効な第１のモーメントを有し、前記第１、および
第２の勾配輪郭のもう一方（110、112、114′、また
は、120、122、124′、126）が時間内の零以外の有効な
第１のモーメントを有し、前記第１、および第２の画像
データがそれぞれ実データ成分と虚データ成分からそれ
ぞれ作成される位相マップを含み、前記第１、および第
２の勾配輪郭は時間、または２つの輪郭において他の点
で対応するパルスの振幅において異なり、前記利用段階
は前記第１、および第２の位相マップを減算的に合成す
る段階を含み、それにより前記可動物質の流速度マップ
を表すデータを得る。
像化する方法であって、第１の勾配輪郭（110、112、11
4、または、120、122、124、126）によって、第１の核
磁気共鳴画像データを捕捉する段階と、前記第１の勾配
輪郭と異なった第２の勾配輪郭（110、112、114′、ま
たは、120、122、124′、126）を使用して前記第１の画
像データに対応する第２の核磁気共鳴画像データを捕捉
する段階と、前記第１、および第２の画像データを利用
して可動物質に関するデータを得る段階とから成り、前
記第１、および第２の勾配輪郭の一方（110、112、11
4、または、120、122、124、126）が時間内の実質的に
零に有効な第１のモーメントを有し、前記第１、および
第２の勾配輪郭のもう一方（110、112、114′、また
は、120、122、124′、126）が時間内の零以外の有効な
第１のモーメントを有し、前記第１、および第２の画像
データがそれぞれ実データ成分と虚データ成分からそれ
ぞれ作成される位相マップを含み、前記第１、および第
２の勾配輪郭は時間、または２つの輪郭において他の点
で対応するパルスの振幅において異なり、前記利用段階
は前記第１、および第２の位相マップを減算的に合成す
る段階を含み、それにより前記可動物質の流速度マップ
を表すデータを得る。
本発明の他の特徴によれば、各データ捕捉には共鳴励起
パルス（100）を与える段階、およびその後に広帯域反
転パルス（102）を与えてスピンエコー（104）を生じさ
せる段階が含まれている。
パルス（100）を与える段階、およびその後に広帯域反
転パルス（102）を与えてスピンエコー（104）を生じさ
せる段階が含まれている。
本発明のさらに他の特徴によれば、各データ捕捉におい
て前記共鳴励起パルス（100）は広帯域反転パルス（10
6）により先行される。
て前記共鳴励起パルス（100）は広帯域反転パルス（10
6）により先行される。
本発明のさらに他の特徴によれば、前記各勾配輪郭には
それぞれスライス選択勾配パルス（110、112、114、ま
たは、110、112、114′）が含まれている。
それぞれスライス選択勾配パルス（110、112、114、ま
たは、110、112、114′）が含まれている。
本発明のさらに他の特徴によれば、前記各勾配輪郭には
それぞれ読出し勾配パルス（120、122、124、126、また
は、120、122、124′、126）が含まれている。
それぞれ読出し勾配パルス（120、122、124、126、また
は、120、122、124′、126）が含まれている。
本発明のさらに他の特徴によれば、前記勾配パルスには
スピンエコー（104）を生じさせる前記反転パルス（10
2）の前および後にそれぞれ第１（120、122）、および
第２（124、126、または、124′126）読出し勾配パルス
が含まれている。
スピンエコー（104）を生じさせる前記反転パルス（10
2）の前および後にそれぞれ第１（120、122）、および
第２（124、126、または、124′126）読出し勾配パルス
が含まれている。
本発明のさらに他の特徴によれば、前記第１、および第
２勾配輪郭の前記一方を使用するデータ捕捉において、
前記第１（120、122）、および第２（124、126）の読出
し勾配パルスはほぼ同じであり、従って位置の奇数の微
分係数は消え、それによって第１と第２の読出し勾配は
偶数エコー再位相化を生じさせる。
２勾配輪郭の前記一方を使用するデータ捕捉において、
前記第１（120、122）、および第２（124、126）の読出
し勾配パルスはほぼ同じであり、従って位置の奇数の微
分係数は消え、それによって第１と第２の読出し勾配は
偶数エコー再位相化を生じさせる。
本発明のさらに他の特徴によれば、前記第１、および第
２の勾配輪郭の前記一方を使用するデータ捕捉において
前記勾配パルスはさらに、スピンエコー（104）を生じ
させる前記反転パルス（102）の前および後に１対の相
補形スライス選択勾配を与えて、選択されたスライス面
における流れに対する感度を低減させる段階を含んでい
る。
２の勾配輪郭の前記一方を使用するデータ捕捉において
前記勾配パルスはさらに、スピンエコー（104）を生じ
させる前記反転パルス（102）の前および後に１対の相
補形スライス選択勾配を与えて、選択されたスライス面
における流れに対する感度を低減させる段階を含んでい
る。
本発明のさらに他の特徴によれば、可動物質を検査する
核磁気共鳴画像化装置であって、画像領域を通ってほぼ
均一な磁界を発生する主磁界制御手段（10、12）と、無
線周波数信号を送受信し、画像領域に隣接して配置され
ている少なくとも１つのコイル（20）と、コイルに共鳴
励起パルスを選択的に伝送させる共鳴励起制御手段（2
2）と、コイル（20）にスピン反転パルスを選択的に伝
送させる反転パルス制御手段（24）と、コイル（20）か
ら受信した無線周波数共鳴信号を受信する受信手段（2
6）と、主磁界を横断して選択的に磁界勾配を生じさせ
る勾配コイル手段（30）と、勾配コイル手段に選択的に
勾配を発生させ、画像化しようとする画像領域を通るス
ライスを選択するスライス選択勾配手段（32）と、勾配
コイル手段（30）に、選択的にスライスを横断して読出
し勾配を発生させる読出し勾配制御手段（34）と、勾配
コイル手段（30）に、選択されたスライスに共鳴する核
を選択的に位相コード化させる位相コード化手段（36）
