JPH074348B2 - Ｎｍｒイメージング方法 - Google Patents
Ｎｍｒイメージング方法Info
- Publication number
- JPH074348B2 JPH074348B2 JP24881085A JP24881085A JPH074348B2 JP H074348 B2 JPH074348 B2 JP H074348B2 JP 24881085 A JP24881085 A JP 24881085A JP 24881085 A JP24881085 A JP 24881085A JP H074348 B2 JPH074348 B2 JP H074348B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- pulse
- phase
- gradient magnetic
- imaging method
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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- Measuring Volume Flow (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Processing Or Creating Images (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Medical Treatment And Welfare Office Work (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴（NMR）現象を利用した体内断層
撮影装置に関し、特に、体内の血流速度をイメージング
する技術に関する。
撮影装置に関し、特に、体内の血流速度をイメージング
する技術に関する。
血流イメージングの原理は、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傾斜磁場を、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
して計測しようとするものである。血液の流れている方
向に時刻τ１に傾斜磁場Ｇを印加し、その後適当な時刻
τ２に反転傾斜磁場（−Ｇ）を印加する。反転傾斜磁場
とは、大きさを変化させず、符号のみを逆転させた磁場
のことである。
ず、動きのある物体にのみ影響を与える傾斜磁場を、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
して計測しようとするものである。血液の流れている方
向に時刻τ１に傾斜磁場Ｇを印加し、その後適当な時刻
τ２に反転傾斜磁場（−Ｇ）を印加する。反転傾斜磁場
とは、大きさを変化させず、符号のみを逆転させた磁場
のことである。
静止物体は、動きがないため、時刻τ１とτ２で大きさ
は同じで符号が逆転した磁場を感じ、その影響は互いに
キヤンセルされ、傾斜磁場が全く印加されていない時と
同一の状態となる。一方、血液部分は、動きがあるた
め、時刻τ１とτ２では異なる磁場を感じ、その影響は
キヤンセルされず、スピンに位相の変化を与える。
は同じで符号が逆転した磁場を感じ、その影響は互いに
キヤンセルされ、傾斜磁場が全く印加されていない時と
同一の状態となる。一方、血液部分は、動きがあるた
め、時刻τ１とτ２では異なる磁場を感じ、その影響は
キヤンセルされず、スピンに位相の変化を与える。
通常、スライス垂直方向をＺ方向、画像横方向である読
み出し用傾斜磁場方向をｘ方向、画像縦方向である位相
エンコード方向をｙ方向と呼ぶ。以下、このx,y,z方向
で説明する。
み出し用傾斜磁場方向をｘ方向、画像縦方向である位相
エンコード方向をｙ方向と呼ぶ。以下、このx,y,z方向
で説明する。
上記に述べた２組の傾斜磁場の組合せをフローエンコー
ドパルスと呼び、血流の測定で必ず用いるが、血流の向
きがｚ方向かｘ方向かで、その影響は異なる。その原因
を、第１図の撮影用パルスシーケンスにて説明する 図中、フローエンコードパルスと呼ばれるものは３種類
ある。GZに関して２種類、GXに関して１種類である。GZ
はパルス102が１組、そしてパルス105が１組である。パ
