JPH0347236A - 磁気共鳴画像撮影装置 - 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ＭＲＩ（磁気共鳴画像撮影装置）によって血管
画像を撮影するためのＭＨＩの血管撮影法の改善に関す
る。

（従来の技術） 原子核を静磁場中におくと、原子核は磁界の強さと原子
核の種類によって異なる定数に比例した角速度で歳差運
動をする。この静磁場に垂直な軸に前記の周波数の高周
波回転磁場を印加すると磁気共鳴がおこり、前記定数を
有する特定の原子核の集団は共鳴条件を満足する高周波
磁場によって準位間の遷移を生じ、エネルギー準位の高
い方の準位に遷移する。共鳴後高い準位に励起された原
子核は低い準位に戻ってエネルギーの放射を行う。

ＭＲＩはこの特定の原子核による核磁気共鳴（以下ＮＭ
Ｒという）現象を観察して被検体の断層像を撮像する装
置である。

ＭＨＩにおいてフーリエ変換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３図に示す。期間
１において、励起パルス１とスライス勾配２によりｚ−
０を中心とする２方向に垂直なスライス面内のスピンが
選択的に励起される。

期間２のリフェーズ勾配３はスライス勾配２により乱れ
たスピンの位相を元に戻すためのものである。同じ期間
２のデイフェーズ勾配４はデータ読み出し期間４の時間
的中心にＳＥ信号５の中心が一致するようにスピンに場
所に応じた位相差を与えるためのものである。期間２で
は更にｙ方向の位置に比例してスピンの位相をずらせて
やるためのワープ勾配６を印加しており、ワープ勾配６
は毎周期その強度を変えて印加されている。その後反転
パルス７を与えて磁気モーメントを揃え、その後に現れ
るＳＥ信号５を観察する。期間４ではＸ軸に読み出し勾
配８を印加する。これにより、デイフェーズ勾配４で与
えられた位相差は、期間４の読み出し勾配８の時間的中
心で相殺されＳＥ信号５が現れる。このシーケンスをビ
ューといい、パルス繰り返し周期ＴＲ後に再び励起パル
ス１を加えて、次のビューを開始する。

このＭＲＩにおいて、位相を用いて血液等の流体の流れ
を測定することは一般によく知られており、例えば、“
Ｍｅｄｔｅａｌ　Ｐ”ｔｙｓｉｃｓ、　ＶｏＩ、１２．
　Ｎｏ、　Ｉ、　］　９８５”のＭｔ、　Ｍ、　Ｏ’　
Ｄｏｎｎｅ　ｌ　ｌの論文にはスライス面に垂直な一物
体の流れの流速を画像の位相から７１１１定する方法が
記述されている。

ところが、これらの位相を用いた流速測定法はスライス
面に垂直な流れか、若しくは、薄いスライス面内の流れ
に限られていた。

第４図はＭＨＩ画像のスライス面を表す図である。図に
は流れて動いている血流部分１１と他の静止している静
止部分１２とが描かれている。

（イ）図は面に垂直な流れのモデルの図、（ロ）図はス
ライス厚が血管の厚みよりも薄い場合のスライス面内の
流れのモデルの図、（ハ）図は血管の厚みよりもスライ
ス厚が厚いモデルの図である。

通常の２次元のＭＨＩ画像はこれらを上方から投影した
画像となる。従来行われてきたＭＨＩ信号の位相を用い
た流速測定は前記のように第４図の（イ）図と（ロ）図
の場合に限られていた。

その理由は次の通りである。第５図はＭＨＩ画像の血流
部分１１と静止部分１２とのスピンに対する寄与を表し
た図である。第５図の（イ）図は第４図の（イ）図、　
（ロ）図の場合を示し、第５図の（ロ）図は第４図の（
ハ）図の場合を表している。即ち、スライス面に垂直な
血流による場合と、スライス面の厚みが血管に比べて薄
い第４図の（イ）図、（ロ）図の場合、血流がある画素
は血流から生ずるスピン１３のみで作られ（第５図の（
イ）図ａ）、血流の無い画素は静止したスピン１４のみ
から作られる（第５図の（イ）図ｂ）。

