JPH04269943A - Ｎｍｒ血管記録の位相差ライン走査方法 - Google Patents
Ｎｍｒ血管記録の位相差ライン走査方法Info
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- JPH04269943A JPH04269943A JP3219278A JP21927891A JPH04269943A JP H04269943 A JPH04269943 A JP H04269943A JP 3219278 A JP3219278 A JP 3219278A JP 21927891 A JP21927891 A JP 21927891A JP H04269943 A JPH04269943 A JP H04269943A
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- G—PHYSICS
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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
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、血管記録を行なうため
の核磁気共鳴（ＮＭＲ）技術に関する。
の核磁気共鳴（ＮＭＲ）技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを有する核は、核が所在
する磁場の方向と整合しようとする。しかしながら、こ
のような場合には、核は、磁場の強さと特定の核種の特
性（核の磁気回転定数γ）とによる固有角振動数（ラー
モア振動数）においてこの方向を中心に歳差運動を行な
う。
する磁場の方向と整合しようとする。しかしながら、こ
のような場合には、核は、磁場の強さと特定の核種の特
性（核の磁気回転定数γ）とによる固有角振動数（ラー
モア振動数）においてこの方向を中心に歳差運動を行な
う。
【０００３】人間の組織のような物質が均一な磁場［極
性磁場（ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇ ｆｉｅｌｄ）Ｂ０］に
置かれた場合、組織内の常磁性核の個々の磁気モーメン
トは、この磁場と整合しようとするが、固有ラーモア振
動数においてランダムな順序で磁場を中心に歳差運動を
行なう。正味の磁気モーメントＭｚは、極性磁場の方向
に生ずるが、垂直面（ｘ−ｙ面）にあるランダムに配向
した成分は互いに打ち消し合う。しかしながら、物質即
ち組織には、ｘ−ｙ面にありかつラーモア振動数に近い
磁場［ＲＦ励起磁場（ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ ｆｉｅｌ
ｄ）Ｂ１］を受けると、正味の整合したモーメントＭｚ
はｘ−ｙ面内へ回転して、ラーモア振動数においてｘ−
ｙ面で回転する正味の横方向の（ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ
）磁気モーメントＭ１を形成する。この磁気回転現象の
実用値は、ＲＦ励起信号が終了した後に放出される無線
信号にある。励起信号が除去されると、横方向の磁気モ
ーメントＭ１により生ずる回転磁場により、受信コイル
に振動正弦波が誘起される。この信号の振動数はラーモ
ア振動数であり、その初期振幅Ａ０はＭ１の大きさによ
り定められる。
性磁場（ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇ ｆｉｅｌｄ）Ｂ０］に
置かれた場合、組織内の常磁性核の個々の磁気モーメン
トは、この磁場と整合しようとするが、固有ラーモア振
動数においてランダムな順序で磁場を中心に歳差運動を
行なう。正味の磁気モーメントＭｚは、極性磁場の方向
に生ずるが、垂直面（ｘ−ｙ面）にあるランダムに配向
した成分は互いに打ち消し合う。しかしながら、物質即
ち組織には、ｘ−ｙ面にありかつラーモア振動数に近い
磁場［ＲＦ励起磁場（ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ ｆｉｅｌ
ｄ）Ｂ１］を受けると、正味の整合したモーメントＭｚ
はｘ−ｙ面内へ回転して、ラーモア振動数においてｘ−
ｙ面で回転する正味の横方向の（ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ
）磁気モーメントＭ１を形成する。この磁気回転現象の
実用値は、ＲＦ励起信号が終了した後に放出される無線
信号にある。励起信号が除去されると、横方向の磁気モ
ーメントＭ１により生ずる回転磁場により、受信コイル
に振動正弦波が誘起される。この信号の振動数はラーモ
ア振動数であり、その初期振幅Ａ０はＭ１の大きさによ
り定められる。
【０００４】上記した測定は、「パルス化ＮＭＲ測定」
（”ｐｕｌｓｅｄ ＮＭＲ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ
”）と呼ばれている。かかる測定は、励起の期間と放出
の期間とに分けられる。以下において詳細に説明するよ
うに、この測定サイクルは、多数回繰り返されて各サイ
クルにおける異なるデータを蓄積しあるいは験体におけ
る種々の部位において同じ測定を行なうことができる。
（”ｐｕｌｓｅｄ ＮＭＲ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ
”）と呼ばれている。かかる測定は、励起の期間と放出
の期間とに分けられる。以下において詳細に説明するよ
うに、この測定サイクルは、多数回繰り返されて各サイ
クルにおける異なるデータを蓄積しあるいは験体におけ
る種々の部位において同じ測定を行なうことができる。
【０００５】ＮＭＲ測定は数多くの科学および工学の分
野において有用であるが、重要な用途は医学の分野にあ
る。ＮＭＲ測定により、Ｘ線とは全く異なるコントラス
ト機構が得られ、これによりＸ線では全く識別すること
ができない軟質組織間の相違をＮＭＲにより観察するこ
とができる。更に、生理学的な相違もＮＭＲ測定により
観察することができるが、Ｘ線は、解剖学的研究に特に
限定される。
野において有用であるが、重要な用途は医学の分野にあ
る。ＮＭＲ測定により、Ｘ線とは全く異なるコントラス
ト機構が得られ、これによりＸ線では全く識別すること
ができない軟質組織間の相違をＮＭＲにより観察するこ
とができる。更に、生理学的な相違もＮＭＲ測定により
観察することができるが、Ｘ線は、解剖学的研究に特に
限定される。
【０００６】ＮＭＲを利用する殆どの医学的用途に関し
ては、験体の特定の部位の情報を得るために、画像処理
技術を使用しなければならない。最初のＮＭＲ画像処理
技術は、「ツオイグマトグラフィ」（”ｚｅｕｇｍａｔ
ｏｇｒａｐｈｙ”）と呼ばれ、「ネイチャ」（”Ｎａｔ
ｕｒｅ”）第２４２巻、１９７３年３月１６日号、第１
９０−１９１頁に掲載の論文「誘起された局部的相互作
用：核磁気共鳴を使用した例」（”Ｉｍａｇｅ Ｆｏｒ
ｍａｔｉｏｎ ｂｙＩｎｄｕｃｅｄ Ｌｏｃａｌ Ｒｅ
ｓｏｎａｎｃｅ”）において、ピー・シー・ローターバ
ー（Ｐ． Ｃ． Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ）により初めて提
案された。ツオイグマトグラフィは、極性磁場Ｂ０と同
じ方向性を有するが、非ゼロのグラジエント（ｇｒａｄ
ｉｅｎｔ）を有する１つ以上の別の磁場を使用するもの
である。これらのグラジエントの強度（Ｇ）を変えるこ
とにより、いずれかの部位における極性磁場の強度Ｂ０
＝Ｂｚ＋ＧｘＸ＋ＧｙＹ＋ＧｚＺを変えることができる
。その結果、受信機コイルと回路の振動数応答が、１つ
の振動数ω０に応答するように狭められている場合には
、磁気回転現象は、正味の極性磁場Ｂ０がラーモアの式
ω０＝γＢ０を満足させるのに適当な強度を有する部位
においてのみ観察される。上記式においてω０は、その
部位におけるラーモア振動数である。
ては、験体の特定の部位の情報を得るために、画像処理
技術を使用しなければならない。最初のＮＭＲ画像処理
技術は、「ツオイグマトグラフィ」（”ｚｅｕｇｍａｔ
ｏｇｒａｐｈｙ”）と呼ばれ、「ネイチャ」（”Ｎａｔ
ｕｒｅ”）第２４２巻、１９７３年３月１６日号、第１
９０−１９１頁に掲載の論文「誘起された局部的相互作
用：核磁気共鳴を使用した例」（”Ｉｍａｇｅ Ｆｏｒ
ｍａｔｉｏｎ ｂｙＩｎｄｕｃｅｄ Ｌｏｃａｌ Ｒｅ
ｓｏｎａｎｃｅ”）において、ピー・シー・ローターバ
ー（Ｐ． Ｃ． Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ）により初めて提
案された。ツオイグマトグラフィは、極性磁場Ｂ０と同
じ方向性を有するが、非ゼロのグラジエント（ｇｒａｄ
ｉｅｎｔ）を有する１つ以上の別の磁場を使用するもの
である。これらのグラジエントの強度（Ｇ）を変えるこ
とにより、いずれかの部位における極性磁場の強度Ｂ０
＝Ｂｚ＋ＧｘＸ＋ＧｙＹ＋ＧｚＺを変えることができる
。その結果、受信機コイルと回路の振動数応答が、１つ
の振動数ω０に応答するように狭められている場合には
、磁気回転現象は、正味の極性磁場Ｂ０がラーモアの式
ω０＝γＢ０を満足させるのに適当な強度を有する部位
においてのみ観察される。上記式においてω０は、その
部位におけるラーモア振動数である。
【０００７】得られたＮＭＲ信号を、該信号が得られる
時点でグラジエント（Ｇ＝Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ）の強度と
対応付ける（”ｌｉｎｋ”する）ことにより、ＮＭＲ信
号には位置情報が「付せられ」（”ｔａｇｇｅｄ”）、
即ち、ＮＭＲ信号を位置情報で読取可能となる（”ｓｅ
ｎｓｉｔｉｚｅｄ”）。ＮＭＲ信号をこのように位置読
取りさせることにより、ＮＭＲ画像を一連の測定から再
構成することができる。このようなＮＭＲ画像処理方法
は、点方法、線方法、面方法および３次元方法として分
類されてきた。これらは、例えば、ニューヨーク州のア
カデミック・プレス（Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ）
から１９８２年に発行された書籍「生体臨床医学におけ
るＮＭＲ画像処理」においてピー・マンスフィールド（
Ｐ． Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ）およびピー・ジー・モリス
（Ｐ．Ｇ． Ｍｏｒｒｉｓ）により検討されている。
時点でグラジエント（Ｇ＝Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ）の強度と
対応付ける（”ｌｉｎｋ”する）ことにより、ＮＭＲ信
号には位置情報が「付せられ」（”ｔａｇｇｅｄ”）、
即ち、ＮＭＲ信号を位置情報で読取可能となる（”ｓｅ
ｎｓｉｔｉｚｅｄ”）。ＮＭＲ信号をこのように位置読
取りさせることにより、ＮＭＲ画像を一連の測定から再
構成することができる。このようなＮＭＲ画像処理方法
は、点方法、線方法、面方法および３次元方法として分
類されてきた。これらは、例えば、ニューヨーク州のア
カデミック・プレス（Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ）
から１９８２年に発行された書籍「生体臨床医学におけ
るＮＭＲ画像処理」においてピー・マンスフィールド（
Ｐ． Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ）およびピー・ジー・モリス