と、受信手段（26）からの共鳴信号を、複数の画素の各
々に対応する実値と虚値を有する画像表現に、選択的に
変換する変換手段（40）と、スライス選択勾配制御手段
（32）と読出し勾配制御手段（34）が、スライス選択勾
配と読出し勾配を、選択されたスライスの時間における
有効な第１のモーメントが実質的に零であるように、与
える場合に発生される第１の画像表現の実部分と虚部分
を格納する第１のメモリ手段（54）と、スライス選択勾
配制御手段（32）と読出し勾配制御手段（34）のうちの
少なくとも１つが、選択されたスライスにおいて共鳴す
る核を、それぞれのスライス選択勾配と読出し勾配のう
ちの少なくとも１つの時間を移動、または振幅を変える
ことによって、流れ符号化する場合に発生される第２の
画像表現の実部分と虚部分を格納する第２のメモリ手段
（56）と、強さの値が位相偏移によって変化する位相マ
ップを判定し、そして第１と第２のメモリ手段（54、5
6）と作動的に接続されて、第１と第２の画像から少な
くとも第１と第２の位相マップを判定する位相判定手段
（58、60）と、第１と第２の位相マップを格納すると共
に、位相判定手段（58、60）と作動的に接続されている
第１と第２の位相マップメモリ手段（62、64）と、およ
び、第１と第２の位相マップを減算的に合成して、いか
なる定常アーチファクトをも補正すると共に第１と第２
の位相マップメモリ手段（62、64）と作動的に接続され
ている差の手段（68）、とを備えている。
核磁気共鳴画像化装置であって、画像領域を通ってほぼ
均一な磁界を発生する主磁界制御手段（10、12）と、無
線周波数信号を送受信し、画像領域に隣接して配置され
ている少なくとも１つのコイル（20）と、コイルに共鳴
励起パルスを選択的に伝送させる共鳴励起制御手段（2
2）と、コイル（20）にスピン反転パルスを選択的に伝
送させる反転パルス制御手段（24）と、コイル（20）か
ら受信した無線周波数共鳴信号を受信する受信手段（2
6）と、主磁界を横断して選択的に磁界勾配を生じさせ
る勾配コイル手段（30）と、勾配コイル手段に選択的に
勾配を発生させ、画像化しようとする画像領域を通るス
ライスを選択するスライス選択勾配手段（32）と、勾配
コイル手段（30）に、選択的にスライスを横断して読出
し勾配を発生させる読出し勾配制御手段（34）と、勾配
コイル手段（30）に、選択されたスライスに共鳴する核
を選択的に位相コード化させる位相コード化手段（36）
と、受信手段（26）からの共鳴信号を、複数の画素の各
々に対応する実値と虚値を有する画像表現に、選択的に
変換する変換手段（40）と、スライス選択勾配制御手段
（32）と読出し勾配制御手段（34）が、スライス選択勾
配と読出し勾配を、選択されたスライスの時間における
有効な第１のモーメントが実質的に零であるように、与
える場合に発生される第１の画像表現の実部分と虚部分
を格納する第１のメモリ手段（54）と、スライス選択勾
配制御手段（32）と読出し勾配制御手段（34）のうちの
少なくとも１つが、選択されたスライスにおいて共鳴す
る核を、それぞれのスライス選択勾配と読出し勾配のう
ちの少なくとも１つの時間を移動、または振幅を変える
ことによって、流れ符号化する場合に発生される第２の
画像表現の実部分と虚部分を格納する第２のメモリ手段
（56）と、強さの値が位相偏移によって変化する位相マ
ップを判定し、そして第１と第２のメモリ手段（54、5
6）と作動的に接続されて、第１と第２の画像から少な
くとも第１と第２の位相マップを判定する位相判定手段
（58、60）と、第１と第２の位相マップを格納すると共
に、位相判定手段（58、60）と作動的に接続されている
第１と第２の位相マップメモリ手段（62、64）と、およ
び、第１と第２の位相マップを減算的に合成して、いか
なる定常アーチファクトをも補正すると共に第１と第２
の位相マップメモリ手段（62、64）と作動的に接続され
ている差の手段（68）、とを備えている。
本発明の１利点は、かなり高い流速を位相マツプ化する
ことである。
ことである。
本発明の別の利点は、乱流、搏動の変動および他の一定
でない流れの成分を含む流れをマツプ化することであ
る。
でない流れの成分を含む流れをマツプ化することであ
る。
なお別の本発明の利点は、それが管腔内の高い信号の強
さを達成することである。
さを達成することである。
本発明のさらに別の利点は、以下の良好な実施態様につ
いての詳細な説明を読み、かつ、理解することで明らか
になるであろう。
いての詳細な説明を読み、かつ、理解することで明らか
になるであろう。
図面の簡単な説明 この発明は種々の段階および段階の構成、あるいは種々
の成分および成分の配置の形をとることができる。図面
は良好な実施態様を説明するためだけのものであつて、
それ制限するものと解釈されるべきではない。
の成分および成分の配置の形をとることができる。図面
は良好な実施態様を説明するためだけのものであつて、
それ制限するものと解釈されるべきではない。
第１図は本発明による核磁気共鳴装置の線図、 第２図は事前共鳴励起反転パルスおよび勾配エコー形成
による偶数エコー再位相化を組入れている流れ画像化の
ためのタイミングシーケンスの線図、 第３図は流れ符号化のためのスライス選択勾配の線図、
および 第４図は平面での流れ符号化のための読出し勾配の図で
ある。
による偶数エコー再位相化を組入れている流れ画像化の
ためのタイミングシーケンスの線図、 第３図は流れ符号化のためのスライス選択勾配の線図、
および 第４図は平面での流れ符号化のための読出し勾配の図で
ある。
良好な実施例の詳細な説明 第１図について見ると、核磁気共鳴画像化装置は複数の
磁石10と制御回路12を有しており、従つて画像領域を通
つて直線的に、ほぼ均一の磁界を発生する。無線周波数
（R.F.）コイル20は共鳴励起制御回路すなわち手段22に
接続されるが、該回路は選択的に、R.F.コイルに、90度
パルスのような共鳴励起パルスを伝送させる。反転パル
ス制御回路すなわち手段24は選択的に、広帯域180度パ