しかし、第４図の（ハ）図のようにスライス面の厚みが
厚い場合は血流のある画素は血流部分のスピン１３と静
止部分のスピン１４の両方から作られる（第５図の（ロ
）図ａ）。

第５図の（イ）図のように、血流部分のスピン１３と静
止部分のスピン１４が混在している場合、ＭＲＩにおい
て行われる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。第６図にその原理を示す。

今、血管２１の中を血流がＸ方向に流れているものとす
る。時刻τ、に勾配磁場２２を印加し、Δτ後の時刻τ
２に反転勾配磁場２３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２４は動かないため、時刻τ１とτ
２とで大きさが同じで符号が逆転した磁場（Ｇ、と−Ｇ
、）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Ｇ、２５とＧ２２６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フローエンコー
ド勾配という。

第７図はこのようにフローエンコード勾配３０を印加し
て得られるスピンの位相が変化する様子を示すベクトル
図で、複素数の画像の画素を示している。図において、
第５図と同じ部分には同一の符号を付しである。第４図
（イ）図、　（ロ）図に示すように血流がスライス面に
垂直な場合とスライス面の厚みが薄い場合、画素はすべ
て血流部分のスピン１３から成っている。（イ）図はス
キャン時に上記のフローエンコード勾配と呼ばれる面積
が等しく極性が逆のバイポーラの勾配磁場を印加して運
動するスピン即ち血流部分のスピン１３のみかΔΦの位
相変化を起こしている場合を示す図である。スライス厚
が厚い場合は、画素は血流部分のスピン１３と静止部分
のスピン１４の両者で構成されるので、第７図の（ロ）
に示されるようにフローエンコード勾配３０によって得
られるベクトルＺ、とベクトルＺ２の位相変化はΔΦで
ある。

第８図にフローエンコード勾配を用いて血流ａ＋定を行
う場合のパルスシーケンスを示す。図において、第３図
と同等の部分には同一の符号を付しである。図中、（イ
）図は通常のスキャンを行う場合のパルスシーケンス、
（ロ）図はフローエンコード勾配３０を印加した場合の
パルスシーケンスの図である。（イ）図においては励起
パルス１により励起されたスピンはデイフェーズ勾配４
により乱されるが、読み出し勾配８により位相が戻り、
ＳＥ信号５を生じさせる。このとき、ｙ軸方向の位置の
情報はワープ勾配６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、（ロ）図に示すようにフローエンコー
ド勾配３０をＸ軸に図のように印加して更に他の１枚の
画像（画像Ｂという）が得られる。フローエンコード勾
配は第９図に示すように極性が逆で面積の等しい勾配な
ので、フローエンコード勾配３０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。

Δφ−γ、Ｉ’　　Ｇ　（ｔ）Ｘ　　（ｔ）ｄｔ＝０・
・・　（１）但し、Ｘ　（ｔ）　　−Ｘ 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３０
によっては影響を受けず、即ち静止物体に関シては第８
図のパルスシーケンスによって得られる２枚の画像の画
像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、 ΔΦ−γ、ｌ’　　Ｇ（ｔ）Ｘ（ｔ）ｄｔ　−０・・・
　（２） ここで、Ｘ　（ｔ）はスピンの位置を示す関数である。

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。（
Ｖ；血流速度） ΔΦ＝ｒｆ　　　（Ｘ＋ｖｔ）Ｇ　　（ｔ）ｄｔ一γｆ
　　　ＸＧ（ｔ）ｄｔ ＋７．ｊ　　　ｖｔＧ　　（ｔ）ｄｔ （１）式を参照して、 ΔΦ−７ｆ　　　ｖｔＧ（ｔ）ｄｔ 一７ｆ、　　ｖ　ｔＧ　　（ｔ）　　ｄ　ｔ＋７ｆ　　
　ｖｔＧ　　（ｔ）ｄｔ ・・・　（３） ここで、Ｇ　（ｔ）拘−Ｇ（ｔ＋Ｔ）。