（Ｐ．Ｇ． Ｍｏｒｒｉｓ）により検討されている。
【０００８】これらの技術を実施するＮＭＲスキャナは
、種々のサイズに構成されている。小形の、特別に設計
された装置が、実験動物を試験しあるいは人体の特定の
部分の画像を得るのに使用されている。これに対して、
「全身」ＮＭＲスキャナは、人間の全身を受け入れかつ
人体の任意の部分の画像を得ることができるように十分
に大型のものとなっている。
、種々のサイズに構成されている。小形の、特別に設計
された装置が、実験動物を試験しあるいは人体の特定の
部分の画像を得るのに使用されている。これに対して、
「全身」ＮＭＲスキャナは、人間の全身を受け入れかつ
人体の任意の部分の画像を得ることができるように十分
に大型のものとなっている。
【０００９】血管記録法は、血管を可視化するものであ
る。従来は、血管記録法は、患者に放射線不透過の（ｒ
ａｄｉｏｐａｑｕｅ）の物質を注入し、次に、所望の投
影角度から患者のＸ線を取ることにより得られる。血管
内を流れる放射線不透過の物質は、Ｘ線に対して不透過
であり、心臓脈管系は、得られた画像において周囲の組
織よりも一層明るく現われる。この従来の方法によれば
、高い解像度の血管記録を得ることができるが、患者は
電離放射線に曝されることになる。
る。従来は、血管記録法は、患者に放射線不透過の（ｒ
ａｄｉｏｐａｑｕｅ）の物質を注入し、次に、所望の投
影角度から患者のＸ線を取ることにより得られる。血管
内を流れる放射線不透過の物質は、Ｘ線に対して不透過
であり、心臓脈管系は、得られた画像において周囲の組
織よりも一層明るく現われる。この従来の方法によれば
、高い解像度の血管記録を得ることができるが、患者は
電離放射線に曝されることになる。
【００１０】ＮＭＲ現象を利用して血管記録を得るのに
、２つの方法が使用されてきた。そのうちの１つは、流
れているスピンを周囲の静止したスピンと対比する「飛
行時間」（”ｔｉｍｅ ｏｆ ｆｌｉｇｈｔ”）または
「流入促進」（”ｉｎｆｌｏｗ ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎ
ｔ”）法と呼ばれ、もう一方は「位相差」（”ｐｈａｓ
ｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ”）法と呼ばれている。
、２つの方法が使用されてきた。そのうちの１つは、流
れているスピンを周囲の静止したスピンと対比する「飛
行時間」（”ｔｉｍｅ ｏｆ ｆｌｉｇｈｔ”）または
「流入促進」（”ｉｎｆｌｏｗ ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎ
ｔ”）法と呼ばれ、もう一方は「位相差」（”ｐｈａｓ
ｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ”）法と呼ばれている。
【００１１】流入促進は、不飽和のスピンが多数の無線
周波数（ＲＦ）パルスにより励起されたスライス（ｓｌ
ｉｃｅ）に流れ込むときに生ずる。ＲＦパルス間の時間
が組織のＴ１緩和率よりもはるかに短い場合には、縦磁
化は次のＲＦパルスが印加される前に回復する時間を持
たない。これによって、次のＲＦ励起パルスにより磁化
が横平面内に再度傾斜される（ｔｉｐｐｅｄ）ときに、
横方向の磁化と信号は減少したものとなる。これに対し
て、流入血液は、先行するＲＦパルスに遭遇することは
なく、従って、大きな縦の磁化成分を持つことになり、
これにより、より大きな横方向の磁化とより大きなＮＭ
Ｒ信号とが生ずる。その結果、流れている血液は、再構
成された画像においてより明るく現われる。
周波数（ＲＦ）パルスにより励起されたスライス（ｓｌ
ｉｃｅ）に流れ込むときに生ずる。ＲＦパルス間の時間
が組織のＴ１緩和率よりもはるかに短い場合には、縦磁
化は次のＲＦパルスが印加される前に回復する時間を持
たない。これによって、次のＲＦ励起パルスにより磁化
が横平面内に再度傾斜される（ｔｉｐｐｅｄ）ときに、
横方向の磁化と信号は減少したものとなる。これに対し
て、流入血液は、先行するＲＦパルスに遭遇することは
なく、従って、大きな縦の磁化成分を持つことになり、
これにより、より大きな横方向の磁化とより大きなＮＭ
Ｒ信号とが生ずる。その結果、流れている血液は、再構
成された画像においてより明るく現われる。
【００１２】飛行時間法を使用して血管記録を得るため
に、主たる血液流の方向と直交して配向された一連の隣
接するスライスが集められる。このスライスは、２Ｄ様
式で連続してまたは３Ｄ様式で同時に集めることができ
る。３Ｄ取得による場合には、スライスは数センチメー
トル程度の厚さにしなければならないとともに、励起パ
ルスのフリップ角は小さくしなければならない。これら
の測定は、血液がスライスを横断するときに飽和するの
を防止するのに必要となる。スライスからのＮＭＲデー
タが集められると、光線追跡技術を使用して投影が行な
われる。最も普通に使用される技術は、スライスデータ
を介して光線を追跡し、かつ、遭遇する最も強いピクセ
ル（ｐｉｘｅｌ）の値を保持する技術である。次の各光
線に関するピクセルが、投影画像の対応する位置に写像
される。
に、主たる血液流の方向と直交して配向された一連の隣
接するスライスが集められる。このスライスは、２Ｄ様
式で連続してまたは３Ｄ様式で同時に集めることができ
る。３Ｄ取得による場合には、スライスは数センチメー
トル程度の厚さにしなければならないとともに、励起パ
ルスのフリップ角は小さくしなければならない。これら
の測定は、血液がスライスを横断するときに飽和するの
を防止するのに必要となる。スライスからのＮＭＲデー
タが集められると、光線追跡技術を使用して投影が行な
われる。最も普通に使用される技術は、スライスデータ
を介して光線を追跡し、かつ、遭遇する最も強いピクセ
ル（ｐｉｘｅｌ）の値を保持する技術である。次の各光
線に関するピクセルが、投影画像の対応する位置に写像
される。
【００１３】位相差血管記録法においては、流れコント
ラストのメカニズムは、横方向の磁化の位相の変調であ
る。その目的とするところは、動いているスピンにより
生ずるＮＭＲ信号の位相を変える一方で、これと同時に
、静止スピンにより生ずるＮＭＲ信号の正味の位相を変
化させないことにある。この結果は、双極性グラジエン
ト波形を使用することにより得ることができる。
ラストのメカニズムは、横方向の磁化の位相の変調であ
る。その目的とするところは、動いているスピンにより
生ずるＮＭＲ信号の位相を変える一方で、これと同時に
、静止スピンにより生ずるＮＭＲ信号の正味の位相を変
化させないことにある。この結果は、双極性グラジエン
ト波形を使用することにより得ることができる。
【００１４】第１のモーメントＭ１＝Ａｔを有する、図
３Ｂに示すような双極性グラジエント波形の場合には、
双極性グラジエントを含む軸に沿って速度ｖで動いてい
るスピンにより生ずるＮＭＲ信号は、次式（１）により
与えられる位相を蓄積する。
３Ｂに示すような双極性グラジエント波形の場合には、
双極性グラジエントを含む軸に沿って速度ｖで動いてい
るスピンにより生ずるＮＭＲ信号は、次式（１）により
与えられる位相を蓄積する。
【００１５】
【数１】
該式（１）において、φは位相蓄積（ｐｈａｓｅ ａｃ
ｃｕｍｕｌａｔｉｏｎ）であり、γはスピンの磁気回転
定数である。
ｃｕｍｕｌａｔｉｏｎ）であり、γはスピンの磁気回転
定数である。
【００１６】静止スピンは速度が零に等しいので、これ
らのスピンに付与される位相変化は零となる。動いてい
るスピンにより得られる位相変化の符号（ｓｉｇｎ）は
、双極性グラジエントのローブ（ｌｏｂｅ）の振幅の符
号に依存する。従って、それぞれ反対の符号の双極性グ
ラジエントを含む２つの励起シーケンスが行なわれると
、それぞれは、動いているスピン（ｍｏｖｉｎｇ ｓｐ
ｉｎ）に対して、大きさは等しいが逆の位相シフトを付
与する。これら２つのシーケンスを使用して得られたＮ
ＭＲデータの引き算を行なうと、静止した組織からの信
号は削除され、一方、動いているスピンからの信号は補
強されて画像を高める。
らのスピンに付与される位相変化は零となる。動いてい
るスピンにより得られる位相変化の符号（ｓｉｇｎ）は
、双極性グラジエントのローブ（ｌｏｂｅ）の振幅の符
号に依存する。従って、それぞれ反対の符号の双極性グ
ラジエントを含む２つの励起シーケンスが行なわれると
、それぞれは、動いているスピン（ｍｏｖｉｎｇ ｓｐ
ｉｎ）に対して、大きさは等しいが逆の位相シフトを付
与する。これら２つのシーケンスを使用して得られたＮ
ＭＲデータの引き算を行なうと、静止した組織からの信
号は削除され、一方、動いているスピンからの信号は補
強されて画像を高める。
【００１７】飛行時間法の場合には、２Ｄまたは３Ｄ獲
得法を使用して位相差血管記録を得ることができる。位
相差技術の場合には、コントラストは流入現象には全く
依存しないので、非常に多くの画像が一回の獲得で得ら
れる。血液の飽和を避けるため、約３０度の傾斜角（ｔ
ｉｐ ａｎｇｌｅ）が使用される。傾斜角をより小さく
すると、血液信号は、飛行時間技術において使用される
６０°のフリップ角で得られるものよりも小さくなるが
、位相差は減算法であるので、静止した組織から信号を
除去することによって、画像のコントラストは、飛行時
間技術における画像のコントラストよりも遥かに優れた
ものとなる。
得法を使用して位相差血管記録を得ることができる。位
相差技術の場合には、コントラストは流入現象には全く
依存しないので、非常に多くの画像が一回の獲得で得ら
れる。血液の飽和を避けるため、約３０度の傾斜角（ｔ
ｉｐ ａｎｇｌｅ）が使用される。傾斜角をより小さく
すると、血液信号は、飛行時間技術において使用される
６０°のフリップ角で得られるものよりも小さくなるが
、位相差は減算法であるので、静止した組織から信号を
除去することによって、画像のコントラストは、飛行時
間技術における画像のコントラストよりも遥かに優れた
ものとなる。
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】上記したシーケンスは
、呼吸運動および心臓の脈動により引き起こされる血管
の動きのない領域においてはうまく作動する。しかしな
がら、これらの技術が、呼吸および／または脈動が存在
する腹部または体肢に適用される場合には、得られる画
像は許容し得ないものとなる。問題の１つとして、スピ
ンの動きにより生ずる画像アーチファクト（ｉｍａｇｅ
ａｒｔｉｆａｃｔ）がある。上記したように、スピン
の動きにより位相変化がＮＭＲ信号に付与されるが、こ
れは位相エンコード用のグラジエントによりＮＭＲ信号
に付与される位相と区別することができない。その結果
、画像を再構成する場合、スピンの位置が位相エンコー
ド方向へ誤ったものとなり、画像にゴーストまたはぶれ
を生ずる。この問題に対する一般的な解決法は、データ
取得処理に対する呼吸または心臓ゲートを使用すること
により、血管の動きが最小であるサイクルにおいてＮＭ
Ｒデータを獲得することができるようにするものである
。
、呼吸運動および心臓の脈動により引き起こされる血管
の動きのない領域においてはうまく作動する。しかしな
がら、これらの技術が、呼吸および／または脈動が存在
する腹部または体肢に適用される場合には、得られる画
像は許容し得ないものとなる。問題の１つとして、スピ
ンの動きにより生ずる画像アーチファクト（ｉｍａｇｅ
ａｒｔｉｆａｃｔ）がある。上記したように、スピン
の動きにより位相変化がＮＭＲ信号に付与されるが、こ
れは位相エンコード用のグラジエントによりＮＭＲ信号