ルスのような反転パルスを与えて、共鳴する核のスピン
を選択的に反転する。無線周波数受信機２は、画像領域
内で共鳴する核によつて発生された無線周波数共鳴信号
成分を受信する。別々の送信コイルが設けられることも
できるし、あるいはR.F.コイル20が、送信機としておよ
び受信アンテナとして交代的に作用することもできる。
磁石10と制御回路12を有しており、従つて画像領域を通
つて直線的に、ほぼ均一の磁界を発生する。無線周波数
（R.F.）コイル20は共鳴励起制御回路すなわち手段22に
接続されるが、該回路は選択的に、R.F.コイルに、90度
パルスのような共鳴励起パルスを伝送させる。反転パル
ス制御回路すなわち手段24は選択的に、広帯域180度パ
ルスのような反転パルスを与えて、共鳴する核のスピン
を選択的に反転する。無線周波数受信機２は、画像領域
内で共鳴する核によつて発生された無線周波数共鳴信号
成分を受信する。別々の送信コイルが設けられることも
できるし、あるいはR.F.コイル20が、送信機としておよ
び受信アンテナとして交代的に作用することもできる。
勾配コイル構成30には適切な巻線が含まれており、画像
領域における主磁界を横断して、選択できる角度で、お
よび選択できる持続時間および周期性で、勾配を生じ
る。スライス選択勾配制御手段すなわち回路32は、この
勾配コイル組立体に、選択的に電力を与えて、位相マツ
プ化しようとする画像領域のスライスすなわち平面を選
択する。一般に、画像領域を横断して直線磁気勾配を与
えることによつて、および狭帯域励起パルスを与えるこ
とによつてスライスが選択されて、共振（共鳴）周波数
の限られた範囲にわたつてスピンを励起する。読出し勾
配制御装置34は画像領域を横断して読出し勾配を与え
る。位相符号化器すなわち手段36は選択的に勾配を調整
して、空間位置によつて異なる位相偏移を生じさせ、従
つて、共鳴信号は空間的に符号化される。
領域における主磁界を横断して、選択できる角度で、お
よび選択できる持続時間および周期性で、勾配を生じ
る。スライス選択勾配制御手段すなわち回路32は、この
勾配コイル組立体に、選択的に電力を与えて、位相マツ
プ化しようとする画像領域のスライスすなわち平面を選
択する。一般に、画像領域を横断して直線磁気勾配を与
えることによつて、および狭帯域励起パルスを与えるこ
とによつてスライスが選択されて、共振（共鳴）周波数
の限られた範囲にわたつてスピンを励起する。読出し勾
配制御装置34は画像領域を横断して読出し勾配を与え
る。位相符号化器すなわち手段36は選択的に勾配を調整
して、空間位置によつて異なる位相偏移を生じさせ、従
つて、共鳴信号は空間的に符号化される。
変換手段40は受信した共鳴信号の離散的にサンプルした
値を、周波数領域から空間領域へと変換するすなわちマ
ツプ化する。この良好な実施態様では、高速フーリエ変
換アルゴリズムによつて、両領域間で受信共鳴信号成分
を変換する、すなわちマツプ化する。
値を、周波数領域から空間領域へと変換するすなわちマ
ツプ化する。この良好な実施態様では、高速フーリエ変
換アルゴリズムによつて、両領域間で受信共鳴信号成分
を変換する、すなわちマツプ化する。
切換え手段52は、第１メモリ54に、第１の画像表現につ
いての別々の実成分および虚成分を伝えるが、その位相
は流速たは実質上独立となつている。共鳴データの実成
分および虚成分は、前述のように、対象の可動部分につ
いての情報によつて符号化されており、切換え手段52に
よつて第２メモリ56へと伝えられる。
いての別々の実成分および虚成分を伝えるが、その位相
は流速たは実質上独立となつている。共鳴データの実成
分および虚成分は、前述のように、対象の可動部分につ
いての情報によつて符号化されており、切換え手段52に
よつて第２メモリ56へと伝えられる。
第１位相判定手段58は、第１メモリ54の画像の各画素に
おける位相を判定する。この良好な実施態様では、第１
位相判定手段は各画素における位相を、対応する実画素
値と虚画素値の比率の逆正接（アークタンジエント）か
ら計算する。第２位相判定手段60は第２メモリ56の各画
素の位相を、好ましいことに、対応する実画素値と虚画
素値の逆正接から判定する。
おける位相を判定する。この良好な実施態様では、第１
位相判定手段は各画素における位相を、対応する実画素
値と虚画素値の比率の逆正接（アークタンジエント）か
ら計算する。第２位相判定手段60は第２メモリ56の各画
素の位相を、好ましいことに、対応する実画素値と虚画
素値の逆正接から判定する。
第１と第２の位相マツプメモリ62と64は、それぞれ、第
１と第２の画像の各画素における位相に対応する位相マ
ツプを格納する。差の手段66は、第１と第２の位相マツ
プ対応する画素を減算的に合成して、速度位相差マツプ
を発生し、差の位相マツプメモリ68の対応する画素に記
憶される。ビデオモニタ70あるいは他の表示手段は、差
のメモリ68からの速度差位相マツプを、人間が読むこと
のできる表示に、例えば、画素の強さが位相偏移、従つ
て速度によつて変化するビデオ画像のようなものに、変
換する。選択的に、表示手段は画像、位相マツプおよび
その関数から、他の表示を発生することができる。
１と第２の画像の各画素における位相に対応する位相マ
ツプを格納する。差の手段66は、第１と第２の位相マツ
プ対応する画素を減算的に合成して、速度位相差マツプ
を発生し、差の位相マツプメモリ68の対応する画素に記
憶される。ビデオモニタ70あるいは他の表示手段は、差
のメモリ68からの速度差位相マツプを、人間が読むこと
のできる表示に、例えば、画素の強さが位相偏移、従つ
て速度によつて変化するビデオ画像のようなものに、変
換する。選択的に、表示手段は画像、位相マツプおよび
その関数から、他の表示を発生することができる。
第２図は、第１図の制御回路のための良好な画像化シー
ケンスあるいは作動シーケンスを説明するものである。
従来のカール・パーセル画像化シーケンスにおける予備
知識によれば、90度励起パルスの後は２つの180度反転
パルスが続き、それに続いて共鳴データが収集される。