−Ｔ≦１＜０を与える。

（３）式の第１項をＦとするとＦは次のようになる。

Ｆ−−γｆ　　　−ｖｔＧ　　（ｔ＋Ｔ）ｄｔτ−ｔ＋
Ｔとすると Ｆ−γｆ ■　（τ−Ｔ）Ｇ　　（τ）ｄτ γｆｖτＧ　（τ）ｄτ ＋γｆ　　ｖＴＧ（τ）ｄτ τ−ｔと置き換えると、 − γｆ　　　ｖｔＧ　　（ｔ）ｄ　ｔ ＋７ｖＴｆ　　Ｇ　　（ｔ）ｄｔ （３）式から ΔΦ−γｖｔｆ　　　Ｇ　　（ｔ）ｄｔ　　　　　　　
・・・　（４）（４）式で明らかなように、スピンの位
相の変化ΔΦは血流速度Ｖに比例する。このようにして
得られた画像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。尚、上記のフローエンコード勾
配の印加に伴うスピンの位相変化に関しては、Ｃｈａ＋
ｌｓｓ　１．Ｄｕｍｏｕｌｉｎ及びｔｌｏｖａ＋ｄ　Ｒ
１ａ＋ｌ、Ｊ＋、　　によるＲａｄｉｏｌＢｙ１９８６
；Ｖａｔ、　１６１ニア１７−７２０に記載の論文Ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ＋ｏｎｘｎｃｅ　Ａｎｇｉｏｇｒａ
ｐｈｙに示されている。

既述のように、スライス面が薄い場合、画素が血流部分
のスライスピン１３のみから成っている。

これにフローエンコード勾配３０を変化させて２回の測
定を行うと、第７図の（イ）図に示すように観測される
ベクトルＺ１と２２との間にΔΦの位相変化を生ずる。

このΔΦは観測されるベクトルＺ１と２２とから求める
ことができる。ΔΦはフローエンコード勾配３０による
と流速に比例するので、角度ΔΦを求めると流速が求ま
ることになる。

（発明が解決しようとする課題） しかし、スライス厚の厚い場合には、第５図の（ロ）図
に示すように画素は血流部分のスピン１３と静止部分の
スピン１４の両者の合成から成るので、第７図の（ロ）
図に示すように、フローエンコード勾配３０を変化させ
て行った２回の測定からは、ベクトル２．．２３の合成
ベクトルＺ４とベクトル２２．２３の合成ベクトルＺ、
とからその位相差Δφが求められても、血流部分のスピ
ン１３による位を目庇化分ΔΦを求めることができない
。これがスライス面が厚い場合に位相を用いて流速を求
めることができなかった理由である。

本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、その目的は
、血管の太さよりも厚いスライス面でも、その面内を流
れる血流の流速が表示できるＭＨＩの血管撮影法を実現
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ＭＨＩ
の血管撮影法において、固定の大きさの正負の面積の等
しいバイポーラのフローエンコード勾配を用いたパルス
シーケンスによるスキャンを行う段階と、前記固定の大
きさとは異なる零を含む大きさの固定されたフローエン
コード勾配を用いたパルスシーケンスによるスキャンを
行う段階と、スキャン中に構成される正負の２個の勾配
の大きさを常に等しく保ちながらランダムに変化させる
フローエンコード勾配を用いたパルスシーケンスによる
スキャンを行う段階と、得た３個の画像データから血流
による位相変化を算出する段階とから成ることを特徴と
するものである。

（作用） フローエンコード勾配の大きさを変えたパルスシーケン
スによる２回のスキャンで２個の血流部分のスピンと静
止部分のスピンの合成ベクトルを得、スキャン中に大き
さを変化させるフローエンコード勾配を用いたパルスシ
ーケンスによるスキャンで静止部分のスピンのベクトル
を得て演算により血流速度に比例した画像強度のデータ
を得る。