に付与される位相と区別することができない。その結果
、画像を再構成する場合、スピンの位置が位相エンコー
ド方向へ誤ったものとなり、画像にゴーストまたはぶれ
を生ずる。この問題に対する一般的な解決法は、データ
取得処理に対する呼吸または心臓ゲートを使用すること
により、血管の動きが最小であるサイクルにおいてＮＭ
Ｒデータを獲得することができるようにするものである
。
【００１９】位相差法により得られる血管記録に関する
別の問題として、画像のコントラストが血液の速度の関
数として変動するということが挙げられる。かくして、
血液の速度が小さいときに心臓サイクルの心臓拡張部に
おいて得られるＮＭＲデータは、コントラストを欠いた
ものとなる。その結果、血管は、静止している背景の組
織とは異なったものとはならない。これに対して、双極
性グラジエントの第１のモーメントＭ１を増加させて低
速におけるコントラストを改善する場合には、信号強度
は、過剰の位相蓄積（即ち、偽信号）により、血液の速
度が大きいときに失われる。これにより、血管記録は、
血管系の一部を明るく示し、他の部分は背景の中へ消え
る。この問題は、血液の速度が心臓サイクルにおいてか
なり変動する体肢において特に顕著である。
別の問題として、画像のコントラストが血液の速度の関
数として変動するということが挙げられる。かくして、
血液の速度が小さいときに心臓サイクルの心臓拡張部に
おいて得られるＮＭＲデータは、コントラストを欠いた
ものとなる。その結果、血管は、静止している背景の組
織とは異なったものとはならない。これに対して、双極
性グラジエントの第１のモーメントＭ１を増加させて低
速におけるコントラストを改善する場合には、信号強度
は、過剰の位相蓄積（即ち、偽信号）により、血液の速
度が大きいときに失われる。これにより、血管記録は、
血管系の一部を明るく示し、他の部分は背景の中へ消え
る。この問題は、血液の速度が心臓サイクルにおいてか
なり変動する体肢において特に顕著である。
【００２０】従って、本発明の目的は、再構成された画
像における、データ取得の際の患者の血管の動きによる
画像のゴーストやぶれ等を低減させることにある。
像における、データ取得の際の患者の血管の動きによる
画像のゴーストやぶれ等を低減させることにある。
【００２１】本発明の別の目的は、ＮＭＲ血管記録を得
るのに必要な走査時間を短縮することにある。
るのに必要な走査時間を短縮することにある。
【００２２】本発明の更に別の目的は、ＮＭＲ血管記録
の位相差法を最適に実施させることにある。
の位相差法を最適に実施させることにある。
【００２３】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、ＮＭＲ
装置による患者の血液の速度を測定する方法が提供され
ている。この方法は、ａ）患者の心臓サイクルの位相を
示す心臓位相信号を発生させる工程と、ｂ）血液の速度
を測定しようとする領域の周囲に極性磁場を形成する工
程と、ｃ）前記領域においてＲＦ励起磁場を発生させて
横方向の磁化を行なわせる工程と、ｄ）前記心臓位相信
号により定められる患者の心臓サイクルの位相の関数と
して双極性磁場グラジエントの第１のモーメントＭを算
出する工程と、ｅ）第１のモーメントＭを有するととも
に横方向の磁化を増感させる速度を有する双極性磁場グ
ラジエントを前記領域において発生させる工程と、ｆ）
速度により増感された横方向の磁化により得られるＮＭ
Ｒ信号を得る工程と、ｇ）双極性磁場グラジエントモー
メントＭの符号を反転させて前記工程ｂ）、ｃ）、ｅ）
およびｆ）を繰り返す工程と、ｈ）得られた２つのＮＭ
Ｒ信号の減算を行なうことにより前記領域において動い
ているスピンの速度を示す出力データを得ることにより
差データを得る工程とを備えていることを特徴としてい
る。
装置による患者の血液の速度を測定する方法が提供され
ている。この方法は、ａ）患者の心臓サイクルの位相を
示す心臓位相信号を発生させる工程と、ｂ）血液の速度
を測定しようとする領域の周囲に極性磁場を形成する工
程と、ｃ）前記領域においてＲＦ励起磁場を発生させて
横方向の磁化を行なわせる工程と、ｄ）前記心臓位相信
号により定められる患者の心臓サイクルの位相の関数と
して双極性磁場グラジエントの第１のモーメントＭを算
出する工程と、ｅ）第１のモーメントＭを有するととも
に横方向の磁化を増感させる速度を有する双極性磁場グ
ラジエントを前記領域において発生させる工程と、ｆ）
速度により増感された横方向の磁化により得られるＮＭ
Ｒ信号を得る工程と、ｇ）双極性磁場グラジエントモー
メントＭの符号を反転させて前記工程ｂ）、ｃ）、ｅ）
およびｆ）を繰り返す工程と、ｈ）得られた２つのＮＭ
Ｒ信号の減算を行なうことにより前記領域において動い
ているスピンの速度を示す出力データを得ることにより
差データを得る工程とを備えていることを特徴としてい
る。
【００２４】本発明によればまた、ａ）患者の心臓サイ
クルの位相を示す心臓位相信号を発生させる工程と、ｂ
）血管記録を得ようとする領域の周囲に極性磁場を形成
する工程と、ｃ）前記領域においてＲＦ励起磁場を発生
させて横方向の磁化を行なわせる工程と、ｄ）前記心臓
位相信号により定められる患者の心臓サイクルの位相の
関数として双極性磁場グラジエントの第１のモーメント
Ｍを算出する工程と、ｅ）第１のモーメントＭを有する
とともに横方向の磁化を増感させる速度を有する双極性
磁場グラジエントを前記領域において発生させる工程と
、ｆ）前記領域において読み取り磁場グラジエントを印
加しながら速度により増感された横方向の磁化により得
られるＮＭＲ信号を得る工程と、ｇ）前記工程ｂ）およ
びｃ）を繰り返す工程と、ｈ）負の第１のモーメント−
Ｍを有するとともに横方向の磁化を増感させる速度を有
する双極性磁場グラジエントを前記領域において発生さ
せる工程と、ｉ）前記領域において読み取り磁場グラジ
エントを印加しながら速度により増感された横方向の磁
化により得られる第２のＮＭＲ信号を得る工程と、ｊ）
第１のＮＭＲ信号と第２のＮＭＲ信号との差を取ること
により差信号を得る工程と、ｋ）差信号をフーリエ変換
して出力信号を得る工程と、ｌ）出力信号を使用して心
臓記録表示を得る工程とを備えることを特徴としている
。
クルの位相を示す心臓位相信号を発生させる工程と、ｂ
）血管記録を得ようとする領域の周囲に極性磁場を形成
する工程と、ｃ）前記領域においてＲＦ励起磁場を発生
させて横方向の磁化を行なわせる工程と、ｄ）前記心臓
位相信号により定められる患者の心臓サイクルの位相の
関数として双極性磁場グラジエントの第１のモーメント
Ｍを算出する工程と、ｅ）第１のモーメントＭを有する
とともに横方向の磁化を増感させる速度を有する双極性
磁場グラジエントを前記領域において発生させる工程と
、ｆ）前記領域において読み取り磁場グラジエントを印
加しながら速度により増感された横方向の磁化により得
られるＮＭＲ信号を得る工程と、ｇ）前記工程ｂ）およ
びｃ）を繰り返す工程と、ｈ）負の第１のモーメント−
Ｍを有するとともに横方向の磁化を増感させる速度を有
する双極性磁場グラジエントを前記領域において発生さ
せる工程と、ｉ）前記領域において読み取り磁場グラジ
エントを印加しながら速度により増感された横方向の磁
化により得られる第２のＮＭＲ信号を得る工程と、ｊ）
第１のＮＭＲ信号と第２のＮＭＲ信号との差を取ること
により差信号を得る工程と、ｋ）差信号をフーリエ変換
して出力信号を得る工程と、ｌ）出力信号を使用して心
臓記録表示を得る工程とを備えることを特徴としている
。
【００２５】本発明の別の観点によれば、位相差技術を
使用するとともに、血管の動きおよび血液流の速度の変
動に対して比較的感受性の乏しい血管記録を得るための
ＮＭＲ方法が提供されている。即ち、この方法は、第１
の軸に沿って配向されている験体にスライス選択磁場（
ｓｌｉｃｅ ｓｅｌｅｃｔ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｆｉｅ
ｌｄ）グラジエントを印加する工程と、験体にＲＦ励起
パルスを印加して第１の軸と直交する面内に横方向の磁
化を形成する工程と、モーメントＭを有する動き増感（
ｍｏｔｉｏｎ ｓｅｎｓｉｔｉｚｉｎｇ）用の双極性磁
場グラジエントを験体に印加する工程と、第１の軸と直
交する第２の軸に沿って読み取り（ｒｅａｄｏｕｔ）、
磁場グラジエントを形成しながら験体からＮＭＲ信号を
得る工程と、モーメント−Ｍを有する動き増感用の双極
性磁場グラジエントをもって上記工程を繰り返す工程と
、得られた２つのＮＭＲ信号の差し引きを行なうととも
に、得られた差ＮＭＲ信号をアレイ（ａｒｒａｙ）にお
けるデータ点（ｄａｔａ ｐｏｉｎｔ）の列として記憶
する工程と、験体を通る別の面からデータ点の別の列を
得るように上記工程を繰り返す工程と、アレイのデータ
点の列をフーリエ変換する工程と、各ピクセルの強度が
変換されたアレイの対応するデータ点により定められる
画像を得る工程とを備えることを特徴としている。
使用するとともに、血管の動きおよび血液流の速度の変
動に対して比較的感受性の乏しい血管記録を得るための
ＮＭＲ方法が提供されている。即ち、この方法は、第１
の軸に沿って配向されている験体にスライス選択磁場（
ｓｌｉｃｅ ｓｅｌｅｃｔ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｆｉｅ
ｌｄ）グラジエントを印加する工程と、験体にＲＦ励起
パルスを印加して第１の軸と直交する面内に横方向の磁
化を形成する工程と、モーメントＭを有する動き増感（
ｍｏｔｉｏｎ ｓｅｎｓｉｔｉｚｉｎｇ）用の双極性磁
場グラジエントを験体に印加する工程と、第１の軸と直
交する第２の軸に沿って読み取り（ｒｅａｄｏｕｔ）、
磁場グラジエントを形成しながら験体からＮＭＲ信号を
得る工程と、モーメント−Ｍを有する動き増感用の双極
性磁場グラジエントをもって上記工程を繰り返す工程と
、得られた２つのＮＭＲ信号の差し引きを行なうととも
に、得られた差ＮＭＲ信号をアレイ（ａｒｒａｙ）にお
けるデータ点（ｄａｔａ ｐｏｉｎｔ）の列として記憶
する工程と、験体を通る別の面からデータ点の別の列を
得るように上記工程を繰り返す工程と、アレイのデータ
点の列をフーリエ変換する工程と、各ピクセルの強度が
変換されたアレイの対応するデータ点により定められる
画像を得る工程とを備えることを特徴としている。
【００２６】本発明の更に別の観点によれば、動作増感
磁場グラジエントモーメントＭの大きさを血液の速度の
関数として変える方法が提供されている。これは、験体
の心臓サイクルの位相を示す信号を得る工程と、差ＮＭ
Ｒ信号が血液の流量の関数として大小を逆比例的に変化
させるモーメントＭを有する動き増感用の双極性磁場グ
ラジエントとともに得られるように心臓位相信号に応答
して一連の値を介してモーメントＭをステップ処理する
工程とを備えることを特徴としている。
磁場グラジエントモーメントＭの大きさを血液の速度の
関数として変える方法が提供されている。これは、験体
の心臓サイクルの位相を示す信号を得る工程と、差ＮＭ
Ｒ信号が血液の流量の関数として大小を逆比例的に変化
させるモーメントＭを有する動き増感用の双極性磁場グ
ラジエントとともに得られるように心臓位相信号に応答
して一連の値を介してモーメントＭをステップ処理する
工程とを備えることを特徴としている。
【００２７】
【作用】上記構成の本発明においては、位相エンコード
（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｉｎｇ）用グラジエントはシ
ーケンスにおいて使用されないので、フーリエ変換を位