本発明では、90度あるいは他の励起パルス100の後に第
１反転パルス102が続き、次いで104でスピンエコーデー
タが収集される。カールパーセル技術から第２の反転パ
ルスを取除くことによつて画像化時間を低減し、かつ、
高速の流れと運動が位相マツプ化されることを可能にし
ている。しかし、血液の低速緩和時間によつて、共鳴シ
ーケンスの周期繰返し時間Trが低減される場合、信号の
低減を生ずる。このシーケンスが飽和せずに短縮され得
るために、励起パルス100を与える前に、第２反転パル
ス106によつて磁化が反転される。この良好な実施態様
では、第１と第２の反転パルスは両方とも180度広帯域
パルスとなつている。
ケンスあるいは作動シーケンスを説明するものである。
従来のカール・パーセル画像化シーケンスにおける予備
知識によれば、90度励起パルスの後は２つの180度反転
パルスが続き、それに続いて共鳴データが収集される。
本発明では、90度あるいは他の励起パルス100の後に第
１反転パルス102が続き、次いで104でスピンエコーデー
タが収集される。カールパーセル技術から第２の反転パ
ルスを取除くことによつて画像化時間を低減し、かつ、
高速の流れと運動が位相マツプ化されることを可能にし
ている。しかし、血液の低速緩和時間によつて、共鳴シ
ーケンスの周期繰返し時間Trが低減される場合、信号の
低減を生ずる。このシーケンスが飽和せずに短縮され得
るために、励起パルス100を与える前に、第２反転パル
ス106によつて磁化が反転される。この良好な実施態様
では、第１と第２の反転パルスは両方とも180度広帯域
パルスとなつている。
可動磁化を必然的に再位相化するカールパーセル画像化
シーケンスとは異なり、スピンエコーシーケンスはそう
ではない。本発明においては、可動物質からの磁化は、
スライス選択勾配および読出し勾配の両者を偶数エコー
再位相化することによつて、再位相化される。より特定
すれば第１極性のスライス選択パルス110は、励起パル
ス100の印加中に与えられる。第２極性の相補形スライ
ス選択パルス112,114は、第１反転パルス102のいずれか
の側で与えられる。相補形スライス選択勾配パルスの振
幅と持続時間が選択されて、可動物質の磁化が再位相化
される。
シーケンスとは異なり、スピンエコーシーケンスはそう
ではない。本発明においては、可動物質からの磁化は、
スライス選択勾配および読出し勾配の両者を偶数エコー
再位相化することによつて、再位相化される。より特定
すれば第１極性のスライス選択パルス110は、励起パル
ス100の印加中に与えられる。第２極性の相補形スライ
ス選択パルス112,114は、第１反転パルス102のいずれか
の側で与えられる。相補形スライス選択勾配パルスの振
幅と持続時間が選択されて、可動物質の磁化が再位相化
される。
同様に、偶数エコー再位相化技術が読出し勾配パルスを
適合させるのに利用されて、可動磁化の再位相化を達成
する。特に、第１極性の読出し勾配パルス120および第
２極性パルス122は、反転パルス102に先立つて与えられ
る。この反転パルス後、第２の第１極性読出しパルス12
4が与えられ、その後、スピンエコー104の間、第２極性
の第２読出し勾配パルス126が続く。勾配パルス120,12
2,124および126のタイミングと振幅は再び選択されて、
可動磁化を再位相化する。複数の選択された位相の１つ
が位相符号化パルス130によつて、符号化される。
適合させるのに利用されて、可動磁化の再位相化を達成
する。特に、第１極性の読出し勾配パルス120および第
２極性パルス122は、反転パルス102に先立つて与えられ
る。この反転パルス後、第２の第１極性読出しパルス12
4が与えられ、その後、スピンエコー104の間、第２極性
の第２読出し勾配パルス126が続く。勾配パルス120,12
2,124および126のタイミングと振幅は再び選択されて、
可動磁化を再位相化する。複数の選択された位相の１つ
が位相符号化パルス130によつて、符号化される。
第３図および第４図について見ると、位相マツプ化しよ
うとする流れすなわち流れ成分の方向での勾配パルスが
移動されて、流れをスピンエコーに符号化する。スライ
ス選択勾配だけが移動する場合（第３図）、スライス選
択方向での流れの成分が測定される。読出し勾配だけが
移動する場合（第４図）、読出し方向での流れの成分が
測定される。スライス選択勾配および読出し勾配の両者
が移動する場合には、スライス選択方向および読出し方
向に対して斜めの流れ成分が測定される。
うとする流れすなわち流れ成分の方向での勾配パルスが
移動されて、流れをスピンエコーに符号化する。スライ
ス選択勾配だけが移動する場合（第３図）、スライス選
択方向での流れの成分が測定される。読出し勾配だけが
移動する場合（第４図）、読出し方向での流れの成分が
測定される。スライス選択勾配および読出し勾配の両者
が移動する場合には、スライス選択方向および読出し方
向に対して斜めの流れ成分が測定される。
流れがどちらかの方向に対して斜めである場合、どちら
かのパルスを移動することによつて、流れの速度を明ら
かにするであろう、しかしそれはその方向の余弦で乗算
した絶対流にすぎない。両パルスを移動することによつ
て得た斜め角は、２つの勾配の相対的位相感度によつて
定められる。例えば、読出し方向における流れに対する
位相感度の２倍を、スライス選択方向におけるそれに対
して生じさせる移動は、読出し軸から26度、すなわち、
逆正接（アークタンジエント）＝0.5の角度を有する流
れに対して最も感応的になるであろう、そしてこの方向
に対して垂直な流れには余り感応しないであろう。
かのパルスを移動することによつて、流れの速度を明ら
かにするであろう、しかしそれはその方向の余弦で乗算
した絶対流にすぎない。両パルスを移動することによつ
て得た斜め角は、２つの勾配の相対的位相感度によつて
定められる。例えば、読出し方向における流れに対する
位相感度の２倍を、スライス選択方向におけるそれに対
して生じさせる移動は、読出し軸から26度、すなわち、