（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１図は本発明の一実施例の第８図のフローエンコード
法のパルスシーケンスと共に用いられるパルスシーケン
スの図である。用いられるＭＲＩは通常の標準的な装置
である。図において、第３図と同等の部分には同一の符
号を付しである。図中、４０はスキャン中に大きさがラ
ンダムに変化するフローエンコード勾配、４１と４２は
それぞれ面積が等しく極性が反対なフローエンコード勾
配４０を構成するバイポーラ勾配磁場の前部と後部の波
形である。このパルスシーケンスでは、フローエンコー
ド勾配４０の大きさをスキャン中にランダムに変化させ
るものであるが、前部４１と後部４２の波形はその符号
が反対で、面積が常に等しくなるように保たれている。

先ず、第８図の従来のフローエンコード法により得られ
るデータについて説明する。第１０図は第８図の（イ）
図と（ロ）図の２つのパルスシーケンスによって行われ
たスキャンで得られた複素数の画像の画素を表すベクト
ル図である。第８図の（イ）図のパルスシーケンスで得
られるデータを静止部分のスピン１４のベクトルＺ、と
血流部分のスピン１３のベクトルＺ６とから成るベクト
ルＺ８とする。フローエンコード勾配を付加した第８図
の（ロ）図のパルスシーケンスで得られるデータは、血
流部分のスピン１３がフローエンコード勾配３ｏの作用
を受けて位相変化ΔΦの回転をしてベクトルＺ７となり
、静止部分のスピン１４のベクトルｚ３と血流部分のス
ピン１３のベクトルＺ７とが合成されてベクトルＺ９と
なる。ベクトルＺ８の画像とベクトルｚ９の画像とを減
算すると、画像強度■が得られる。

１　””　ｌ　Ｚ　９　　Ｚ　ｓ 但し、２９．２８はベクトル 第１０図から■は次式で表される。

ここで、ρは血流部分のスピン１３のスピン密度で、ベ
クトルＺ６．Ｚ７の大きさである。

（５）式において、ラジアンで表示される位相の変化Δ
Φが小さいときはｓｉｎΔΦ／２；ΔΦ／２となり、（
４）式からΔΦは血流速度Ｖに比例するため、次のよう
な関係が成り立つ。

Ｉ′＝、ρΔΦ■ρＶ　　　　　　　　　　・・・（６
）即ち、画像強度■は血流速度■に比例するが、観測さ
れるデータは、第１０図においてベクトルＺ８とベクト
ルＺ、たけなので、位相変化ΔΦは未知数であって血流
速度Ｖの絶対値測定はできない。位相変化ΔΦを求める
ためには、静止部分のスピン１４のベクトルＺ３が求ま
る必要がある。

次に、第１図のパネルシーケンスによる場合について説
明する。第１図のパルスシーケンスにおいて、フローエ
ンコード勾配４０はスキャン中に大きさがランダムに変
化するので、このランダムなフローエンコード勾配４０
を用いてスキャンすると、第２図に示すようにスピンは
変化する。図において、第１０図と同等の部分には同一
の符号を付しである。図中、Ｚｐ、Ｚｃは血流部分のス
ピン１３のベクトルが、フローエンコード勾配４０の変
化に従って円周上を回転するベクトルで、ベクトルＺＩ
ＱはベクトルＺ３とベクトルＺ６の合成ベクトル、ベク
トルＺｌ＋はベクトルＺ３とベクトル２゜の合成ベクト
ルである。ベクトルＺ１０とベクトルＺｌ＋は図に示さ
れるように先端が円周上を回転するベクトルなので、１
回のスキャンで観＃１されるベクトルＺＩ　Ｏ＋　　Ｚ
ｌ　ｌは平均化されて、静止部分のスピン１４のベクト
ルＺ３の大きさと等しくなる。