ルス105は１つのパルスしかないが、同時に180゜パルス
104が印加されているので、同等な働きがある。先程述
べた原理に従いパルス102と105の傾斜磁場による２回の
位相回りを生じる。
ドパルスと呼び、血流の測定で必ず用いるが、血流の向
きがｚ方向かｘ方向かで、その影響は異なる。その原因
を、第１図の撮影用パルスシーケンスにて説明する 図中、フローエンコードパルスと呼ばれるものは３種類
ある。GZに関して２種類、GXに関して１種類である。GZ
はパルス102が１組、そしてパルス105が１組である。パ
ルス105は１つのパルスしかないが、同時に180゜パルス
104が印加されているので、同等な働きがある。先程述
べた原理に従いパルス102と105の傾斜磁場による２回の
位相回りを生じる。
それに対して、GXに関するパルス103及び107がｘ方向の
フローエンコードパルスである。しかし、これはｚ方向
の場合と異なり、計測信号108を読み出し中の傾斜磁場
となつている。従つてｘ方向の血流は、計測中に周波数
を変化させる。個々のスピンに注目すると複雑な動きを
するが、血管全体の血流を考えると、ｚ方向と同様な流
速に比例した位相回りになる。
フローエンコードパルスである。しかし、これはｚ方向
の場合と異なり、計測信号108を読み出し中の傾斜磁場
となつている。従つてｘ方向の血流は、計測中に周波数
を変化させる。個々のスピンに注目すると複雑な動きを
するが、血管全体の血流を考えると、ｚ方向と同様な流
速に比例した位相回りになる。
従来、ｘ方向の血流測定に関して次のような発表があ
る。第１の方法は、デ．ジ．ノリス（D.G.Norris）の
「位相エンコードNMRフローイメージング」（Phase Enc
oded NMR Flow Imaging）である。計測時外に、ｚ方向
と同様なフローエンコードを印加する。条件を変えて８
回撮影し、その方向にフーリエ変換すると速度分解能８
点の画像が得られる。
る。第１の方法は、デ．ジ．ノリス（D.G.Norris）の
「位相エンコードNMRフローイメージング」（Phase Enc
oded NMR Flow Imaging）である。計測時外に、ｚ方向
と同様なフローエンコードを印加する。条件を変えて８
回撮影し、その方向にフーリエ変換すると速度分解能８
点の画像が得られる。
また、第２の方法として、ヴイ．ジエイ．ウエデイーン
（V.J.Wedeen）の「位相表示による核磁気共鳴速度イメ
ージング」（NMR Velocity Imaging by Phase Displa
y）がある。これは、GXに関するパルス103と107を直接
利用する方法であるが、速度変化を見るために、パルス
107の位置をずらせて位相が位置に対して直線的に変化
するようにする。位相は２π毎にサイクリツクに変化す
るので、イメージングすると縞模様に見える。静止物体
では、縞はきれいな縦縞になるが、動きがあるとその大
きさに応じて縞が歪む。これから流速をパターンとして
見ることができる。
（V.J.Wedeen）の「位相表示による核磁気共鳴速度イメ
ージング」（NMR Velocity Imaging by Phase Displa
y）がある。これは、GXに関するパルス103と107を直接
利用する方法であるが、速度変化を見るために、パルス
107の位置をずらせて位相が位置に対して直線的に変化
するようにする。位相は２π毎にサイクリツクに変化す
るので、イメージングすると縞模様に見える。静止物体
では、縞はきれいな縦縞になるが、動きがあるとその大
きさに応じて縞が歪む。これから流速をパターンとして
見ることができる。
いずれの方法も、定性的なイメージング法であり、定量
性に問題がある。
性に問題がある。
また、第１の方法では、速度分解能を上げるためには撮
影枚数を増加させる必要があり、撮影時間を要するNMR
イメージソングでは、大きな問題となる。また、第２の
方法では、対象物にｚ方向の動きがあると、ｘ方向と区
別できないため、xy平面内の動きだけの場合に限られ、
実用上大きな問題がある。
影枚数を増加させる必要があり、撮影時間を要するNMR
イメージソングでは、大きな問題となる。また、第２の
方法では、対象物にｚ方向の動きがあると、ｘ方向と区
別できないため、xy平面内の動きだけの場合に限られ、
実用上大きな問題がある。
本発明の目的は、実用的でかつ定量的なｘ方向の血流速