逆正接（アークタンジエント）＝0.5の角度を有する流
れに対して最も感応的になるであろう、そしてこの方向
に対して垂直な流れには余り感応しないであろう。
良好な実施態様では、流れの符号化は時間内の勾配パル
スを移動することによつて達成される。特に、第２の、
第２極性スライス選択勾配パルス114は△だけ時間移動
されるすなわち遅延されて、時間移動したスライス選択
勾配パルス114′となる。同様に、読出し勾配パルス124
は△だけ時間移動され、すなわち歩進されて、時間移動
した読出し勾配パルス124′となる。任意に、勾配パル
スは振幅移動することもできる。時間移動する方が振幅
移動するより好まれるが、それは高電力では、勾配振幅
移動は非直線になることもあり、そして非常に小さい時
間移動でも正確になされ得るからである。少なくも２つ
の勾配パルスは、勾配の零番目のモーメント（時間積
分）が消える場合にエコーが発生するので、例えば、勾
配120および122とされる。これは２つの勾配における等
しい変化によつて達成される。
スを移動することによつて達成される。特に、第２の、
第２極性スライス選択勾配パルス114は△だけ時間移動
されるすなわち遅延されて、時間移動したスライス選択
勾配パルス114′となる。同様に、読出し勾配パルス124
は△だけ時間移動され、すなわち歩進されて、時間移動
した読出し勾配パルス124′となる。任意に、勾配パル
スは振幅移動することもできる。時間移動する方が振幅
移動するより好まれるが、それは高電力では、勾配振幅
移動は非直線になることもあり、そして非常に小さい時
間移動でも正確になされ得るからである。少なくも２つ
の勾配パルスは、勾配の零番目のモーメント（時間積
分）が消える場合にエコーが発生するので、例えば、勾
配120および122とされる。これは２つの勾配における等
しい変化によつて達成される。
第２の反転パルス106が無いので、90度励起パルスを与
える直前のスライス外の物質の定常状態極性は、次のよ
うに表わすことができる。
える直前のスライス外の物質の定常状態極性は、次のよ
うに表わすことができる。
T1は縦緩和時間であり、Ｍ（ｚ）SSは磁化の定常状態ｚ
成分であり、Ｍ（ｚ）ｅは磁化の平衡ｚ成分であり、そ
してTrはシーケンスの周期繰返し時間である。
成分であり、Ｍ（ｚ）ｅは磁化の平衡ｚ成分であり、そ
してTrはシーケンスの周期繰返し時間である。
90度励起パルスに先立つて第２の広帯域反転パルス106
を与えることによつて、スライス外の物質は急速に連続
する２反転を必要とする。これによつて定常状態応答を
改善し、かつ、励起パルス100の直前に定常状態分極化
を行なうが、それは下記のように表わされる。
を与えることによつて、スライス外の物質は急速に連続
する２反転を必要とする。これによつて定常状態応答を
改善し、かつ、励起パルス100の直前に定常状態分極化
を行なうが、それは下記のように表わされる。
但し、Tiは第２反転パルス106と励起パルス100との間の
間隔である。流れの軌道によつて物質を画像化スライス
内に搬送する場合、続いて起こる励起パルスによつて観
察できる信号へ変換されるのが、この分極化である。反
転パルスと励起パルスとの間の時間Tiは変化することが
できて、異なるT1という縦緩和時間定数を有する身体の
脂肪信号を抑制することを理解されたい。
間隔である。流れの軌道によつて物質を画像化スライス
内に搬送する場合、続いて起こる励起パルスによつて観
察できる信号へ変換されるのが、この分極化である。反
転パルスと励起パルスとの間の時間Tiは変化することが
できて、異なるT1という縦緩和時間定数を有する身体の
脂肪信号を抑制することを理解されたい。
変化する磁界勾配に従う位相磁化は下記のように定義す
ることができる。
ることができる。
但し、φ（Te）は時間Teにおける磁化の位相であり、Ｇ
（ｔ）は時間ｔにおける勾配の強さであり、ｘ（ｔ）は
時間ｔにおける磁化パケツトの位置であり、そしてγは
磁気回転比である。全体的運動を行なつている磁化パケ
ツトへの効果は、ｘ（ｔ）を位置の時間微分におけるべ
き級数として拡張することによつて、次のように表わす
ことができる。
（ｔ）は時間ｔにおける勾配の強さであり、ｘ（ｔ）は
時間ｔにおける磁化パケツトの位置であり、そしてγは
磁気回転比である。全体的運動を行なつている磁化パケ
ツトへの効果は、ｘ（ｔ）を位置の時間微分におけるべ
き級数として拡張することによつて、次のように表わす
ことができる。
但し、x(i)（ｔ）はｉ番目を微分である。ｉ＝１より高
次の項を無視すると、位相偏移における位置および速度
の依存度は次のように表わすことができる。
次の項を無視すると、位相偏移における位置および速度
の依存度は次のように表わすことができる。
第１反転パルス102は、パルスの時間における位相角の
記号を逆にする。このことは数学的には、奇数番目の反
転パルス後の勾配Ｇ（ｔ）の記号を逆にすることによつ
て表わすことができる。勾配の強さに対するこの変更に
よつて、Ｇ（ｔ）が変更される場合、定常磁化からエコ
ーが発生し、従つてφ（Te）は位置とは独立となる、す
なわち 単一エコーのみを利用すると、式（５）の速度依存項は
打ち消せない。この位相偏移は第２のエコーを利用する
ことによつて再集束することができ、有効勾配輪郭は第
１エコー104に関して反転されている。この良好な実施
態様では、これは勾配とスピンエコーを結合することに
よつて達成される。偶数エコー再位相化効果は、第１反
転パルス102のいずれか側の１つである、２つの勾配エ
コー120,122および124,126を結合することによつて達成
される。
記号を逆にする。このことは数学的には、奇数番目の反
転パルス後の勾配Ｇ（ｔ）の記号を逆にすることによつ
て表わすことができる。勾配の強さに対するこの変更に
よつて、Ｇ（ｔ）が変更される場合、定常磁化からエコ
ーが発生し、従つてφ（Te）は位置とは独立となる、す
なわち 単一エコーのみを利用すると、式（５）の速度依存項は
打ち消せない。この位相偏移は第２のエコーを利用する