相エンコード方向へ行なうことによりスピンの位置を誤
ることはない。
（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｉｎｇ）用グラジエントはシ
ーケンスにおいて使用されないので、フーリエ変換を位
相エンコード方向へ行なうことによりスピンの位置を誤
ることはない。
【００２８】また、本発明においては、位相エンコード
を使用しないので、同じスライスから多数のＮＭＲ信号
を得る必要がない。血管内の流動している血液と周囲の
静止している組織との間で十分なコントラストを提供す
る位相差法を使用するので、スピンの飽和による信号の
ロスを実質上考慮することなく、連続するスライスから
データを素早く取得することができる。
を使用しないので、同じスライスから多数のＮＭＲ信号
を得る必要がない。血管内の流動している血液と周囲の
静止している組織との間で十分なコントラストを提供す
る位相差法を使用するので、スピンの飽和による信号の
ロスを実質上考慮することなく、連続するスライスから
データを素早く取得することができる。
【００２９】更にまた、心臓周期位相の関数として動き
増感用の磁場グラジエントモーメントＭを変えることに
より、本発明の方法の感度は心臓サイクルの全位相にお
いて最大とすることができる。血液流が最小となる心臓
拡張期においては、モーメントＭは、横方向へ磁化され
るスピンに大きな位相変化を生ずる値まで増大される。 これに対して、血液流が最大となる心臓収縮期において
は、モーメントＭは、位相変化が過剰でなく、偽信号を
生じないように最小となる。これにより、心臓サイクル
全体を通じて最大となるＮＭＲ差信号が得られ、心臓サ
イクルのあらゆる時点において心臓脈管系を容易に観察
することができる。
増感用の磁場グラジエントモーメントＭを変えることに
より、本発明の方法の感度は心臓サイクルの全位相にお
いて最大とすることができる。血液流が最小となる心臓
拡張期においては、モーメントＭは、横方向へ磁化され
るスピンに大きな位相変化を生ずる値まで増大される。 これに対して、血液流が最大となる心臓収縮期において
は、モーメントＭは、位相変化が過剰でなく、偽信号を
生じないように最小となる。これにより、心臓サイクル
全体を通じて最大となるＮＭＲ差信号が得られ、心臓サ
イクルのあらゆる時点において心臓脈管系を容易に観察
することができる。
【００３０】
【実施例】本発明の上記したおよび他の目的と利点は、
以下の説明から明らかになるものである。以下、本発明
を、添付図面に示す本発明の好ましい実施例に関して説
明するが、実施例は必ずしも本発明の全範囲を示すもの
ではないので、本発明の範囲は、特許請求の範囲の記載
に基づいて定められるものである。
以下の説明から明らかになるものである。以下、本発明
を、添付図面に示す本発明の好ましい実施例に関して説
明するが、実施例は必ずしも本発明の全範囲を示すもの
ではないので、本発明の範囲は、特許請求の範囲の記載
に基づいて定められるものである。
【００３１】図１について説明すると、本発明の実施例
である、患者を受けるとともに２次元画像を得ることが
できる全身ＮＭＲ画像処理装置（ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙ
ｓｔｅｍ）が示されている。画像の位置と配向は、ＮＭ
Ｒ画像処理装置のＸ、ＹおよびＺ軸に沿って印加される
磁場グラジエントの大きさにより定められる。図１には
、患者の心臓を介して取った一組のスライス１が示され
ているが、任意の部位または容積を介してかつ所望の方
向から画像を得るように磁場グラジエントを制御するこ
とができる。
である、患者を受けるとともに２次元画像を得ることが
できる全身ＮＭＲ画像処理装置（ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙ
ｓｔｅｍ）が示されている。画像の位置と配向は、ＮＭ
Ｒ画像処理装置のＸ、ＹおよびＺ軸に沿って印加される
磁場グラジエントの大きさにより定められる。図１には
、患者の心臓を介して取った一組のスライス１が示され
ているが、任意の部位または容積を介してかつ所望の方
向から画像を得るように磁場グラジエントを制御するこ
とができる。
【００３２】本発明の好ましい実施例は、ゼネラル・エ
レクトリック・カンパニー（ＧｅｎｅｒａｌＥｌｅｃｔ
ｒｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ）から商業的に入手することが
でき、商標「シグマ」（”Ｓｉｇｍａ”）が付されて販
売されているＮＭＲ画像処理装置に組み込まれている。 この装置は、１．５テスラ（Ｔｅｓｌａ）の極性磁場Ｂ
０を発生する。図２は、ホストコンピュータ４から指令
信号を受けるパルス制御モジュール２を備えたこのＮＭ
Ｒ画像処理装置の概略ブロック図である。 パルス制御モジュール２は、患者を包囲するグラジエン
トコイルアセンブリの一部を形成するグラジエントコイ
ル８、９および１０をそれぞれ付勢する磁場グラジエン
ト電源５、６および７に適宜調時されたパルス波形信号
を与える。グラジエントコイル８、９および１０は、極
性磁場Ｂ０の方向の磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生するが
、各磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚは、ｘ、ｙおよびｚ方向にそ
れぞれ勾配、すなわちグラジエントを有している。ＮＭ
Ｒ画像処理においてＧｘ、ＧｙおよびＧｚを使用するこ
とは本技術分野において周知であるので、以下、本発明
における特定の使用について、詳細に説明する。
レクトリック・カンパニー（ＧｅｎｅｒａｌＥｌｅｃｔ
ｒｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ）から商業的に入手することが
でき、商標「シグマ」（”Ｓｉｇｍａ”）が付されて販
売されているＮＭＲ画像処理装置に組み込まれている。 この装置は、１．５テスラ（Ｔｅｓｌａ）の極性磁場Ｂ
０を発生する。図２は、ホストコンピュータ４から指令
信号を受けるパルス制御モジュール２を備えたこのＮＭ
Ｒ画像処理装置の概略ブロック図である。 パルス制御モジュール２は、患者を包囲するグラジエン
トコイルアセンブリの一部を形成するグラジエントコイ
ル８、９および１０をそれぞれ付勢する磁場グラジエン
ト電源５、６および７に適宜調時されたパルス波形信号
を与える。グラジエントコイル８、９および１０は、極
性磁場Ｂ０の方向の磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生するが
、各磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚは、ｘ、ｙおよびｚ方向にそ
れぞれ勾配、すなわちグラジエントを有している。ＮＭ
Ｒ画像処理においてＧｘ、ＧｙおよびＧｚを使用するこ
とは本技術分野において周知であるので、以下、本発明
における特定の使用について、詳細に説明する。
【００３３】図２について更に説明すると、パルス制御
モジュール２はまた、点線１３により全体示されている
ＲＦトランシーバ装置の一部をなすＲＦ振動数シンセサ
イザ１２に作動パルスを与える。パルス制御モジュール
２は更に、ＲＦ振動数シンセサイザ１２の出力を変調す
る変調器１４へ変調信号を供給する。ＲＦ信号は、ＲＦ
電力増幅器１５と送信／受信スイッチ１６とを介して結
合ネットワーク１７へ印加される。結合ネットワーク１
７は、励起コイル１８ヘ印加される２つの位相変位（ｐ
ｈａｓｅ ｄｉｓｐｌａｃｅｄ）ＲＦ信号を発生する。 ２つの位相変位ＲＦ信号は、コイル１８により生ずるＲ
Ｆ励起磁場Ｂ１が２つの垂直成分を有するようにコイル
に印加される。かかる直角位相（ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ
）ＲＦ駆動構成は、ＲＦエネルギを常磁性核へ供給する
のに一層有効な手段、従って、正味の磁化の所要の傾斜
角を発生しながらＲＦパルスの持続時間を一層短縮する
手段であることがわかった。
モジュール２はまた、点線１３により全体示されている
ＲＦトランシーバ装置の一部をなすＲＦ振動数シンセサ
イザ１２に作動パルスを与える。パルス制御モジュール
２は更に、ＲＦ振動数シンセサイザ１２の出力を変調す
る変調器１４へ変調信号を供給する。ＲＦ信号は、ＲＦ
電力増幅器１５と送信／受信スイッチ１６とを介して結
合ネットワーク１７へ印加される。結合ネットワーク１
７は、励起コイル１８ヘ印加される２つの位相変位（ｐ
ｈａｓｅ ｄｉｓｐｌａｃｅｄ）ＲＦ信号を発生する。 ２つの位相変位ＲＦ信号は、コイル１８により生ずるＲ
Ｆ励起磁場Ｂ１が２つの垂直成分を有するようにコイル
に印加される。かかる直角位相（ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ
）ＲＦ駆動構成は、ＲＦエネルギを常磁性核へ供給する
のに一層有効な手段、従って、正味の磁化の所要の傾斜
角を発生しながらＲＦパルスの持続時間を一層短縮する
手段であることがわかった。
【００３４】パルス制御モジュール２に基づいて、ＲＦ
励起パルスの変調と中心振動数とは、所望の横方向の励
起を行なうように制御される。ＲＦパルスの振幅は、正
味の磁化が傾斜される量を定める。以下に説明するよう
に、本発明の好ましい実施例においては、１０°乃至９
０°の傾斜角をスライスの厚さおよび血液の速度に基づ
いて採用する。更に、ＲＦパルスを変調し、かつ、磁場
グラジエント、通常はＧｚと組み合わせて使用し、患者
の選択された面即ちスライスにおいてスピンを励起する
。ＲＦパルスの帯域幅とスライス選択グラジエント強度
とは、スライスの厚さを決定し、ＲＦパルスの中心振動
数とスライス選択グラジエントの強度とは、スライス位
置を決定する。「選択」（”ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ”）Ｒ
Ｆパルスを使用するこのスライス選択法は、１９８４年
２月４日に特許された、発明の名称が「選択励起を使用
した３次元ＮＭＲ画像処理方法」の米国特許第４，４３
１，９６８号に記載されている。
励起パルスの変調と中心振動数とは、所望の横方向の励
起を行なうように制御される。ＲＦパルスの振幅は、正
味の磁化が傾斜される量を定める。以下に説明するよう
に、本発明の好ましい実施例においては、１０°乃至９
０°の傾斜角をスライスの厚さおよび血液の速度に基づ
いて採用する。更に、ＲＦパルスを変調し、かつ、磁場
グラジエント、通常はＧｚと組み合わせて使用し、患者
の選択された面即ちスライスにおいてスピンを励起する
。ＲＦパルスの帯域幅とスライス選択グラジエント強度
とは、スライスの厚さを決定し、ＲＦパルスの中心振動
数とスライス選択グラジエントの強度とは、スライス位
置を決定する。「選択」（”ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ”）Ｒ
Ｆパルスを使用するこのスライス選択法は、１９８４年
２月４日に特許された、発明の名称が「選択励起を使用
した３次元ＮＭＲ画像処理方法」の米国特許第４，４３
１，９６８号に記載されている。
【００３５】図２について説明すると、励起された核ス
ピンからのＮＭＲ信号は、ＲＦコイル１８により感知さ
れ、送信／受信スイッチ１６を介してＲＦ前置増幅器１
９へ印加される。増幅されたＮＭＲ信号は直角位相検出
器２０に印加され、検出された信号は、Ａ／Ｄ変換器２
１によりデジタル化されるとともにコンピュータ４に印