一般にフーリエ変換型のＭＲＩにおいて、ビュー毎の振
幅１位相の変動によってゴーストと称せられるアーティ
ファクトが出現することが知られている。しかし、この
現象は平均加算回数を多くすればこのアーティファクト
は認められなくなる。

高速スキャンを用いたＭＨＩの血管撮影法では、十数口
のスキャンを行って平均加算を行うので、アーティファ
クトは殆ど発生しない。従って、第１図のフローエンコ
ード勾配４０によって静止部分のスピン１４のベクトル
Ｚ３が得られ、通常のＭＲＩ血管撮影法であるフローエ
ンコード法による第８図のスキャンにより、血流のスピ
ン］−３のベクトルＺ６．Ｚ７が求まるので、第１０図
から複素数演算を行うことにより位相変化ΔΦを求める
ことができる。

位相変化ΔΦと血流速度Ｖとの関係は（４）式により与
えられているため、血流速度Ｖの絶対値の測定は可能で
ある。又、上記のように求められた位相変化ΔΦを表示
すればデイスプレィ上には血流速度Ｖが正確に表される
輝度を持った血管像が得られる。

以上説明したように、従来、位相を用いた流速測定はス
ライス面に垂直な流れか、スライス厚が流れの厚みより
も薄い場合に限られていたが、本実施例によれば、流れ
の厚みよりも厚いスライスの場合、もしくはスライスを
行わない投影像においても位相を用いた流速の絶対値測
定が可能になった。

尚、本発明は前記実施例に限定されるものではない。実
施例ではフローエンコード勾配をＸ軸方向に印加した場
合を説明したが、ｙ軸又はＺ軸に印加しても良い。

更に、パルスシーケンスは、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例を示したが、
勾配の反転を行わないで、反転パルスを用いて反転させ
るパルスシーケンスによっても良い。

（発明の効果） 以上詳細に説明したように本発明によれば、血管の太さ
に対するスライス面の厚みの如何に拘らず血管中を流れ
る血液の流速を表示することができるようになり、実用
上の効果は大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例のパルスシーケンスの図、第
２図は実施例のパルスシーケンスによって得られるスピ
ンのベクトルの図、第３図はＭＲ■の標準のパルスシー
ケンスの図、第４図は血管とスライス面との関係を示す
図、第５図は血管の太さとスライス面の厚みとの関係に
よる血流部分と静止部分のスピンの関係を示す図、第６
図はフローエンコード法による血管撮像の原理図、第７
図はフローエンコード勾配によるスピンの位相変化を示
す図で、（イ）は血管がスライス面に直交するか、スラ
イス面の厚みが血管の太さよりも薄い場合の図、（ロ）
はスライス面の厚みが血管の太さよりも厚い場合の図、
第８図はフローエンコード法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プ法のパルスシーケ
ンスの図、（ロ）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９図はフローエンコード勾配の説
明図、第１０図はフローエンコード法を用いた場合のス
ピンの位相変化を示す図である。 １・・・励起パルス　　　　２・・・スライス勾配３・
・・リフェーズ勾配　　４・・・デイフェーズ勾配５・
・・ＳＥ倍信号　　　　６・・・ワーブ勾配７・・・反
転パルス　　　　８・・・読み出し勾装置１・・・血流
部分　　　　１２・・・静止部分１３・・・血流部分の
スピン １４・・・静止部分のスピン

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ＭＲＩの血管撮影法において、固定の大
   きさの正負の面積の等しいバイポーラのフローエンコー
   ド勾配を用いたパルスシーケンスによるスキャンを行う
   段階と、前記固定の大きさとは異なる零を含む大きさの
   固定されたフローエンコード勾配を用いたパルスシーケ
   ンスによるスキャンを行う段階と、スキャン中に構成さ
   れる正負の２個の勾配の大きさを常に等しく保ちながら
   ランダムに変化させるフローエンコード勾配を用いたパ
   ルスシーケンスによるスキャンを行う段階と、得た３個
   の画像データから血流による位相変化を算出する段階と
   から成ることを特徴とするＭＲＩの血管撮影法。