ことによつて再集束することができ、有効勾配輪郭は第
１エコー104に関して反転されている。この良好な実施
態様では、これは勾配とスピンエコーを結合することに
よつて達成される。偶数エコー再位相化効果は、第１反
転パルス102のいずれか側の１つである、２つの勾配エ
コー120,122および124,126を結合することによつて達成
される。
再び第２図について見ると、式（４）で説明された運動
の高次の成分もまた、偶数エコー再位相化によつて再位
相化される。時間原点をシーケンスの中心に選択するこ
とによつて、高次項の解析は簡単になる。与えられた成
分による位相偏移は、反転パルス102で定められた原点
の周囲におけるべき指数の拡張によつて、次のように計
算される。
の高次の成分もまた、偶数エコー再位相化によつて再位
相化される。時間原点をシーケンスの中心に選択するこ
とによつて、高次項の解析は簡単になる。与えられた成
分による位相偏移は、反転パルス102で定められた原点
の周囲におけるべき指数の拡張によつて、次のように計
算される。
式（７）の積分は正と負の時間で等範囲にわたつて行な
われるので、被積分関数が時間の奇数関数である場合、
それは零になる。これは、勾配が時間の偶数関数であれ
ば、位置のすべての奇数の微分係数に対して生ずる。零
次の項もまた零になる。これによつて、位置の偶数の微
分係数、すなわちｉ＝2,4,6……から生ずる項のみを残
す。
われるので、被積分関数が時間の奇数関数である場合、
それは零になる。これは、勾配が時間の偶数関数であれ
ば、位置のすべての奇数の微分係数に対して生ずる。零
次の項もまた零になる。これによつて、位置の偶数の微
分係数、すなわちｉ＝2,4,6……から生ずる項のみを残
す。
この勾配輪郭は周波数符号化に適している。同様な原理
はスライス選択から生ずる移動を再位相化することに利
用できる。適切な輪郭は第２図に示されている。
はスライス選択から生ずる移動を再位相化することに利
用できる。適切な輪郭は第２図に示されている。
反転パルスの周りの第２エコーを分割することによつて
ｚ磁化の反転におけるいかなる不正確さでも位相をずら
す。すなわち、ｚ磁化の不正確な反転によつて横断面に
もたらされたいかなる磁化でも、スライスの厚さにわた
つて位相をずらされて、周波数符号化勾配によつて、画
像にアーチフアクトを生じさせることもあり得るデータ
収集ウインドウの中心に、再集束されることはない。
ｚ磁化の反転におけるいかなる不正確さでも位相をずら
す。すなわち、ｚ磁化の不正確な反転によつて横断面に
もたらされたいかなる磁化でも、スライスの厚さにわた
つて位相をずらされて、周波数符号化勾配によつて、画
像にアーチフアクトを生じさせることもあり得るデータ
収集ウインドウの中心に、再集束されることはない。
エコー現象によつて、その位相が流れの速度に依存する
信号を発生する。この速度依存の位相は、上で概説した
ように、スライス選択勾配および読出し勾配の両輪郭に
組入れられている。
信号を発生する。この速度依存の位相は、上で概説した
ように、スライス選択勾配および読出し勾配の両輪郭に
組入れられている。
再位相化において残留誤差を補償するために、差の技術
が利用される。すなわち、位相差が、速度依存位相を有
して取られたものとそうでないもの、との２つの画像間
で取られる。スライス選択勾配パルスと読出し勾配パル
スはすでに存在しているので、第１と第２の画像のため
のデータは、１つ以上の勾配を量△だけ時間移動するこ
とによつて得られる。両画像に共通の項を除外すると、
両画像間の位相差は次のように表わすことができる。
が利用される。すなわち、位相差が、速度依存位相を有
して取られたものとそうでないもの、との２つの画像間
で取られる。スライス選択勾配パルスと読出し勾配パル
スはすでに存在しているので、第１と第２の画像のため
のデータは、１つ以上の勾配を量△だけ時間移動するこ
とによつて得られる。両画像に共通の項を除外すると、
両画像間の位相差は次のように表わすことができる。
２つのシーケンス間での磁化の位置上の変位が、勾配パ
ルスの時間スケールにわたつて一定、△x,である場合、
位相は次のように低減する。
ルスの時間スケールにわたつて一定、△x,である場合、
位相は次のように低減する。
平均速度は位相角から独自に計算することができる。
特に、第１と第２の画像表現についての実値と虚値との
間の比率の逆正接の差に比例して、速度は変化する。測
定値の感度は時間移動パラメータ△を変えることによつ
て調整される。位置変位は平均速度と時間移動パラメー
タとの積となつており、それはすなわち △ｘ＝・△ （10） 典型的な動脈流のスライス選択方向での測定を行なうた
めには、４ミリ秒間保持された、１センチメートルあた
り約１キロヘルツの勾配パルスが1.25ミリ秒だけ時間移
動される場合に、１秒あたり１メートルまで、速度をコ
ード化することができる。読出し方向における流れに対
しては、読出し勾配が同様に移動される。読出しおよび
スライス選択の両方向での同時符号化も同様に、あるい
は両勾配の振幅を移動するすなわちスケールすること
で、達成することができる。
間の比率の逆正接の差に比例して、速度は変化する。測
定値の感度は時間移動パラメータ△を変えることによつ
て調整される。位置変位は平均速度と時間移動パラメー
タとの積となつており、それはすなわち △ｘ＝・△ （10） 典型的な動脈流のスライス選択方向での測定を行なうた
めには、４ミリ秒間保持された、１センチメートルあた
り約１キロヘルツの勾配パルスが1.25ミリ秒だけ時間移
動される場合に、１秒あたり１メートルまで、速度をコ
ード化することができる。読出し方向における流れに対
しては、読出し勾配が同様に移動される。読出しおよび
スライス選択の両方向での同時符号化も同様に、あるい
は両勾配の振幅を移動するすなわちスケールすること
で、達成することができる。
良好な実施態様に関してこの発明を説明して来たが、こ
の良好な実施態様についての先の詳細な説明を読み、理
解する上で、変更、改変等、思いつくのは明らかであ