加されて、以下に説明するようにして記憶および処理に
供される。代表的なパルスシーケンスは、送信にセット
されたスイッチ１６により１つ以上のＲＦパルスをコイ
ル１８に印加し、次に、受信にセットされたスイッチ１
６により１つ以上のＮＭＲ信号を受信するものである。
ピンからのＮＭＲ信号は、ＲＦコイル１８により感知さ
れ、送信／受信スイッチ１６を介してＲＦ前置増幅器１
９へ印加される。増幅されたＮＭＲ信号は直角位相検出
器２０に印加され、検出された信号は、Ａ／Ｄ変換器２
１によりデジタル化されるとともにコンピュータ４に印
加されて、以下に説明するようにして記憶および処理に
供される。代表的なパルスシーケンスは、送信にセット
されたスイッチ１６により１つ以上のＲＦパルスをコイ
ル１８に印加し、次に、受信にセットされたスイッチ１
６により１つ以上のＮＭＲ信号を受信するものである。
【００３６】患者の心臓サイクルを監視するため、ＥＣ
Ｇユニット２３がＮＭＲ装置のパルス制御モジュール２
に接続されている。ＥＣＧユニット２３は、患者に取着
されかつ心臓サイクル中、電圧を感知する電極（図示せ
ず）を有している。これらの電圧の１つは、各心臓サイ
クルのはじめにパルス制御モジュールに印加されるパル
スを得るのに使用される。このＥＣＧ入力信号は、図４
において一連のＱＲＳパルス２５として示されており、
一つの心臓サイクルに対するＥＣＧ入力信号が２６で示
されている。以下において詳細に説明するように、ＥＣ
Ｇ信号２６のＱＲＳパルスは、一連の画像のＮＭＲデー
タを得るのに使用される一連のパルスシーケンスをトリ
ガするのに使用される。
Ｇユニット２３がＮＭＲ装置のパルス制御モジュール２
に接続されている。ＥＣＧユニット２３は、患者に取着
されかつ心臓サイクル中、電圧を感知する電極（図示せ
ず）を有している。これらの電圧の１つは、各心臓サイ
クルのはじめにパルス制御モジュールに印加されるパル
スを得るのに使用される。このＥＣＧ入力信号は、図４
において一連のＱＲＳパルス２５として示されており、
一つの心臓サイクルに対するＥＣＧ入力信号が２６で示
されている。以下において詳細に説明するように、ＥＣ
Ｇ信号２６のＱＲＳパルスは、一連の画像のＮＭＲデー
タを得るのに使用される一連のパルスシーケンスをトリ
ガするのに使用される。
【００３７】ＮＭＲデータを得るのに使用されるパルス
シーケンスは、図３Ａ乃至図３Ｃに示されている。グラ
ジエントエコーシーケンスでは、スライス選択グラジエ
ントパルス３１の存在下において選択ＲＦ励起パルス３
０を験体に印加する。好ましい実施例においては、スラ
イスをＺ軸に沿って選択し、パルス３１をＧｚグラジエ
ントにより発生させる。励起パルス３０の傾斜角はα＝
１０°乃至α＝９０°の値を有しており、この値は血液
の速度の関数として調整される。励起パルスの後に発生
するＮＭＲ信号の、スライス選択グラジエントパルス３
１により生ずる位相のずれを補償するとともに、ＮＭＲ
信号の感度をスライス選択軸（ｚ）に沿った速度まで下
げるために、負のＧｚグラジエントパルス３４次いで正
のＧｚグラジエントパルス３５を、米国特許第４，７３
１，５８３号に記載のようにしてＧｚグラジエントコイ
ル１０から発生させる。例えば、パルス３１と幅は同じ
であるが反対の符号を有するパルス３４が使用され、パ
ルス３５はスライス選択パルス３１と同じ高さを有する
が幅はパルス３１の半分である。動作の加速とより高い
オーダとを補償するのに、より複雑な波形もまた周知で
ある。
シーケンスは、図３Ａ乃至図３Ｃに示されている。グラ
ジエントエコーシーケンスでは、スライス選択グラジエ
ントパルス３１の存在下において選択ＲＦ励起パルス３
０を験体に印加する。好ましい実施例においては、スラ
イスをＺ軸に沿って選択し、パルス３１をＧｚグラジエ
ントにより発生させる。励起パルス３０の傾斜角はα＝
１０°乃至α＝９０°の値を有しており、この値は血液
の速度の関数として調整される。励起パルスの後に発生
するＮＭＲ信号の、スライス選択グラジエントパルス３
１により生ずる位相のずれを補償するとともに、ＮＭＲ
信号の感度をスライス選択軸（ｚ）に沿った速度まで下
げるために、負のＧｚグラジエントパルス３４次いで正
のＧｚグラジエントパルス３５を、米国特許第４，７３
１，５８３号に記載のようにしてＧｚグラジエントコイ
ル１０から発生させる。例えば、パルス３１と幅は同じ
であるが反対の符号を有するパルス３４が使用され、パ
ルス３５はスライス選択パルス３１と同じ高さを有する
が幅はパルス３１の半分である。動作の加速とより高い
オーダとを補償するのに、より複雑な波形もまた周知で
ある。
【００３８】ＮＭＲ信号３３を読み取り軸（ｘ）に沿っ
て位置エンコードするため、ＮＭＲ信号３３が得られる
ときに読み取り用のグラジエントパルス３７を発生させ
る。読み取り用のグラジエントパルス３７は、読み取り
軸に沿ったスピンの位置を再構成画像において定めるこ
とができるように、周知の態様でＮＭＲ信号３３をエン
コードする。読み取り用のグラジエントパルス３７は、
全走査において一定値に保持される。グラジエントエコ
ーＮＭＲ信号３３を発生するとともに、該信号の感度を
読み取り軸に沿った速度まで下げるように、グラジエン
トパルス３８と３９は、米国特許第４，７３１，５８３
号に記載のように、読み取り用のグラジエントパルス３
７に先行する。
て位置エンコードするため、ＮＭＲ信号３３が得られる
ときに読み取り用のグラジエントパルス３７を発生させ
る。読み取り用のグラジエントパルス３７は、読み取り
軸に沿ったスピンの位置を再構成画像において定めるこ
とができるように、周知の態様でＮＭＲ信号３３をエン
コードする。読み取り用のグラジエントパルス３７は、
全走査において一定値に保持される。グラジエントエコ
ーＮＭＲ信号３３を発生するとともに、該信号の感度を
読み取り軸に沿った速度まで下げるように、グラジエン
トパルス３８と３９は、米国特許第４，７３１，５８３
号に記載のように、読み取り用のグラジエントパルス３
７に先行する。
【００３９】図３Ａのパルスシーケンスは、２Ｄまたは
３ＤＮＭＲデータを得るのに使用される従来のグラジエ
ントエコーシーケンスとは異なり、位相エンコードを使
用しない。その結果、異なる位相エンコードを有する一
連のパルスシーケンスとは異なり、１つのパルスシーケ
ンスだけを実行することが必要となる。当然のことであ
るが、スピンの２次元（ｘおよびｙ軸）分布ではなく１
次元（ｘ軸）だけを、この得られたＮＭＲデータから再
構成することができる。図１について再び説明すると、
これは、スライス１と共面をなす画像は得ることができ
ないことを意味する。その代わりに、データが一連のス
ライスから得られ、ｘ−ｙ面にある２次元投影画像が参
照番号４０で示すように得られる。この投影画像４０に
おける任意の点でのＮＭＲ信号の大きさ（ｍａｇｎｉｔ
ｕｄｅ）と位相は、ｘ、ｚ点を通るｙ軸と平行な線に沿
って位置する励起された全てのスピンの和または線積分
により定められる。しかしながら、スライス１の配向、
従って、投影画像４０の配向は、印加される磁場グラジ
エントの配向を変えることにより変えることができる。
３ＤＮＭＲデータを得るのに使用される従来のグラジエ
ントエコーシーケンスとは異なり、位相エンコードを使
用しない。その結果、異なる位相エンコードを有する一
連のパルスシーケンスとは異なり、１つのパルスシーケ
ンスだけを実行することが必要となる。当然のことであ
るが、スピンの２次元（ｘおよびｙ軸）分布ではなく１
次元（ｘ軸）だけを、この得られたＮＭＲデータから再
構成することができる。図１について再び説明すると、
これは、スライス１と共面をなす画像は得ることができ
ないことを意味する。その代わりに、データが一連のス
ライスから得られ、ｘ−ｙ面にある２次元投影画像が参
照番号４０で示すように得られる。この投影画像４０に
おける任意の点でのＮＭＲ信号の大きさ（ｍａｇｎｉｔ
ｕｄｅ）と位相は、ｘ、ｚ点を通るｙ軸と平行な線に沿
って位置する励起された全てのスピンの和または線積分
により定められる。しかしながら、スライス１の配向、
従って、投影画像４０の配向は、印加される磁場グラジ
エントの配向を変えることにより変えることができる。
【００４０】図３Ａ乃至図３Ｃについて再度説明すると
、血管記録を得るために、図３Ａのパルスシーケンスは
、米国再発行特許第３２，７０１号に記載のように、動
きに対して感度を有している。即ち、速度エンコード用
の双極性グラジエントパルスＧｍが、各パルスシーケン
スのグラジエント軸の１つに沿って該各シーケンスに加
えられる。これらの速度エンコード用のグラジエントパ
ルスは、位置エンコード用のグラジエントＧｘ、Ｇｙお
よびＧｚを発生する同じコイル８乃至１０により作られ
る。これらの動きエンコード用の双極性グラジエントパ
ルス（Ｇｍ）は図３Ｂおよび図３Ｃに示されており、図
３Ｂにおいて、動きエンコード用のパルスＧｍの第１の
モーメント（Ｍ１）は、パルス４５とパルス４６との間
の時間間隔（ｔ）を乗じた各パルス４５、４６の面積（
Ａ）（即ち、Ｍ１＝Ａｔ）に等しい。図３Ｃにおいて、
動きエンコード用のパルスＧｍは同じ面積と時間間隔を
有するが、反対の極性をもち−Ｍ１に等しい第１のモー
メントを有する。
、血管記録を得るために、図３Ａのパルスシーケンスは
、米国再発行特許第３２，７０１号に記載のように、動
きに対して感度を有している。即ち、速度エンコード用
の双極性グラジエントパルスＧｍが、各パルスシーケン
スのグラジエント軸の１つに沿って該各シーケンスに加
えられる。これらの速度エンコード用のグラジエントパ
ルスは、位置エンコード用のグラジエントＧｘ、Ｇｙお
よびＧｚを発生する同じコイル８乃至１０により作られ
る。これらの動きエンコード用の双極性グラジエントパ
ルス（Ｇｍ）は図３Ｂおよび図３Ｃに示されており、図
３Ｂにおいて、動きエンコード用のパルスＧｍの第１の
モーメント（Ｍ１）は、パルス４５とパルス４６との間
の時間間隔（ｔ）を乗じた各パルス４５、４６の面積（
Ａ）（即ち、Ｍ１＝Ａｔ）に等しい。図３Ｃにおいて、
動きエンコード用のパルスＧｍは同じ面積と時間間隔を
有するが、反対の極性をもち−Ｍ１に等しい第１のモー
メントを有する。
【００４１】動きエンコード用のグラジエントパルスＧ
ｍは、図３Ａのパルスシーケンスに加えられ、３つの軸
の１つに沿った速度に感度を有する。これは、点線４７
で示されるようにスライス選択用のグラジエントに加え
られて従来のスライス選択軸（ｚ軸）に沿って動いてい
るスピンの速度を測定するとともに、これは点線４８で
示されるように読み取り用のグラジエントに加えられて
読み取り軸（ｘ軸）に沿って動いているスピンの速度の
測定し、しかもこれは点線４９で示されるように位相エ
ンコード用のグラジエントに加えられて位相エンコード
軸（ｙ軸）に沿って動いているスピンの速度を測定する
。以下において説明するように、ＮＭＲパルスシーケン
スは各軸に沿って個々に印加される動きエンコード用の
グラジエントＧｍによって６回繰り返され、各軸に関し
て２回実行され、最初の実行は図３Ｂの正の動きエンコ
ード用グラジエントＧｍをもって行なわれ、次に図３Ｃ
の負の動きエンコード用グラジエントＧｍをもって行な
われる。
ｍは、図３Ａのパルスシーケンスに加えられ、３つの軸
の１つに沿った速度に感度を有する。これは、点線４７
で示されるようにスライス選択用のグラジエントに加え
られて従来のスライス選択軸（ｚ軸）に沿って動いてい
るスピンの速度を測定するとともに、これは点線４８で
示されるように読み取り用のグラジエントに加えられて
読み取り軸（ｘ軸）に沿って動いているスピンの速度の
測定し、しかもこれは点線４９で示されるように位相エ