度が測定可能の手段を提供することにある。
度が測定可能の手段を提供することにある。
ｚ方向の血流速の測定と同様に、ｘ方向の血流速と位相
角度の関係を求める。これにより、ｘ方向にのみ流れて
いる場合には、再生画像の位相から、血流速度が求ま
る。しかし、一般には、ｚ方向（スライス垂直方向）の
流れを伴うことが多い。そこで、ｚ方向では、フローエ
ンコードパルスが２組含まれていることに着目し、それ
ぞれの位相変化が逆転するようにGZを設定する。これに
より、GZをうまくコントロールすると、ｚ方向の流速に
は無関係に、位相をほぼ零とすることができる。このよ
うなシーケンスで撮影を行うと、再生画像の位相からｘ
方向の流速を求めることができる。
角度の関係を求める。これにより、ｘ方向にのみ流れて
いる場合には、再生画像の位相から、血流速度が求ま
る。しかし、一般には、ｚ方向（スライス垂直方向）の
流れを伴うことが多い。そこで、ｚ方向では、フローエ
ンコードパルスが２組含まれていることに着目し、それ
ぞれの位相変化が逆転するようにGZを設定する。これに
より、GZをうまくコントロールすると、ｚ方向の流速に
は無関係に、位相をほぼ零とすることができる。このよ
うなシーケンスで撮影を行うと、再生画像の位相からｘ
方向の流速を求めることができる。
第１図のシーケンスにおいて、ｘ方向だけの動きがある
場合の流速と位相の関係は、次の通りである。
場合の流速と位相の関係は、次の通りである。
θ＝γGXvtPtI〔rad〕 （１） ここでγ：核磁気回転比 GX:x方向傾斜磁場傾き v:流速 tP:GX印加基本時間 tI:GX印加間隔 また、ｚ方向の影響による位相回りを取り除くために、
極性を逆転したGZを印加するかわりに、通常のパルス10
5を印加し、さらにあらためて位相回りが逆になるフロ
ーエンコードパルスを付け加えてもよい。
極性を逆転したGZを印加するかわりに、通常のパルス10
5を印加し、さらにあらためて位相回りが逆になるフロ
ーエンコードパルスを付け加えてもよい。
なお、動きとして血流について述べたが、もちろん心臓
など動きのある臓器についても同様に計測できる。
など動きのある臓器についても同様に計測できる。
以下、実施例にもとづき本発明を詳細に説明する。第２
図は、本発明の一実施例のブロック構成図である。被検
体からNMR信号を検出するために発生させる各種パルス
及び磁場をコントロールするシーケンス制御部201よ
り、被検体の特定の核種を共鳴させるために発生する高
周波パルスの送信器202と、NMR信号の共鳴周波数を決定
する静磁場と強さ及び方向を任意にコントロールできる
傾斜磁場を発生させるための磁場制御部203と、被検体
から発生するNMR信号を検波後、計測を行う受信器205と
を制御し、受信器205から取り込んだ計測信号をもとに
処理装置206で画像再構成を行い、再構成された画像をC
RTデイスプレイ207に表示する。磁場駆動部204は、上記
磁場制御部203から出力されたコントロール信号に基づ
いて、計測に必要な磁場を発生させる。
図は、本発明の一実施例のブロック構成図である。被検
体からNMR信号を検出するために発生させる各種パルス
及び磁場をコントロールするシーケンス制御部201よ
り、被検体の特定の核種を共鳴させるために発生する高
周波パルスの送信器202と、NMR信号の共鳴周波数を決定
する静磁場と強さ及び方向を任意にコントロールできる
傾斜磁場を発生させるための磁場制御部203と、被検体
から発生するNMR信号を検波後、計測を行う受信器205と
を制御し、受信器205から取り込んだ計測信号をもとに
処理装置206で画像再構成を行い、再構成された画像をC
RTデイスプレイ207に表示する。磁場駆動部204は、上記
磁場制御部203から出力されたコントロール信号に基づ
いて、計測に必要な磁場を発生させる。
以上の構成における本発明の実施手順を、第３図〜第４
図を用いて以下に説明する。ここでは、ｚ方向における
位相変化のキヤンセル方法として、パルス105を逆転す
る方法を述べる。第３図は、本発明のために用いるパル
スシーケンス、第４図は、第３図のシーケンスを用いた
処理手順フローチヤートである。第４図に従つて説明す
る。
図を用いて以下に説明する。ここでは、ｚ方向における
位相変化のキヤンセル方法として、パルス105を逆転す
る方法を述べる。第３図は、本発明のために用いるパル