る。そのようなすべての変化例が添付の特許請求の範囲
の範囲内にある限り、本発明はそれらを含むと解釈され
るよう意図するものである。
の良好な実施態様についての先の詳細な説明を読み、理
解する上で、変更、改変等、思いつくのは明らかであ
る。そのようなすべての変化例が添付の特許請求の範囲
の範囲内にある限り、本発明はそれらを含むと解釈され
るよう意図するものである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０ Ｙ
Claims (10)
- 【請求項１】可動物質を核磁気共鳴画像化する方法であ
って、第１の勾配輪郭（110、112、114、または、120、
122、124、126）によって、第１の核磁気共鳴画像デー
タを捕捉する段階と、前記第１の勾配輪郭と異なった第
２の勾配輪郭（110、112、114′、または、120、122、1
24′、126）を使用して前記第１の画像データに対応す
る第２の核磁気共鳴画像データを捕捉する段階と、前記
第１、および第２の画像データを利用して可動物質に関
するデータを得る段階とから成り、前記第１、および第
２の勾配輪郭の一方（110、112、114、または、120、12
2、124、126）が時間内の実質的に零の有効な第１のモ
ーメントを有し、前記第１、および第２の勾配輪郭のも
う一方（110、112、114′、または120、122、124′、12
6）が時間内の零以外の有効な第１のモーメントを有
し、前記第１、および第２の画像データがそれぞれ実デ
ータ成分と虚データ成分からそれぞれ作成される位相マ
ップを含み、前記第１、および第２の勾配輪郭は時間、
または２つの輪郭において他の点で対応するパルスの振
幅において異なり、前記利用段階は前記第１、および第
２の位相マップを減算的に合成する段階を含み、それに
より前記可動物質の流速度マップを表すデータを得るこ
とを特徴とする核磁気共鳴画像化方法。 - 【請求項２】特許請求の範囲第１項記載の方法であって
さらに、各データ捕捉には共鳴励起パルス（100）を与
える段階、およびその後に広帯域反転パルス（102）を
与えてスピンエコー（104）を生じさせる段階が含まれ
ていることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。 - 【請求項３】特許請求の範囲第２項記載の方法であっ
て、各データ捕捉において前記共鳴励起パルス（100）
は広帯域反転パルス（106）により先行されることを特
徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。 - 【請求項４】特許請求の範囲第１項から第３項のいずれ
かに記載の方法であって、前記各勾配輪郭にはそれぞれ
スライス選択勾配パルス（110、112、114、または、11
0、112、114′）が含まれていることを特徴とする前記
核磁気共鳴画像化方法。 - 【請求項５】特許請求の範囲第１項、第３項、第４項の
いずれかに記載の方法であって、前記各勾配輪郭にはそ
れぞれ読出し勾配パルス（120、122、124、126、また
は、120、122、124′、126）が含まれていることを特徴
とする前記核磁気共鳴画像化方法。 - 【請求項６】特許請求の範囲第２項に記載の方法であっ
て、前記各勾配輪郭にはそれぞれ読出し勾配パルス（12
0、122、124、126、または、120、122、124′、126）が
含まれていることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方
法。 - 【請求項７】特許請求の範囲第６項記載の方法であっ
て、前記勾配パルスにはスピンエコー（104）を生じさ
せる前記反転パルス（102）の前および後にそれぞれ第
１（120、122）、および第２（124、126、または、12
4′、126）読出し勾配パルスが含まれていることを特徴
とする前記核磁気共鳴画像化方法。 - 【請求項８】特許請求の範囲第７項記載の方法であっ
て、前記第１、および第２勾配輪郭の前記一方を使用す
るデータ捕捉において、前記第１（120、122）、および
第２（124、126）の読出し勾配パルスはほぼ同じであ
り、従って位置の奇数の微分係数は消え、それによって
第１と第２の読出し勾配は偶数エコー再位相化を生じさ
せることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。 - 【請求項９】特許請求の範囲第８項記載の方法であっ
て、前記第１、および第２の勾配輪郭の前記一方を使用
するデータ捕捉において前記勾配パルスはさらに、スピ
ンエコー（104）を生じさせる前記反転パルス（102）の
前および後に１対の相補形スライス選択勾配を与えて、
選択されたスライス面における流れに対する感度を低減
させる段階を含んでいることを特徴とする前記核磁気共
鳴画像化方法。 - 【請求項１０】可動物質を検査する核磁気共鳴画像化装
置であって、画像領域を通ってほぼ均一な磁界を発生す
る主磁界制御手段（10、12）と、無線周波数信号を送受
信し、画像領域に隣接して配置されている少なくとも１
つのコイル（20）と、コイルに共鳴励起パルスを選択的
に伝送させる共鳴励起制御手段（22）と、コイル（20）
にスピン反転パルスを選択的に伝送させる反転パルス制
御手段（24）と、コイル（20）から受信した無線周波数
共鳴信号を受信する受信手段（26）と、主磁界を横断し
て選択的に磁界勾配を生じさせる勾配コイル手段（30）
と、勾配コイル手段に選択的に勾配を発生させ、画像化
しようとする画像領域を通るスライスを選択するスライ
ス選択勾配手段（32）と、勾配コイル手段（30）に、選
択的にスライスを横断して読出し勾配を発生させる読出
し勾配制御手段（34）と、勾配コイル手段（30）に、選
択されたスライスに共鳴する核を選択的に位相コード化
させる位相コード化手段（36）と、受信手段（26）から
の共鳴信号を、複数の画素の各々に対応する実値と虚値
を有する画像表現に、選択的に変換する変換手段（40）