ンコード用のグラジエントに加えられて位相エンコード
軸（ｙ軸）に沿って動いているスピンの速度を測定する
。以下において説明するように、ＮＭＲパルスシーケン
スは各軸に沿って個々に印加される動きエンコード用の
グラジエントＧｍによって６回繰り返され、各軸に関し
て２回実行され、最初の実行は図３Ｂの正の動きエンコ
ード用グラジエントＧｍをもって行なわれ、次に図３Ｃ
の負の動きエンコード用グラジエントＧｍをもって行な
われる。
【００４２】ＮＭＲデータが走査において得られる順序
が、図４に示されている。心臓サイクルが走査の際に生
ずるときには、各スライスのＮＭＲデータを得るのに３
つの心臓サイクルが使用される。最初の心臓サイクルの
際に使用されるＮＭＲパルスシーケンスは、読み取り方
向の軸（ｘ軸）に沿った動きエンコード用グラジエント
Ｇｍを使用し、第２の心臓サイクルにおいて使用される
ＮＭＲパルスシーケンスは位相エンコード軸（ｙ軸）に
沿った動きエンコード用グラジエントＧｍを使用し、第
３のサイクルはスライス選択軸（ｚ軸）に沿った動きエ
ンコード用グラジエントＧｍを使用する。各組の３つの
心臓サイクルの後に、ＲＦ励起パルス３０の中心振動数
は次のスライスを選択するように変更され、３つのサイ
クルの取得が繰り返される。最後のスライス（＃ｎ）の
データが得られると、走査が完了する。
が、図４に示されている。心臓サイクルが走査の際に生
ずるときには、各スライスのＮＭＲデータを得るのに３
つの心臓サイクルが使用される。最初の心臓サイクルの
際に使用されるＮＭＲパルスシーケンスは、読み取り方
向の軸（ｘ軸）に沿った動きエンコード用グラジエント
Ｇｍを使用し、第２の心臓サイクルにおいて使用される
ＮＭＲパルスシーケンスは位相エンコード軸（ｙ軸）に
沿った動きエンコード用グラジエントＧｍを使用し、第
３のサイクルはスライス選択軸（ｚ軸）に沿った動きエ
ンコード用グラジエントＧｍを使用する。各組の３つの
心臓サイクルの後に、ＲＦ励起パルス３０の中心振動数
は次のスライスを選択するように変更され、３つのサイ
クルの取得が繰り返される。最後のスライス（＃ｎ）の
データが得られると、走査が完了する。
【００４３】図４について更に説明すると、多くの画像
についてのデータを得るために各心臓サイクルには十分
な時間がある。得られる画像の数（Ｎ）は、患者の心搏
度数により定められ、各画像１乃至Ｎのデータは、心臓
サイクルの同じ点即ち位相で得られる。ＱＲＳパルス２
５によってシーケンスが開始し、一対のパルスシーケン
ス（＋Ｍおよび−Ｍ）がＮ個の画像のそれぞれについて
実行される。各画像のデータは心臓サイクルの各々にお
いて実質上同じ点で得られるので、各画像の実質上同じ
点において解剖学的構造が得られる。その結果、画像は
鮮明であり、順々に観察すると、画像は、心臓サイクル
の連続したフェーズで一連の血管記録として心臓脈管系
を示している。
についてのデータを得るために各心臓サイクルには十分
な時間がある。得られる画像の数（Ｎ）は、患者の心搏
度数により定められ、各画像１乃至Ｎのデータは、心臓
サイクルの同じ点即ち位相で得られる。ＱＲＳパルス２
５によってシーケンスが開始し、一対のパルスシーケン
ス（＋Ｍおよび−Ｍ）がＮ個の画像のそれぞれについて
実行される。各画像のデータは心臓サイクルの各々にお
いて実質上同じ点で得られるので、各画像の実質上同じ
点において解剖学的構造が得られる。その結果、画像は
鮮明であり、順々に観察すると、画像は、心臓サイクル
の連続したフェーズで一連の血管記録として心臓脈管系
を示している。
【００４４】心臓サイクル期間中、画像数Ｎの２倍の画
像数を発生する別のデータ取得シーケンスもまた、可能
である。この別のシーケンスにおいては、一つの心臓サ
イクルにおいて正の動きエンコード用グラジエント（＋
Ｍ）を軸（ｘ、ｙまたはｚ）に沿って印加し、次の心臓
サイクルにおいて負の動きエンコード用グラジエント（
−Ｍ）を印加する。このように、各軸に関して２つの心
臓サイクルが必要であり、各スライスについて全部で６
つの心臓サイクルが必要となる。しかしながら、＋Ｍお
よび−Ｍは、連続する心臓サイクルにおいて正確に同じ
点で得られ、２倍のパルスシーケンスを実行して心臓サ
イクルにおいて得られる画像の数Ｎを２倍にすることが
できる。
像数を発生する別のデータ取得シーケンスもまた、可能
である。この別のシーケンスにおいては、一つの心臓サ
イクルにおいて正の動きエンコード用グラジエント（＋
Ｍ）を軸（ｘ、ｙまたはｚ）に沿って印加し、次の心臓
サイクルにおいて負の動きエンコード用グラジエント（
−Ｍ）を印加する。このように、各軸に関して２つの心
臓サイクルが必要であり、各スライスについて全部で６
つの心臓サイクルが必要となる。しかしながら、＋Ｍお
よび−Ｍは、連続する心臓サイクルにおいて正確に同じ
点で得られ、２倍のパルスシーケンスを実行して心臓サ
イクルにおいて得られる画像の数Ｎを２倍にすることが
できる。
【００４５】本発明は、コンピュータ４により実行され
るプログラムの指示のもとで実施される。このプログラ
ムのフローチャートが図６Ａおよび図６Ｂに示されてお
り、血管記録を得ようとするときに実行される。プログ
ラムは参照番号１００から開始し、ブロック１０１で全
体示されている多数の前走査（ｐｒｅｓｃａｎ）手順を
実行する。これらの手順は、正確な傾斜角を得ることが
できるようにＲＦ出力と振動数を調整する工程を有して
いる。 調整工程により、更に、モーメントのテーブル１０２と
傾斜角テーブル１０３とが得られる。これらのテーブル
１０２と１０３は、３つの心臓サイクルについて図３Ａ
のパルスシーケンスを実行する調整手順において得られ
る。第１のサイクルは、双極性グラジエントＧｍの感度
を上げるｘ軸速度で行なわれ、第２のサイクルはｙ軸の
速度まで感度を上げ、第３の心臓サイクルはｚ軸の速度
まで感度を上げる。ＮＭＲデータは中心のスライスから
問題の領域を介して得られ、このデータから、図４にお
いて曲線１０５で示すような速度のプロフィルが算出さ
れる。１つの心臓サイクルにおいて連続した画像データ
が得られる区間１乃至Ｎのそれぞれについて、グラジエ
ントモーメントの大きさの値Ｍがモーメントテーブル１
０２に記憶される。図４において１０６で示すように、
これらの値Ｍは、速度曲線１０５の絶対値により定めら
れ、グラジエントモーメントＭは高い血液速度において
最小となって偽信号を防止するとともに、低い血液速度
において最高となって血管記録におけるコントラストを
改善する。傾斜角テーブル１０３は、ＲＦ励起パルス３
０の振幅を示す一連の値を記憶することにより得られる
。多くの場合、血液の速度は心臓拡張の際に減少するの
で、傾斜角を小さくして緩慢に流れるスピンのＲＦ飽和
を防止することができる。かかる特徴は、スライスの厚
さが増大しかつスピンがより長時間スライス内に留まる
ときに、より重要となる。
るプログラムの指示のもとで実施される。このプログラ
ムのフローチャートが図６Ａおよび図６Ｂに示されてお
り、血管記録を得ようとするときに実行される。プログ
ラムは参照番号１００から開始し、ブロック１０１で全
体示されている多数の前走査（ｐｒｅｓｃａｎ）手順を
実行する。これらの手順は、正確な傾斜角を得ることが
できるようにＲＦ出力と振動数を調整する工程を有して
いる。 調整工程により、更に、モーメントのテーブル１０２と
傾斜角テーブル１０３とが得られる。これらのテーブル
１０２と１０３は、３つの心臓サイクルについて図３Ａ
のパルスシーケンスを実行する調整手順において得られ
る。第１のサイクルは、双極性グラジエントＧｍの感度
を上げるｘ軸速度で行なわれ、第２のサイクルはｙ軸の
速度まで感度を上げ、第３の心臓サイクルはｚ軸の速度
まで感度を上げる。ＮＭＲデータは中心のスライスから
問題の領域を介して得られ、このデータから、図４にお
いて曲線１０５で示すような速度のプロフィルが算出さ
れる。１つの心臓サイクルにおいて連続した画像データ
が得られる区間１乃至Ｎのそれぞれについて、グラジエ
ントモーメントの大きさの値Ｍがモーメントテーブル１
０２に記憶される。図４において１０６で示すように、
これらの値Ｍは、速度曲線１０５の絶対値により定めら
れ、グラジエントモーメントＭは高い血液速度において
最小となって偽信号を防止するとともに、低い血液速度
において最高となって血管記録におけるコントラストを
改善する。傾斜角テーブル１０３は、ＲＦ励起パルス３
０の振幅を示す一連の値を記憶することにより得られる
。多くの場合、血液の速度は心臓拡張の際に減少するの
で、傾斜角を小さくして緩慢に流れるスピンのＲＦ飽和
を防止することができる。かかる特徴は、スライスの厚
さが増大しかつスピンがより長時間スライス内に留まる
ときに、より重要となる。
【００４６】図６Ａおよび図６Ｂのフローチャートにつ
いて更に説明すると、装置の調整後に、データの構造と
カウンタとをプロセスブロック１１０で初期設定し、し
かる後、ループ１１１において、各スライスについてＮ
ＭＲデータを得る。ループ１１１における処理は、プロ
セスブロック１１２においてＥＣＧ信号内のＱＲＳパル
スを待ち、次いで、第２のループ１１３において、ＮＭ
Ｒデータを各画像について得る。ループ１１３において
、プロセスブロック１１４では、動きエンコード用の双
極性グラジエントＧｍのモーメントＭを設定する。これ
は、モーメントテーブル１０２へのインデックスとして
画像番号即ちカウントを使用するとともに、双極性グラ
ジエントパルスを指示された大きさに設定することによ
り行なわれる。図３Ａのパルスシーケンスが、プロセス
ブロック１１５および１１６により示されるように２回
実行される。動きエンコード用のグラジエントＧｍのモ
ーメントＭは、第１のパルスシーケンスにおいては正で
あり、第２のパルスシーケンスでは負である。更に、動
きエンコード用のグラジエントＧｍの方向（ｘ、ｙまた
はｚ軸）は、軸カウンタにより定められる。次いで、判
定ブロック１１７では、Ｎ個の画像データ全てが現在の
心臓サイクルにおいて得られたどうかを判定する。この
結果、Ｎ個の画像データ全てが得られていない場合には
、ブロック１１８において画像カウントをインクリメン
トし、ループバックを行なって次の画像のＮＭＲデータ
を得る。
いて更に説明すると、装置の調整後に、データの構造と
カウンタとをプロセスブロック１１０で初期設定し、し
かる後、ループ１１１において、各スライスについてＮ
ＭＲデータを得る。ループ１１１における処理は、プロ
セスブロック１１２においてＥＣＧ信号内のＱＲＳパル
スを待ち、次いで、第２のループ１１３において、ＮＭ
Ｒデータを各画像について得る。ループ１１３において
、プロセスブロック１１４では、動きエンコード用の双
極性グラジエントＧｍのモーメントＭを設定する。これ
は、モーメントテーブル１０２へのインデックスとして
画像番号即ちカウントを使用するとともに、双極性グラ
ジエントパルスを指示された大きさに設定することによ
り行なわれる。図３Ａのパルスシーケンスが、プロセス
ブロック１１５および１１６により示されるように２回
実行される。動きエンコード用のグラジエントＧｍのモ
ーメントＭは、第１のパルスシーケンスにおいては正で
あり、第２のパルスシーケンスでは負である。更に、動
きエンコード用のグラジエントＧｍの方向（ｘ、ｙまた
はｚ軸）は、軸カウンタにより定められる。次いで、判
定ブロック１１７では、Ｎ個の画像データ全てが現在の
心臓サイクルにおいて得られたどうかを判定する。この
結果、Ｎ個の画像データ全てが得られていない場合には
、ブロック１１８において画像カウントをインクリメン
トし、ループバックを行なって次の画像のＮＭＲデータ
を得る。
【００４７】１つの心臓サイクルでＮ個の画像データが
全て得られた場合には、判定ブロック１１９および１２
０において、次の心臓サイクルにおいてどのデータを得
るかを判定する。動き増感（ｍｏｔｉｏｎ ｓｅｎｓｉ
ｔｉｚｅｄ）ＮＭＲデータが現在のスライスの３つの軸
について得られていない場合には、ループバックする前
に、プロセスブロック１２１において軸カウントをイン
クリメントしかつ画像カウントをリセットする。これに
対して、３方向の全てについて、動きを感受した結果の
ＮＭＲデータが得られている場合には、判定ブロック１
２０において別のスライスのデータを得るべきか否かを
判定する。該データを得るべきである場合には、データ
を更に得るために、ループバックをするに先立って、プ
ロセスブロック１２２においてスライスカウントをイン
クリメントし、かつ、画像カウントと軸カウントとをリ
セットする。ｎ個のスライスデータ全てが得られた場合
には、データ取得手順を終了し、画像再構成を開始させ
る。
全て得られた場合には、判定ブロック１１９および１２
０において、次の心臓サイクルにおいてどのデータを得
るかを判定する。動き増感（ｍｏｔｉｏｎ ｓｅｎｓｉ
ｔｉｚｅｄ）ＮＭＲデータが現在のスライスの３つの軸
について得られていない場合には、ループバックする前
に、プロセスブロック１２１において軸カウントをイン
クリメントしかつ画像カウントをリセットする。これに
対して、３方向の全てについて、動きを感受した結果の
ＮＭＲデータが得られている場合には、判定ブロック１
２０において別のスライスのデータを得るべきか否かを
判定する。該データを得るべきである場合には、データ
を更に得るために、ループバックをするに先立って、プ
ロセスブロック１２２においてスライスカウントをイン
クリメントし、かつ、画像カウントと軸カウントとをリ
セットする。ｎ個のスライスデータ全てが得られた場合
には、データ取得手順を終了し、画像再構成を開始させ
る。
【００４８】図５には、ｎ個の画像の１つについて得ら
れたＮＭＲデータが示されている。このＮＭＲデータは
、正のモーメントＭで速度が増感された３つのｎ×ｍア
レイ１２５、１２６および１２７と、負のモーメントＭ
で速度が増感された３つのｎ×ｍアレイ１２８、１２９
および１３０とを有している。行の数ｎは得られたスラ
イスの数に対応し、列の数ｍは得られた各ＮＭＲ信号の
デジタル化されたサンプルの数に対応している。好まし
い実施例においては、ｎ＝４２およびｍ＝２５６である
。
れたＮＭＲデータが示されている。このＮＭＲデータは
、正のモーメントＭで速度が増感された３つのｎ×ｍア
レイ１２５、１２６および１２７と、負のモーメントＭ
で速度が増感された３つのｎ×ｍアレイ１２８、１２９
および１３０とを有している。行の数ｎは得られたスラ
イスの数に対応し、列の数ｍは得られた各ＮＭＲ信号の
デジタル化されたサンプルの数に対応している。好まし
い実施例においては、ｎ＝４２およびｍ＝２５６である
。
【００４９】図５および図６Ｂに示すように、本発明に
よる画像再構成は、プロセスブロック１３５で開始し、
負のアレイ１２８、１２９および１３０の複素数を正の
アレイ１２５、１２６および１２７の対応する複素数か
ら差し引いて、３つのｎ×ｍ差アレイ１３６、１３７お
よび１３８を得る。静止スピンにより得られるＮＭＲ信
号成分は、正および負のアレイ双方において同じであり
、従って、この減算処理によって静止スピンによる信号
成分を実質上“０”にすることができる。これに対して
、動いているスピンによるＮＭＲ信号成分は、アレイ１
２５、１２６および１２７では正でありかつアレイ１２
８、１２９および１３０では負である位相ずれを受ける
。従って、減算の結果、動いているスピンによるＮＭＲ
信号成分はともに加わり、差アレイ１３６、１３７およ
び１３８において信号強度を高める。迅速に動いている
スピンを血液の形態で含むのは心臓脈管であるので、上
記処理によって、最終血管記録において周囲の組織に対
する心臓脈管系のコントラストを明瞭にさせることがで
きる。
よる画像再構成は、プロセスブロック１３５で開始し、
負のアレイ１２８、１２９および１３０の複素数を正の
アレイ１２５、１２６および１２７の対応する複素数か
ら差し引いて、３つのｎ×ｍ差アレイ１３６、１３７お
よび１３８を得る。静止スピンにより得られるＮＭＲ信
号成分は、正および負のアレイ双方において同じであり
、従って、この減算処理によって静止スピンによる信号
成分を実質上“０”にすることができる。これに対して
、動いているスピンによるＮＭＲ信号成分は、アレイ１
２５、１２６および１２７では正でありかつアレイ１２
８、１２９および１３０では負である位相ずれを受ける
。従って、減算の結果、動いているスピンによるＮＭＲ
信号成分はともに加わり、差アレイ１３６、１３７およ
び１３８において信号強度を高める。迅速に動いている
スピンを血液の形態で含むのは心臓脈管であるので、上
記処理によって、最終血管記録において周囲の組織に対
する心臓脈管系のコントラストを明瞭にさせることがで
きる。
【００５０】次いで、プロセスブロック１４０では、そ
れぞれの差アレイ１３６、１３７および１３８を各行に
沿ってフーリエ変換する処理がなされる。本技術分野に
おいて良く知られているように、この処理は、読み取り
軸（ｘ軸）に沿った位置に相当する各行の時間領域信号
を振動数領域へ変換するものである。３つの得られたｎ
×ｍ画像データアレイ１４１、１４２および１４３のそ
れぞれの複素数は、それぞれのｘ、ｙおよびｚ軸に沿っ
て動いているスピンの数と動きの平均速度を示す。
れぞれの差アレイ１３６、１３７および１３８を各行に
沿ってフーリエ変換する処理がなされる。本技術分野に
おいて良く知られているように、この処理は、読み取り
軸（ｘ軸）に沿った位置に相当する各行の時間領域信号
を振動数領域へ変換するものである。３つの得られたｎ
×ｍ画像データアレイ１４１、１４２および１４３のそ
れぞれの複素数は、それぞれのｘ、ｙおよびｚ軸に沿っ
て動いているスピンの数と動きの平均速度を示す。
【００５１】判定ブロック１４５において３つの全ての
軸についての変換がなされたと判定されると、プロセス
ブロック１４６の処理へ進み、ｎ×ｍ位相表示アレイ１
４７の要素を算出する。ｎ×ｍ画像データアレイ１４１
、１４２および１４３の各複素数により示される位相角
は、ｘ−ｚ投影面内の点においてｘ、ｙおよびｚ軸の各
々に沿ったスピンの平均速度と比例する。
軸についての変換がなされたと判定されると、プロセス
ブロック１４６の処理へ進み、ｎ×ｍ位相表示アレイ１
４７の要素を算出する。ｎ×ｍ画像データアレイ１４１
、１４２および１４３の各複素数により示される位相角
は、ｘ−ｚ投影面内の点においてｘ、ｙおよびｚ軸の各
々に沿ったスピンの平均速度と比例する。
【００５２】
【数２】
【００５３】従って、これらの３つの位相角をベクトル
合計することにより、平均スピン速度に比例する値が、
ｎ×ｍ位相表示アレイの各点について算出される。
合計することにより、平均スピン速度に比例する値が、
ｎ×ｍ位相表示アレイの各点について算出される。
【００５４】
【数３】
【００５５】各画像は速度エンコード用の双極性グラジ
エントＧｍの異なった値で得られるので、モーメントテ
ーブル１０２内のこの画像に対応する第１のモーメント
値Ｍを使用して位相表示アレイの値を正規化する必要が
ある。その結果、各画像についてのＮＭＲデータが異な
った速度増感グラジエントモーメントＭで得られる場合
でも、位相表示画像の全てが表示されるとき、それらは
表示スクリーンの各ピクセルの輝度により血液流の速度
を正確に反映する。
エントＧｍの異なった値で得られるので、モーメントテ
ーブル１０２内のこの画像に対応する第１のモーメント
値Ｍを使用して位相表示アレイの値を正規化する必要が
ある。その結果、各画像についてのＮＭＲデータが異な
った速度増感グラジエントモーメントＭで得られる場合
でも、位相表示画像の全てが表示されるとき、それらは
表示スクリーンの各ピクセルの輝度により血液流の速度
を正確に反映する。
【００５６】次に、プロセスブロック１５０では、ｎ×
ｍの大きさ表示アレイ１５１を計算する。これは、画像
データアレイ１４１、１４２および１４３のそれぞれの
各複素数の大きさ（Ｄ）を先づ算出することにより行な
われる。
ｍの大きさ表示アレイ１５１を計算する。これは、画像
データアレイ１４１、１４２および１４３のそれぞれの
各複素数の大きさ（Ｄ）を先づ算出することにより行な
われる。
【数４】
【００５７】ここで、ｉとｑは複素数の実数成分と虚数
成分である。
成分である。
【００５８】次に、各軸についてのこれらの大きさＤｘ
、ＤｙおよびＤｚをｎ×ｍのデータの各点でベクトル合
計して、動いているスピンにより得られるＮＭＲ信号の
大きさを表わす数値Ｄｖを得る。
、ＤｙおよびＤｚをｎ×ｍのデータの各点でベクトル合
計して、動いているスピンにより得られるＮＭＲ信号の
大きさを表わす数値Ｄｖを得る。
【数５】
【００５９】このようにして得られた大きさ表示アレイ
１５１はコンピュータメモリに記憶され、処理が終了し
た後、血管記録表示を得るために呼び出される。もちろ
ん、一連のかかる画像はいまの処理によって記憶され、
心臓サイクル全体において心臓脈管系における変化を示
すために連続して表示することができる。
１５１はコンピュータメモリに記憶され、処理が終了し
た後、血管記録表示を得るために呼び出される。もちろ
ん、一連のかかる画像はいまの処理によって記憶され、
心臓サイクル全体において心臓脈管系における変化を示
すために連続して表示することができる。
【００６０】以後の処理では、得られたＮＭＲデータを
使用して、従来のスピン密度画像を得る。再び図５およ
び図６Ｂを参照すると、この処理では、先づプロセスブ
ロック１５５において、各行に沿ってアレイ１２５−１
３０をフーリエ変換する。かくして、フーリエ変換され
た６つのｎ×ｍＮＭＲデータアレイ１５６が得られる。 次いで、プロセスブロック１５７では、６つのアレイ１
５６のそれぞれの対応する複素数を互いに加算し、１つ
のｎ×ｍ画像データアレイ１５８を形成する。次いで、
プロセスブロック１６０では、静的な画像アレイ１５８
において複素数成分の二乗の合計の平方根を算出するこ
とにより、大きさ表示アレイ１５９を生成し、これを記
憶する。このデータは、表示されると、投影面の静止ス
ピンの密度を示すので、静止した解剖学的構造に対して
血管の位置を定めるのに使用される。例えば、放射線学
者は、位相表示アレイ１４７または大きさ表示アレイ１
５１から得られる血管記録画像を、静的な大きさ表示ア
レイ１５９により得られる画像に重畳して、患者の特定
の血管の位置を正確に定めることができる。
使用して、従来のスピン密度画像を得る。再び図５およ
び図６Ｂを参照すると、この処理では、先づプロセスブ
ロック１５５において、各行に沿ってアレイ１２５−１
３０をフーリエ変換する。かくして、フーリエ変換され
た６つのｎ×ｍＮＭＲデータアレイ１５６が得られる。 次いで、プロセスブロック１５７では、６つのアレイ１
５６のそれぞれの対応する複素数を互いに加算し、１つ
のｎ×ｍ画像データアレイ１５８を形成する。次いで、
プロセスブロック１６０では、静的な画像アレイ１５８
において複素数成分の二乗の合計の平方根を算出するこ
とにより、大きさ表示アレイ１５９を生成し、これを記
憶する。このデータは、表示されると、投影面の静止ス
ピンの密度を示すので、静止した解剖学的構造に対して
血管の位置を定めるのに使用される。例えば、放射線学
者は、位相表示アレイ１４７または大きさ表示アレイ１
５１から得られる血管記録画像を、静的な大きさ表示ア
レイ１５９により得られる画像に重畳して、患者の特定
の血管の位置を正確に定めることができる。
【００６１】この処理は、心臓サイクルにおいて得られ
るＮ個の画像のそれぞれについて繰り返される。判定ブ
ロック１６１において画像が最後の画像Ｎであると判定
されると、処理を終了し、最後の画像Ｎでない場合には
、次の画像を処理するためにブロック１６２を介してル
ープバックする。走査の最後において、コンピュータは
、心臓サイクルにおいて得られるＮ個の画像のそれぞれ
について、３つの表示アレイ１４７、１５１および１５
９を記憶する。これらは、個々に見ることができ、連続
して再生することができ、あるいは任意の診断学的に有
効な態様で組み合わせることができる。
るＮ個の画像のそれぞれについて繰り返される。判定ブ
ロック１６１において画像が最後の画像Ｎであると判定
されると、処理を終了し、最後の画像Ｎでない場合には
、次の画像を処理するためにブロック１６２を介してル
ープバックする。走査の最後において、コンピュータは
、心臓サイクルにおいて得られるＮ個の画像のそれぞれ
について、３つの表示アレイ１４７、１５１および１５
９を記憶する。これらは、個々に見ることができ、連続
して再生することができ、あるいは任意の診断学的に有
効な態様で組み合わせることができる。
【００６２】
【発明の効果】本発明は以上のように構成されているの
で、再構成された画像における、データ取得の際の患者
の血管の動きによる画像のゴーストやぶれ等を低減させ
ることができるとともに、ＮＭＲ血管記録を得るのに必
要な走査時間を短縮することができ、しかもＮＭＲ血管
記録の位相差法を最適に実施させることができる。
で、再構成された画像における、データ取得の際の患者
の血管の動きによる画像のゴーストやぶれ等を低減させ
ることができるとともに、ＮＭＲ血管記録を得るのに必
要な走査時間を短縮することができ、しかもＮＭＲ血管
記録の位相差法を最適に実施させることができる。
【図１】この図は本発明のＮＭＲ方法を使用して形成す
ることができる例示画像を得る患者を示す説明図である
。
ることができる例示画像を得る患者を示す説明図である
。
【図２】この図は本発明を使用したＮＭＲ装置の電気ブ
ロック図である。
ロック図である。
【図３Ａ】この図は本発明を実施するのに使用されるＮ
ＭＲパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
ＭＲパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
【図３Ｂ】この図は本発明を実施するのに使用されるＮ
ＭＲパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
ＭＲパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
【図３Ｃ】この図は本発明を実施するのに使用されるＮ
ＭＲパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
ＭＲパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
【図４】この図は本発明を使用してＮＭＲデータを得る
シーケンスを示すグラフ図である。
シーケンスを示すグラフ図である。
【図５】この図は得られるＮＭＲデータと、画像を得る
ようにＮＭＲデータを処理する態様を示す線図である。
ようにＮＭＲデータを処理する態様を示す線図である。
【図６Ａ】この図は本発明の好ましい実施例を実施する
ように図２のＮＭＲ装置により実行されるプログラムを
示すフローチャート図である。
ように図２のＮＭＲ装置により実行されるプログラムを
示すフローチャート図である。
【図６Ｂ】この図は本発明の好ましい実施例を実施する
ように図２のＮＭＲ装置により実行されるプログラムを
示すフローチャート図である。
ように図２のＮＭＲ装置により実行されるプログラムを
示すフローチャート図である。
１ スライス
２ パルス制御モジュール
４ ホストコンピュータ
５、６、７ 磁場グラジエント電源
８、９、１０ グラジエントコイル
１２ ＲＦ振動数シンセサイザ
１３ ＲＦトランシーバ装置
１４ 変調器
１５ ＲＦ電力増幅器
１６ 送信／受信スイッチ
１７ 結合ネットワーク
１８ 励起コイル
１９ ＲＦ前置増幅器
２０ 直角位相検出器
２１ Ａ／Ｄ変換器
２３ ＥＣＧユニット
２５ ＱＲＳパルス
２６ ＥＣＧ入力信号
３０ 選択ＲＦ励起パルス
３１ 選択グラジエントパルス
３３ ＮＭＲ信号
３４ グラジエントパルス
３５ グラジエントパルス
３７ 読み取りグラジエントパルス
３８、３９ グラジエントパルス
４０ 投影画像
４５、４６ パルス
４７ スライス選択用のグラジエント４８ 読み取
り用のグラジエント ４９ 位相エンコード用のグラジエント１０１ プ
ロセスブロック １０２ モーメントテーブル １０３ 傾斜角テーブル １１０ プロセスブロック １１１ ループ １１２ プロセスブロック １１３ ループ １１４ プロセスブロック １１７ 判定ブロック １１８ 画像カウント １１９、１２０ 判定ブロック １２２ プロセスブロック １２５、１２６、１２７ アレイ １２８、１２９、１３０ アレイ １３６、１３７、１３８ 差アレイ １４０ プロセスブロック １４１、１４２、１４３ 画像データアレイ１４５
判定ブロック １４６ プロセスブロック １４７ 位相表示アレイ １５０ プロセスブロック １５１ 大きさ表示アレイ １５５ プロセスブロック １５６ 変換ＮＭＲアレイ １５７ プロセスブロック １５８ 画像データアレイ １５９ 大きさ表示アレイ １６０ プロセスブロック
り用のグラジエント ４９ 位相エンコード用のグラジエント１０１ プ
ロセスブロック １０２ モーメントテーブル １０３ 傾斜角テーブル １１０ プロセスブロック １１１ ループ １１２ プロセスブロック １１３ ループ １１４ プロセスブロック １１７ 判定ブロック １１８ 画像カウント １１９、１２０ 判定ブロック １２２ プロセスブロック １２５、１２６、１２７ アレイ １２８、１２９、１３０ アレイ １３６、１３７、１３８ 差アレイ １４０ プロセスブロック １４１、１４２、１４３ 画像データアレイ１４５
判定ブロック １４６ プロセスブロック １４７ 位相表示アレイ １５０ プロセスブロック １５１ 大きさ表示アレイ １５５ プロセスブロック １５６ 変換ＮＭＲアレイ １５７ プロセスブロック １５８ 画像データアレイ １５９ 大きさ表示アレイ １６０ プロセスブロック
Claims (6)
- 【請求項１】 ａ）患者の心臓サイクルの位相を示す
心臓位相信号を発生させる工程と、 ｂ）血液の速度を測定しようとする領域の周囲に極性磁
場を形成する工程と、 ｃ）前記領域においてＲＦ励起磁場を発生させて横方向
の磁化を行なう工程と、 ｄ）前記心臓位相信号により定められる患者の心臓サイ
クルの位相の関数として双極性磁場グラジエントの第１
のモーメントＭを算出する工程と、 ｅ）第１のモーメントＭを有するとともに横方向の磁化
を増感させる速度を有する双極性磁場グラジエントを前
記領域において発生させる工程と、 ｆ）速度により増感された横方向の磁化により得られる
ＮＭＲ信号を得る工程と、 ｇ）双極性磁場グラジエントモーメントＭの符号を反転
させて前記工程ｂ）、ｃ）、ｅ）およびｆ）を繰り返す
工程と、 ｈ）得られた２つのＮＭＲ信号の減算を行なって前記領
域で動いているスピンの速度を示す出力データを得るこ
とにより差データを得る工程とを備えていることを特徴
とするＮＭＲ装置による患者の血液の速度を測定する方
法。 - 【請求項２】 ｉ）磁場グラジエントを前記領域に印
加して、得られたＮＭＲ信号を位置エンコードすること
により前記領域において動いているスピンの位置を示す
工程を更に備えていることを特徴とする請求項１に記載
の方法。 - 【請求項３】 前記工程ｈ）は出力データの値を算出
された第１のモーメントＭの関数として調整することを
特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 前記領域における血液の速度を患者の
心臓サイクルの異なる位相において予測する工程を備え
るとともに、第１のモーメントＭは前記信号により示さ
れる心臓位相における予測速度の関数として前記工程ｄ
）において算出されることを特徴とする請求項１に記載
の方法。 - 【請求項５】 ＲＦ励起磁場は前記心臓位相信号によ
り定められる患者の心臓サイクルの関数として変えられ
て、心臓サイクル位相の関数として得られる横方向の磁
化の量を変えることを特徴とする請求項１に記載の方法
。 - 【請求項６】 ａ）患者の心臓サイクルの位相を示す
心臓位相信号を発生させる工程と、 ｂ）血管記録を得ようとする領域の周囲に極性磁場を形
成する工程と、 ｃ）前記領域においてＲＦ励起磁場を発生させて横方向
の磁化を行なう工程と、 ｄ）前記心臓位相信号により定められる患者の心臓サイ
クルの位相の関数として双極性磁場グラジエントの第１
のモーメントＭを算出する工程と、 ｅ）第１のモーメントＭを有するとともに横方向の磁化
を増感させる速度を有する双極性磁場グラジエントを前
記領域において発生させる工程と、 ｆ）前記領域において読み取り磁場グラジエントを印加
しながら速度により増感された横方向の磁化により得ら
れるＮＭＲ信号を得る工程と、 ｇ）前記工程ｂ）およびｃ）を繰り返す工程と、ｈ）負
の第１のモーメント−Ｍを有するとともに横方向の磁化
を増感させる速度を有する双極性磁場グラジエントを前
記領域において発生させる工程と、ｉ）前記領域におい
て読み取り磁場グラジエントを印加しながら速度により
増感された横方向の磁化により得られる第２のＮＭＲ信
号を得る工程と、 ｊ）第１のＮＭＲ信号と第２のＮＭＲ信号との差を取る
ことにより差信号を得る工程と、 ｋ）差信号をフーリエ変換して出力信号を得る工程と、
ｌ）出力信号を使用して心臓記録表示を得る工程とを備
えることを特徴とするＮＭＲ装置による患者の血液の速
度を測定する方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/568,938 | 1990-08-17 | ||
| US07/568,938 US5031624A (en) | 1990-08-17 | 1990-08-17 | Phase contrast, line-scanned method for NMR angiography |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04269943A true JPH04269943A (ja) | 1992-09-25 |
Family
ID=24273386
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3219278A Pending JPH04269943A (ja) | 1990-08-17 | 1991-08-06 | Ｎｍｒ血管記録の位相差ライン走査方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5031624A (ja) |
| EP (1) | EP0471501A3 (ja) |
| JP (1) | JPH04269943A (ja) |
| IL (1) | IL98600A (ja) |
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