スシーケンス、第４図は、第３図のシーケンスを用いた
処理手順フローチヤートである。第４図に従つて説明す
る。
ステツプ401:第３図のパルスシーケンスに従い、位相エ
ンコード傾斜磁場（GY）306を256回変化させ、撮影す
る。通常のパルスシーケンスである第１図と異なるの
は、傾斜磁場（GZ）305の極性と印加時間である。極性
が傾斜磁場（GZ）302と反転しているのは、傾斜磁場（G
Z）302の流速による位相変化と傾斜磁場（GZ）305の流
速による位相変化をちようど反対方向にするためであ
る。傾斜磁場（GZ）305の印加時間を、高周波パルス幅3
04の約1.5倍にするとｚ方向の流速には無関係に位相は
零となる。
ンコード傾斜磁場（GY）306を256回変化させ、撮影す
る。通常のパルスシーケンスである第１図と異なるの
は、傾斜磁場（GZ）305の極性と印加時間である。極性
が傾斜磁場（GZ）302と反転しているのは、傾斜磁場（G
Z）302の流速による位相変化と傾斜磁場（GZ）305の流
速による位相変化をちようど反対方向にするためであ
る。傾斜磁場（GZ）305の印加時間を、高周波パルス幅3
04の約1.5倍にするとｚ方向の流速には無関係に位相は
零となる。
ステツプ402:直交検波後見られる信号308は、装置の歪
によつて位相変化を受けているので補正する。位相に影
響を与える歪には、 NMR信号のサンプル位置原点ずれ 検出系の特性 静磁場の不均一性 がある。この補正は、すでに公知の方法を用いて補正で
きる〔佐野他：核磁気共鳴イメージングにおける位相歪
補正技術、昭和60年度電子通信学会総合全国大会〕。こ
れらの補正を行いながら、画像再生を行う。
によつて位相変化を受けているので補正する。位相に影
響を与える歪には、 NMR信号のサンプル位置原点ずれ 検出系の特性 静磁場の不均一性 がある。この補正は、すでに公知の方法を用いて補正で
きる〔佐野他：核磁気共鳴イメージングにおける位相歪
補正技術、昭和60年度電子通信学会総合全国大会〕。こ
れらの補正を行いながら、画像再生を行う。
ステツプ403:前ステツプで得られるNMR画像は、次式で
示す複素信号となる。
示す複素信号となる。
（x,y）＝Ｒ（x,y）＋ｉＩ（x,y） 位相角度は、次式で算出できる。
この位相角度は、前に述べた通り、ｚ方向の流速とは無
関係でｘ方向の流速に比例している。その関係式は、次
の通りである。
関係でｘ方向の流速に比例している。その関係式は、次
の通りである。
θ＝GXγvtPtI ここでGX:x方向の傾斜磁場強度 γ：核磁気回転比 tP:パルス303印加時間 tI:パルス303と307の印加間隔 このシーケンスでは、計測時間の関係からtPをある値よ
り小さくできない。位相角度θは、（−π）から（＋
π）の間に限られるので、計測最大流速は、ここで限定
されてしまう。
り小さくできない。位相角度θは、（−π）から（＋
π）の間に限られるので、計測最大流速は、ここで限定
されてしまう。
これを解決するシーケンスが、第５図である。第３図と
異なるの点は、（−GX）のパルス対501と503である。こ
のパルス対は、フローエンコードパルスであり、GXのパ
ルス対502と504とは極性が反対になつている。従つて、
流速による位相回り角度は、反対になり、同一の流速に
対して位相角度は、小さくなり、結果的にダイナミツク
レンジを広げることができる。
異なるの点は、（−GX）のパルス対501と503である。こ
のパルス対は、フローエンコードパルスであり、GXのパ
ルス対502と504とは極性が反対になつている。従つて、
流速による位相回り角度は、反対になり、同一の流速に
対して位相角度は、小さくなり、結果的にダイナミツク
レンジを広げることができる。
また、動きのある部分の位相が変化する点に注目し、位
相が０゜からずれている部分を抽出することにより、血
管部の抽出を行うこともできる。
相が０゜からずれている部分を抽出することにより、血
管部の抽出を行うこともできる。
本発明によれば、１回の撮影で任意の方向に流れる血管
のｘ方向の流速成分のみを純粋に取り出すことができる
ので、定量性にすぐれるとともに、計測のスループツト
をあげることができる。
のｘ方向の流速成分のみを純粋に取り出すことができる
ので、定量性にすぐれるとともに、計測のスループツト
をあげることができる。