と、スライス選択勾配制御手段（32）と読出し勾配制御
手段（34）が、スライス選択勾配と読出し勾配を、選択
されたスライスの時間における有効な第１のモーメント
が実質的に零であるように、与える場合に発生される第
１の画像表現の実部分と虚部分を格納する第１のメモリ
手段（54）と、スライス選択勾配制御手段（32）と読出
し勾配制御手段（34）のうちの少なくとも１つが、選択
されたスライスにおいて共鳴する核を、それぞれのスラ
イス選択勾配と読出し勾配のうちの少なくとも１つの時
間を移動、または振幅を変えることによって、流れ符号
化する場合に発生される第２の画像表現の実部分と虚部
分を格納する第２のメモリ手段（56）と、強さの値が位
相偏移によって変化する位相マップを判定し、そして第
１と第２のメモリ手段（54、56）と作動的に接続され
て、第１と第２の画像から少なくとも第１と第２の位相
マップを判定する位相判定手段（58、60）と、第１と第
２の位相マップを格納すると共に位相判定手段（58、6
0）と作動的に接続されている第１と第２の位相マップ
メモリ手段（62、64）と、および、第１と第２の位相マ
ップを減算的に合成して、いかなる定常アーチファクト
をも補正すると共に第１と第２の位相マップメモリ手段
（62、64）と作動的に接続されている差の手段（68）、
とを備えていることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化
装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US06/766,757 US4683431A (en) | 1985-08-16 | 1985-08-16 | Magnetic resonance imaging of high velocity flows |
| US766757 | 1985-08-16 | ||
| PCT/GB1986/000450 WO1987001200A1 (en) | 1985-08-16 | 1986-07-30 | Magnetic resonance imaging of high velocity flows |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63501342A JPS63501342A (ja) | 1988-05-26 |
| JPH07100059B2 true JPH07100059B2 (ja) | 1995-11-01 |
Family
ID=25077442
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61504304A Expired - Lifetime JPH07100059B2 (ja) | 1985-08-16 | 1986-07-30 | 高速フロ−の核磁気共鳴画像化方法および装置 |
| JP61504185A Pending JPS63501339A (ja) | 1985-08-16 | 1986-07-31 | 核磁気共鳴画像化方法およびその装置 |
Family Applications After (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61504185A Pending JPS63501339A (ja) | 1985-08-16 | 1986-07-31 | 核磁気共鳴画像化方法およびその装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4683431A (ja) |
| EP (1) | EP0233906B1 (ja) |
| JP (2) | JPH07100059B2 (ja) |
| DE (1) | DE3674913D1 (ja) |
| WO (1) | WO1987001200A1 (ja) |
Families Citing this family (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0208601B1 (fr) * | 1985-06-27 | 1989-10-25 | General Electric Cgr S.A. | Procédé d'imagerie par résonance magnétique nucléaire |
| USRE34495E (en) * | 1985-07-10 | 1994-01-04 | Hitachi, Ltd. | NMR imaging method |
| DE3686985T2 (de) * | 1985-07-10 | 1993-04-29 | Hitachi Ltd | Verfahren zur bilderzeugung mittels magnetischer kernresonanz. |
| US4780674A (en) * | 1986-01-29 | 1988-10-25 | Thomson-Cgr | Process for imaging by nuclear magnetic resonance |
| JPH0814584B2 (ja) * | 1986-12-22 | 1996-02-14 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置における流速測定方法 |
| JPS63186639A (ja) * | 1987-01-30 | 1988-08-02 | 株式会社日立製作所 | 血流イメ−ジング方式 |
| FR2615286B1 (fr) * | 1987-05-12 | 1989-10-13 | Thomson Cgr | Procede de mesure des flux dans une experimentation de resonance magnetique nucleaire |
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