第１図は通常のNMRイメージング装置で用いれれている
パルスシーケンスを示す図、第２図は本発明の一実施例
を示すブロツク構成図、第３図は本発明の撮影手順の一
例を示すパルスシーケンスを示す図、第４図は本発明を
実施するための処理手順を示すフローチヤート、第５図
はダイナミツクレンジを拡大するための撮影手順の一例
を示すパルスシーケンスを示す図である。
パルスシーケンスを示す図、第２図は本発明の一実施例
を示すブロツク構成図、第３図は本発明の撮影手順の一
例を示すパルスシーケンスを示す図、第４図は本発明を
実施するための処理手順を示すフローチヤート、第５図
はダイナミツクレンジを拡大するための撮影手順の一例
を示すパルスシーケンスを示す図である。
Claims (4)
- 【請求項１】静磁場、高周波磁場、及び対象物の動きに
起因する位相角の変化が打ち消されて実質的にゼロにな
るように印加されるスライス選択用傾斜磁場を含む複数
の傾斜磁場を発生させ、発生させた磁場を撮影すべき対
象物に印加し、該対象物からすくなくとも１個のNMR信
号を選択的に検出し、該検出されたNMR信号にたいして
画像再構演算を含む所定の演算をおこなうことを特徴と
するNMRイメージング方法。 - 【請求項２】上記スライス選択用傾斜磁場は高周波磁場
発生用の90゜パルスと180゜パルスの印加時に印加する
特許請求の範囲第１項記載のNMRイメージング方法。 - 【請求項３】上記スライス選択用傾斜磁場は上記90゜パ
ルス印加時と180゜パルス印加時とに極性が異なるよう
に印加する特許請求の範囲第２項記載のNMRイメージン
グ方法。 - 【請求項４】上記対象物の動きは血管の血流である特許
請求の範囲第１項記載のNMRイメージング方法。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24881085A JPH074348B2 (ja) | 1985-11-08 | 1985-11-08 | Ｎｍｒイメージング方法 |
| DE8686108947T DE3686985T2 (de) | 1985-07-10 | 1986-07-01 | Verfahren zur bilderzeugung mittels magnetischer kernresonanz. |
| EP86108947A EP0208236B1 (en) | 1985-07-10 | 1986-07-01 | Nmr imaging method |
| US07/170,695 US4844077A (en) | 1985-07-10 | 1988-03-14 | NMR imaging method |
| US07/725,514 USRE34495E (en) | 1985-07-10 | 1991-07-03 | NMR imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24881085A JPH074348B2 (ja) | 1985-11-08 | 1985-11-08 | Ｎｍｒイメージング方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62109174A JPS62109174A (ja) | 1987-05-20 |
| JPH074348B2 true JPH074348B2 (ja) | 1995-01-25 |
Family
ID=17183742
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP24881085A Expired - Lifetime JPH074348B2 (ja) | 1985-07-10 | 1985-11-08 | Ｎｍｒイメージング方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH074348B2 (ja) |
-
1985
- 1985-11-08 JP JP24881085A patent/JPH074348B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62109174A (ja) | 1987-05-20 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |