JPH04288143A - Ｎｍｒイメージング装置を使用した高速流れ測定方式 - Google Patents
Ｎｍｒイメージング装置を使用した高速流れ測定方式Info
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- JPH04288143A JPH04288143A JP3222466A JP22246691A JPH04288143A JP H04288143 A JPH04288143 A JP H04288143A JP 3222466 A JP3222466 A JP 3222466A JP 22246691 A JP22246691 A JP 22246691A JP H04288143 A JPH04288143 A JP H04288143A
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-
- G—PHYSICS
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-
- G—PHYSICS
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- G01F1/708—Measuring the time taken to traverse a fixed distance
- G01F1/716—Measuring the time taken to traverse a fixed distance using electron paramagnetic resonance [EPR] or nuclear magnetic resonance [NMR]
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01P—MEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
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- G—PHYSICS
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- G01R33/56316—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging involving phase contrast techniques
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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】本発明の分野は核磁気共鳴イメー
ジングの方法および装置である。更に詳しくは、本発明
は流れてまたは動いている対象のＮＭＲ画像を作成する
ための方法および装置に関するものである。
ジングの方法および装置である。更に詳しくは、本発明
は流れてまたは動いている対象のＮＭＲ画像を作成する
ための方法および装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つどの核もそれが中
に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しか
し、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比γ）の性質によって決まる特性角周
波数（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差
運動を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と
呼ぶ。
に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しか
し、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比γ）の性質によって決まる特性角周
波数（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差
運動を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と
呼ぶ。
【０００３】人体組織のような物質に一様な磁界（分極
磁界Ｂ０ ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々
の磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、そ
れを中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダム
な順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モ
ーメントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）のランダムな方向を向いた磁気成分は相
互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモア
周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ１ ）が物質すなわち組
織に加えられると、正味の、揃えられたモーメントＭｚ
を回転または「傾けて」ｘ−ｙ平面に入れられることに
より、正味横磁気モーメントＭｔが作成され、これはラ
ーモア周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちスピンする
。 正味磁気モーメントＭｚが傾けられる程度、したがって
正味横磁気モーメントＭｔの大きさは主として、印加さ
れる励起磁界Ｂ１ の時間長と大きさによって決まる。
磁界Ｂ０ ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々
の磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、そ
れを中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダム
な順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モ
ーメントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）のランダムな方向を向いた磁気成分は相
互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモア
周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ１ ）が物質すなわち組
織に加えられると、正味の、揃えられたモーメントＭｚ
を回転または「傾けて」ｘ−ｙ平面に入れられることに
より、正味横磁気モーメントＭｔが作成され、これはラ
ーモア周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちスピンする
。 正味磁気モーメントＭｚが傾けられる程度、したがって
正味横磁気モーメントＭｔの大きさは主として、印加さ
れる励起磁界Ｂ１ の時間長と大きさによって決まる。
【０００４】この現象の実際的な価値は励起信号Ｂ１
の終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単な装置では、励起されたスピンが受信コイル内
に振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波数は
ラーモア周波数であり、その初期振幅Ａ０ は横磁気モ
ーメントＭｔの大きさによって決定される。放出信号の
振幅Ａは時間ｔとともに次式のように指数関数的に減衰
する。
の終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単な装置では、励起されたスピンが受信コイル内
に振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波数は
ラーモア周波数であり、その初期振幅Ａ０ は横磁気モ
ーメントＭｔの大きさによって決定される。放出信号の
振幅Ａは時間ｔとともに次式のように指数関数的に減衰
する。
【０００５】
【数１】
減衰定数１／Ｔ２ ＊ は磁界の均一性、および「スピ
ン−スピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼ばれる
Ｔ２ によって左右される。Ｔ２ 定数は完全に均一な
磁界で励起信号Ｂ１ が除去された後にスピンの揃った
歳差運動が位相外しされる指数速度に逆比例する。
ン−スピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼ばれる
Ｔ２ によって左右される。Ｔ２ 定数は完全に均一な
磁界で励起信号Ｂ１ が除去された後にスピンの揃った
歳差運動が位相外しされる指数速度に逆比例する。
【０００６】ＮＭＲ信号の振幅Ａに寄与するもう一つの
重要な要素はスピン格子緩和プロセスと呼ばれ、これは
時定数Ｔ１ で特徴付けられる。これは正味磁気モーメ
ントＭの、その平衡値への、磁気分極（ｚ）の軸に沿っ
た復帰を記述する。Ｔ１ 時定数はＴ２ より長く、医
学的に関心のある殆どの物質ではずっと長くなる。
重要な要素はスピン格子緩和プロセスと呼ばれ、これは
時定数Ｔ１ で特徴付けられる。これは正味磁気モーメ
ントＭの、その平衡値への、磁気分極（ｚ）の軸に沿っ
た復帰を記述する。Ｔ１ 時定数はＴ２ より長く、医
学的に関心のある殆どの物質ではずっと長くなる。
【０００７】本発明に特に関連するＮＭＲ測定は「パル
スＮＭＲ測定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定は励
起期間と信号放出期間に分けられる。このような測定は
サイクリックに行われ、ＮＭＲ測定が多数回繰り返され
ることにより、各サイクルの間に異なるデータが累積さ
れる。すなわち、対象の中の異なる位置で同じ測定が行
われる。非常に様々な予備励起手法が知られており、こ
れらの手法では大きさ、継続時間、および方向が異なる
１個以上の励起パルス（Ｂ１ ）が印加される。このよ
うな励起パルスは狭い周波数スペクトル（選択的励起パ
ルス）を有していてもよく、あるいはある範囲の共鳴周
波数にわたって横磁化Ｍｔを生じる広い周波数スペクト
ル（非選択的励起パルス）を有していてもよい。従来技
術は特定のＮＭＲ現象を利用するように設計され、ＮＭ
Ｒ測定プロセスの特定の問題を克服する励起手法を充分
にそなえている。
スＮＭＲ測定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定は励
起期間と信号放出期間に分けられる。このような測定は
サイクリックに行われ、ＮＭＲ測定が多数回繰り返され
ることにより、各サイクルの間に異なるデータが累積さ
れる。すなわち、対象の中の異なる位置で同じ測定が行
われる。非常に様々な予備励起手法が知られており、こ
れらの手法では大きさ、継続時間、および方向が異なる
１個以上の励起パルス（Ｂ１ ）が印加される。このよ
うな励起パルスは狭い周波数スペクトル（選択的励起パ
ルス）を有していてもよく、あるいはある範囲の共鳴周
波数にわたって横磁化Ｍｔを生じる広い周波数スペクト
ル（非選択的励起パルス）を有していてもよい。従来技
術は特定のＮＭＲ現象を利用するように設計され、ＮＭ
Ｒ測定プロセスの特定の問題を克服する励起手法を充分
にそなえている。
【０００８】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、対象
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ０ と同じ方向を持
つがｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われる
。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御す
ることによって、スピン励起の空間分布を制御すること
ができ、結果として得られるＮＭＲ信号の位置を識別す
ることができる。
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ０ と同じ方向を持
つがｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われる
。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御す
ることによって、スピン励起の空間分布を制御すること
ができ、結果として得られるＮＭＲ信号の位置を識別す
ることができる。
【０００９】画像を再構成するためのＮＭＲデータは多
重角投影再構成およびフーリエ変換（ＦＴ）のような多
数の利用可能な手法の一つを使って収集することができ
る。通常、このような手法には、順次構成される複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）から成るパルスシーケンスが含まれ
る。各ビューは一つ以上のＮＭＲ実験を含むことができ
、各実験に少なくともＲＦ励起パルスおよび磁界勾配パ
ルスが含まれることにより、空間情報が符号化されて結
果のＮＭＲ信号となる。周知の通り、ＮＭＲ信号は自由
誘導減衰（ＦＩＤ）とすることができ、あるいはスピン
エコー信号とすることが好ましい。
重角投影再構成およびフーリエ変換（ＦＴ）のような多
数の利用可能な手法の一つを使って収集することができ
る。通常、このような手法には、順次構成される複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）から成るパルスシーケンスが含まれ
る。各ビューは一つ以上のＮＭＲ実験を含むことができ
、各実験に少なくともＲＦ励起パルスおよび磁界勾配パ
ルスが含まれることにより、空間情報が符号化されて結
果のＮＭＲ信号となる。周知の通り、ＮＭＲ信号は自由
誘導減衰（ＦＩＤ）とすることができ、あるいはスピン
エコー信号とすることが好ましい。
【００１０】しばしば「スピンワープ」（ｓｐｉｎ−ｗ
ａｒｐ）と呼ばれる周知のＦＴ手法の一変形を参照して
、本発明の実施例を詳細に説明する。このスピンワープ
手法についてはフィジックス・イン・メディシン・アン
ド・バイオロジー誌（Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅ
ｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ， Ｖｏ
ｌ． ２５， ｐｐ． ７５１−７５６ （１
９８０））所載のダブリュー・エー・エデルシユタイン
他の論文「スピンワープＮＭＲイメージングおよび全身
用イメージングへの応用」に述べられている。
ａｒｐ）と呼ばれる周知のＦＴ手法の一変形を参照して
、本発明の実施例を詳細に説明する。このスピンワープ
手法についてはフィジックス・イン・メディシン・アン
ド・バイオロジー誌（Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅ
ｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ， Ｖｏ
ｌ． ２５， ｐｐ． ７５１−７５６ （１
９８０））所載のダブリュー・エー・エデルシユタイン
他の論文「スピンワープＮＭＲイメージングおよび全身
用イメージングへの応用」に述べられている。
【００１１】要約すると、スピンワープ手法はＮＭＲス
ピンエコー信号の取得に先立って可変振幅位相符号化磁
界勾配パルスを用いることにより、空間情報をこの勾配
の方向に位相符号化する。例えば二次元構成（２ＤＦＴ
）では、一つの方向に沿って位相符号化勾配（Ｇｙ）を
印加することによりその方向で空間情報が符号化された
後、位相符号化方向に直角な方向に読み出し磁界勾配（
Ｇｘ）が存在する状態でスピンエコー信号が取得される
。スピンエコー取得の間、存在する読み出し勾配は空間
情報を直角方向に符号化する。通常の２ＤＦＴパルスシ
ーケンスでは、スキャンの間に取得される一連のビュー
で位相符号化勾配パルスＧｙの大きさを増分（△Ｇｙ）
することにより一組のＮＭＲデータが作成され、これか
ら全体の画像を再構成することができる。
ピンエコー信号の取得に先立って可変振幅位相符号化磁
界勾配パルスを用いることにより、空間情報をこの勾配
の方向に位相符号化する。例えば二次元構成（２ＤＦＴ
）では、一つの方向に沿って位相符号化勾配（Ｇｙ）を
印加することによりその方向で空間情報が符号化された
後、位相符号化方向に直角な方向に読み出し磁界勾配（
Ｇｘ）が存在する状態でスピンエコー信号が取得される
。スピンエコー取得の間、存在する読み出し勾配は空間
情報を直角方向に符号化する。通常の２ＤＦＴパルスシ
ーケンスでは、スキャンの間に取得される一連のビュー
で位相符号化勾配パルスＧｙの大きさを増分（△Ｇｙ）
することにより一組のＮＭＲデータが作成され、これか
ら全体の画像を再構成することができる。
【００１２】関心のある領域の中のスピンの動きまたは
流れを測定するための多数の周知のＮＭＲ手法がある。 これらの中に「飛行時間（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈ
ｔ）」法が含まれている。この飛行時間法では、スピン
のボーラス（塊）が特定の上流の位置を通過するときボ
ーラスが励起され、結果として生じる横磁化の状態を下
流の位置で調べることによりボーラスの速度が決定され
る。この方法は多年パイプ内の流れを測定するために使
用され、近年は人間の手足の血流を測定するために使用
されてきた。この方法の例は米国特許第３，５５９，０
４４号、第３，１９１，１１９号、第３，４１９，７９
３号、および第４，７７７，９５７号に開示されている
。
流れを測定するための多数の周知のＮＭＲ手法がある。 これらの中に「飛行時間（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈ
ｔ）」法が含まれている。この飛行時間法では、スピン
のボーラス（塊）が特定の上流の位置を通過するときボ
ーラスが励起され、結果として生じる横磁化の状態を下
流の位置で調べることによりボーラスの速度が決定され
る。この方法は多年パイプ内の流れを測定するために使
用され、近年は人間の手足の血流を測定するために使用
されてきた。この方法の例は米国特許第３，５５９，０
４４号、第３，１９１，１１９号、第３，４１９，７９
３号、および第４，７７７，９５７号に開示されている
。
【００１３】第二の流れ測定手法は流入／流出法である
。この方法では、単一の局所化されたボリューム（容積
）またはスライスが励起され、短時間後に結果の横磁化
を調べることにより、ボリュームまたはスライスから流
出した励起スピンの影響およびボリュームまたはスライ
スに流入した別に励起されたスピンの影響が測定される
。この方法の例が米国特許第４，５７４，２３９号、第
４，５３２，４７３号、および第４，５１６，５８２号
に述べられている。
。この方法では、単一の局所化されたボリューム（容積
）またはスライスが励起され、短時間後に結果の横磁化
を調べることにより、ボリュームまたはスライスから流
出した励起スピンの影響およびボリュームまたはスライ
スに流入した別に励起されたスピンの影響が測定される
。この方法の例が米国特許第４，５７４，２３９号、第
４，５３２，４７３号、および第４，５１６，５８２号
に述べられている。
【００１４】動きまたは流れを測定するための第三の手
法は磁界勾配を通って流れるスピンの生じるＮＭＲ信号
は速度に比例した位相シフトを示すという事実に基づい
ている。測定サイクルの間の速度がほぼ一定である流れ
の場合、ＮＭＲ信号の位相の変化は次式で与えられる。
法は磁界勾配を通って流れるスピンの生じるＮＭＲ信号
は速度に比例した位相シフトを示すという事実に基づい
ている。測定サイクルの間の速度がほぼ一定である流れ
の場合、ＮＭＲ信号の位相の変化は次式で与えられる。
【００１５】
Δφ＝γＭ１ ｖ
（１）但し、Ｍ１ は磁界勾配の第一のモ
ーメント、γは磁気回転比、ｖはスピンの速度である。 他の発生源により生じる位相シフトによるこの測定の誤
差を消去するため、米国特許第４，６０９，８７２号に
述べられているように異なる磁界勾配モーメントで少な
くとも２回測定を行うのが普通のやりかたである。この
とき任意の位置に於ける二つの測定の間の位相差は次式
のようになる。
（１）但し、Ｍ１ は磁界勾配の第一のモ
ーメント、γは磁気回転比、ｖはスピンの速度である。 他の発生源により生じる位相シフトによるこの測定の誤
差を消去するため、米国特許第４，６０９，８７２号に
述べられているように異なる磁界勾配モーメントで少な
くとも２回測定を行うのが普通のやりかたである。この
とき任意の位置に於ける二つの測定の間の位相差は次式
のようになる。
【００１６】
Δφ＝γΔＭ１ ｖ
（２）異なる磁界勾配モーメントで二つの完
全な走査を行ない、取得されたデータ配列の各位置で再
構成画像の測定位相を減算することにより、絶えず動く
スピンの速度を正確に測定する位相マップが作成される
。
（２）異なる磁界勾配モーメントで二つの完
全な走査を行ない、取得されたデータ配列の各位置で再
構成画像の測定位相を減算することにより、絶えず動く
スピンの速度を正確に測定する位相マップが作成される
。
【００１７】上記のように、完全な走査は多数のビュー
で構成され、各走査は少し異なる位置符号化磁界勾配パ
ルスで行われる。例えば、スピンワープシーケンスでは
、各ビューは異なる位相符号化勾配パルス振幅を用いて
おり、完全な走査は一連のこのようなビューを実行する
ことによって遂行される。上記の速度イメージング法が
正しく動作するためには、走査全体の間存在する速度が
ほぼ一定でなければならない。しかし、人間が対象の場
合は、これは当てはまらない。何故なら、血液は心臓周
期の関数として拍動的に流れ、走査の間のビューごとに
速度が異なる。スピン速度のこのような変動によって位
相シフトが生じるので、予防策を講じなければ画像アー
チファクトが生じる。このような予防策には、米国特許
第４，７５１，４６２号に述べられているような心臓同
期ゲーティング法または米国特許第４，７１０，７１７
号に述べられているような高速走査手法の使用が含まれ
る。しかし、これらの方法はともに長いデータ取得時間
を必要とする。
で構成され、各走査は少し異なる位置符号化磁界勾配パ
ルスで行われる。例えば、スピンワープシーケンスでは
、各ビューは異なる位相符号化勾配パルス振幅を用いて
おり、完全な走査は一連のこのようなビューを実行する
ことによって遂行される。上記の速度イメージング法が
正しく動作するためには、走査全体の間存在する速度が
ほぼ一定でなければならない。しかし、人間が対象の場
合は、これは当てはまらない。何故なら、血液は心臓周
期の関数として拍動的に流れ、走査の間のビューごとに
速度が異なる。スピン速度のこのような変動によって位
相シフトが生じるので、予防策を講じなければ画像アー
チファクトが生じる。このような予防策には、米国特許
第４，７５１，４６２号に述べられているような心臓同
期ゲーティング法または米国特許第４，７１０，７１７
号に述べられているような高速走査手法の使用が含まれ
る。しかし、これらの方法はともに長いデータ取得時間
を必要とする。
【００１８】上記の式（２）が正確であるのは、各ボク
セル（ｖｏｘｅｌ ）すなわち容積要素内のすべてのス
ピンが同じ一定速度で動いているときだけである。都合
の悪いことに医療イメージングでは、関心のある視野に
静止しているスピンと動いているスピンの両方が含まれ
ているということと速度測定が静止スピンによってゆが
められるということが殆ど常に当てはまる。この問題に
対する一つの既知の解答は多数の異なる磁界勾配モーメ
ントで位相測定を行い、これらの測定に対してフーリエ
変換を行うことである。この「ＭＲドップラー」手順に
よって各ボクセルでスピンの速度分布が得られるが、こ
の場合もデータの収集にかなり長い時間を必要とする。
セル（ｖｏｘｅｌ ）すなわち容積要素内のすべてのス
ピンが同じ一定速度で動いているときだけである。都合
の悪いことに医療イメージングでは、関心のある視野に
静止しているスピンと動いているスピンの両方が含まれ
ているということと速度測定が静止スピンによってゆが
められるということが殆ど常に当てはまる。この問題に
対する一つの既知の解答は多数の異なる磁界勾配モーメ
ントで位相測定を行い、これらの測定に対してフーリエ
変換を行うことである。この「ＭＲドップラー」手順に
よって各ボクセルでスピンの速度分布が得られるが、こ
の場合もデータの収集にかなり長い時間を必要とする。
【００１９】
【発明の概要】本発明は静止スピンと混ざった運動スピ
ンの重みつき平均速度を測定するための方法および装置
を提供するものである。更に詳しく述べると本発明では
、基準磁界勾配モーメントでＮＭＲ測定が行われて結果
のＮＭＲ信号Ｓ１ が記憶され、△Ｍ１ だけ増大した
磁界勾配モーメントで第二のＮＭＲ測定が行われて結果
のＮＭＲ信号Ｓ２ が記憶され、−△Ｍ１ だけ増大し
た磁界勾配モーメントで第三のＮＭＲ測定が行われて結
果のＮＭＲ信号Ｓ３ が記憶され、第一のＮＭＲ信号Ｓ
１ と第二のＮＭＲ信号Ｓ２ との差（Ｓ１ −Ｓ２
）が計算され、第一のＮＭＲ信号Ｓ１ と第三のＮＭＲ
信号Ｓ３ との差（Ｓ１ −Ｓ３ ）が計算され、差（
Ｓ１ −Ｓ２ ）と差（Ｓ１ −Ｓ３ ）の複素比（Ｒ
）が計算され、そして磁界勾配モーメントの変化△Ｍ１
とスピンの磁気回転比とに比例した値で複素比Ｒの位
相を割ることにより運動スピンの速度が計算される。
ンの重みつき平均速度を測定するための方法および装置
を提供するものである。更に詳しく述べると本発明では
、基準磁界勾配モーメントでＮＭＲ測定が行われて結果
のＮＭＲ信号Ｓ１ が記憶され、△Ｍ１ だけ増大した
磁界勾配モーメントで第二のＮＭＲ測定が行われて結果
のＮＭＲ信号Ｓ２ が記憶され、−△Ｍ１ だけ増大し
た磁界勾配モーメントで第三のＮＭＲ測定が行われて結
果のＮＭＲ信号Ｓ３ が記憶され、第一のＮＭＲ信号Ｓ
１ と第二のＮＭＲ信号Ｓ２ との差（Ｓ１ −Ｓ２
）が計算され、第一のＮＭＲ信号Ｓ１ と第三のＮＭＲ
信号Ｓ３ との差（Ｓ１ −Ｓ３ ）が計算され、差（
Ｓ１ −Ｓ２ ）と差（Ｓ１ −Ｓ３ ）の複素比（Ｒ
）が計算され、そして磁界勾配モーメントの変化△Ｍ１
とスピンの磁気回転比とに比例した値で複素比Ｒの位
相を割ることにより運動スピンの速度が計算される。
【００２０】本発明の全般的な目的は静止スピンの存在
によって生じる不正確さなしに運動スピンの重みつき平
均速度を測定することである。二つのＮＭＲ測定を行っ
て位相差から速度を計算するのではなくて、本発明では
一連の三つのＮＭＲ測定、および運動スピンだけにより
生じる位相差に基づいて速度を測定する一組の計算を行
なう。その結果、平均により多数の静止スピンの零速度
が取り込まれることによって生じる不正確さが除去され
る。
によって生じる不正確さなしに運動スピンの重みつき平
均速度を測定することである。二つのＮＭＲ測定を行っ
て位相差から速度を計算するのではなくて、本発明では
一連の三つのＮＭＲ測定、および運動スピンだけにより
生じる位相差に基づいて速度を測定する一組の計算を行
なう。その結果、平均により多数の静止スピンの零速度
が取り込まれることによって生じる不正確さが除去され
る。
【００２１】本発明のもう一つの目的は心臓同期ゲーテ
ィング法を必要とすることなく拍動流の正確な測定とイ
メージングを行うことである。走査の各ビューに対して
三つの測定を早いシーケンスで行うことができるので、
各ビューの間スピンの速度はほぼ不変のままになる。
ィング法を必要とすることなく拍動流の正確な測定とイ
メージングを行うことである。走査の各ビューに対して
三つの測定を早いシーケンスで行うことができるので、
各ビューの間スピンの速度はほぼ不変のままになる。
【００２２】本発明のもう一つの目的は走査時間を過度
に長くすることなくＮＭＲ測定の正確さを改善すること
である。従来の速度測定シーケンスは少なくとも二つの
別々の測定を必要とするのに対して、本発明は第三の測
定を必要とする。各測定に対する走査時間はほぼ同一で
あるので、本発明では総走査時間が５０％増大する。こ
れはＭＲドップラー手法で必要とされる走査時間よりも
大幅に短い。
に長くすることなくＮＭＲ測定の正確さを改善すること
である。従来の速度測定シーケンスは少なくとも二つの
別々の測定を必要とするのに対して、本発明は第三の測
定を必要とする。各測定に対する走査時間はほぼ同一で
あるので、本発明では総走査時間が５０％増大する。こ
れはＭＲドップラー手法で必要とされる走査時間よりも
大幅に短い。
【００２３】本発明により、静止スピンが存在する状態
で運動スピンの流れを正確かつ迅速に測定することが可
能となる。第一のステップは次式のようなＮＭＲ信号Ｓ
１ を作成する基準測定を行うものである。
で運動スピンの流れを正確かつ迅速に測定することが可
能となる。第一のステップは次式のようなＮＭＲ信号Ｓ
１ を作成する基準測定を行うものである。
【００２４】
Ｓ１ ＝Ｓｓ ＋Ｓｍ
（３）但し、Ｓｓは静止スピンが生じる
複素信号であり、Ｓｍは磁界の不均一性による静止スピ
ンと運動スピンとの間の位相シフトを含む、運動スピン
により生じる複素信号である。
（３）但し、Ｓｓは静止スピンが生じる
複素信号であり、Ｓｍは磁界の不均一性による静止スピ
ンと運動スピンとの間の位相シフトを含む、運動スピン
により生じる複素信号である。
【００２５】次に、△Ｍ１ に等しい増分第一モーメン
トを有する速度感応化磁界勾配で第二の測定が行われる
。 結果として得られる信号Ｓ２ は次式で表される。
トを有する速度感応化磁界勾配で第二の測定が行われる
。 結果として得られる信号Ｓ２ は次式で表される。
【００２６】
Ｓ２ ＝Ｓｓ ＋Ｓｍ ｅｉφ
（４）但し、φ＝γΔＭ１ ｖ ｖ＝運動スピンの速度 γ＝スピンの磁気回転比 △Ｍ１ ＝磁界勾配の第一モーメントの増分次に、−△
Ｍ１ に等しい増分第一モーメントを有する速度感応化
磁界勾配で第三の測定が行われる。結果として得られる
信号Ｓ３ は次式で表される。
（４）但し、φ＝γΔＭ１ ｖ ｖ＝運動スピンの速度 γ＝スピンの磁気回転比 △Ｍ１ ＝磁界勾配の第一モーメントの増分次に、−△
Ｍ１ に等しい増分第一モーメントを有する速度感応化
磁界勾配で第三の測定が行われる。結果として得られる
信号Ｓ３ は次式で表される。
【００２７】
Ｓ３ ＝Ｓｓ ＋Ｓｍ ｅ−ｉφ
（５）次に、Ｓ１ とＳ２ との差およびＳ
１ とＳ３との差が計算され、次のように表すことがで
きる。
（５）次に、Ｓ１ とＳ２ との差およびＳ
１ とＳ３との差が計算され、次のように表すことがで
きる。
【００２８】
Ｓ１ −Ｓ２ ＝Ｓｍ ［１−ｅｉφ］
（６） Ｓ１ −Ｓ３ ＝Ｓｍ ［１−ｅ−
ｉφ］
（７）次に、次式のように、この二つの差の複
素比の負数が計算される。
（６） Ｓ１ −Ｓ３ ＝Ｓｍ ［１−ｅ−
ｉφ］
（７）次に、次式のように、この二つの差の複
素比の負数が計算される。
【００２９】
【数２】
分子と分母に（１−ｅｉφ）を乗算することにより、こ
の比は次のように簡単化される。
の比は次のように簡単化される。
【００３０】
【数３】
ここでｅｉφ＝ ｃｏｓ（φ）＋ｉ ｓｉｎ（φ）の関
係を使用した。したがつて、Ｒの逆正接は運動スピンが
経験する位相シフト増分に等しい。すなわち、次式のよ
うになる。
係を使用した。したがつて、Ｒの逆正接は運動スピンが
経験する位相シフト増分に等しい。すなわち、次式のよ
うになる。
【００３１】
【数４】
この位相は−（Ｓ１ −Ｓ２ ）／（Ｓ１ −Ｓ３ ）
の虚数部分の実数部分に対する比の逆正接として計算す
ることができる。φの計算値をγ△Ｍ１ で割ることに
より、静止スピンの影響を受けない運動スピンの重みつ
き平均速度に等しい運動スピンの速度に対する値が得ら
れる。式（１０）の逆正接はフォートラン（ＦＯＲＴＲ
ＡＮ）のＡＴＡＮ２のような四象限逆正接であることが
好ましい。
の虚数部分の実数部分に対する比の逆正接として計算す
ることができる。φの計算値をγ△Ｍ１ で割ることに
より、静止スピンの影響を受けない運動スピンの重みつ
き平均速度に等しい運動スピンの速度に対する値が得ら
れる。式（１０）の逆正接はフォートラン（ＦＯＲＴＲ
ＡＮ）のＡＴＡＮ２のような四象限逆正接であることが
好ましい。
【００３２】本発明の更にもう一つの目的は血管内の速
度を測定するための簡略化された迅速な方法を提供する
ことである。特定の位相符号化値で三つの測定を行い、
読み出し方向で一次元フーリエ変換を行うことにより、
特定の位置での速度を計算することができる。この位置
が血管の位置に対応する場合には、本発明を使って血管
内の血液の速度を素早く計算することができる。
度を測定するための簡略化された迅速な方法を提供する
ことである。特定の位相符号化値で三つの測定を行い、
読み出し方向で一次元フーリエ変換を行うことにより、
特定の位置での速度を計算することができる。この位置
が血管の位置に対応する場合には、本発明を使って血管
内の血液の速度を素早く計算することができる。
【００３３】本発明の更にもう一つの目的は、それから
通常の画像を再構成することができ、またそれから画像
の任意の位置で運動スピンの速度を計算することができ
るＮＭＲデータを作成するための方法を提供することで
ある。
通常の画像を再構成することができ、またそれから画像
の任意の位置で運動スピンの速度を計算することができ
るＮＭＲデータを作成するための方法を提供することで
ある。
【００３４】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明から明らかとなる。説明では付図を参照する
が、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施例
を図示している。しかし、このような実施例は必ずしも
本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範囲
の解釈に当たっては請求の範囲を参照しなければならな
い。
以下の説明から明らかとなる。説明では付図を参照する
が、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施例
を図示している。しかし、このような実施例は必ずしも
本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範囲
の解釈に当たっては請求の範囲を参照しなければならな
い。
【００３５】
【実施例の説明】図１は本発明を含み、ゼネラルエレク
トリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ
Ｃｏｍｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という
商標名で販売されている好ましいＮＭＲ装置の主要構成
要素をブロック図形式で示したものである。装置全体の
動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａｌ
）のＭＶ４０００のような主コンピュータ１０１を含む
ホストコンピュータ装置によって制御される。コンピュ
ータ１００にはインタフェース１０２が含まれており、
これを介して複数のコンピュータ周辺装置および他のＮ
ＭＲ装置構成要素が主コンピュータ１０１に結合されて
いる。 コンピュータ周辺装置の中には磁気テープ駆動装置１０
４があり、主コンピュータ１０１の指示のもとにこれを
使って患者のデータおよび画像データをテープに保管す
ることができる。処理した患者データは画像ディスク記
憶装置１１０に格納してもよい。取得したデータの予備
処理と画像再構成のため配列プロセッサ１０６が使用さ
れる。画像プロセッサ１０８の機能は拡大、画像比較、
グレースケール調整、実時間データディスプレーのよう
な対話型画像ディスプレー操作を可能にすることである
。コンピュータ装置１００にはディスクデータ記憶装置
１１２を使用するなまの（すなわち画像構成前の）ＮＭ
Ｒデータを記憶するための手段が含まれている。操作卓
１１６もインタフェース１０２を介して主コンピュータ
１０１に結合されており、これにより操作者は患者の検
査に関連するデータ、ならびに較正、走査の開始および
終了のようなＮＭＲ装置の正しい動作に必要な付加的な
データを入力する手段が得られる。操作卓はディスクま
たは磁気テープに記憶された画像をディスプレーするた
めにも使用される。
トリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ
Ｃｏｍｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という
商標名で販売されている好ましいＮＭＲ装置の主要構成
要素をブロック図形式で示したものである。装置全体の
動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａｌ
）のＭＶ４０００のような主コンピュータ１０１を含む
ホストコンピュータ装置によって制御される。コンピュ
ータ１００にはインタフェース１０２が含まれており、
これを介して複数のコンピュータ周辺装置および他のＮ
ＭＲ装置構成要素が主コンピュータ１０１に結合されて
いる。 コンピュータ周辺装置の中には磁気テープ駆動装置１０
４があり、主コンピュータ１０１の指示のもとにこれを
使って患者のデータおよび画像データをテープに保管す
ることができる。処理した患者データは画像ディスク記
憶装置１１０に格納してもよい。取得したデータの予備
処理と画像再構成のため配列プロセッサ１０６が使用さ
れる。画像プロセッサ１０８の機能は拡大、画像比較、
グレースケール調整、実時間データディスプレーのよう
な対話型画像ディスプレー操作を可能にすることである
。コンピュータ装置１００にはディスクデータ記憶装置
１１２を使用するなまの（すなわち画像構成前の）ＮＭ
Ｒデータを記憶するための手段が含まれている。操作卓
１１６もインタフェース１０２を介して主コンピュータ
１０１に結合されており、これにより操作者は患者の検
査に関連するデータ、ならびに較正、走査の開始および
終了のようなＮＭＲ装置の正しい動作に必要な付加的な
データを入力する手段が得られる。操作卓はディスクま
たは磁気テープに記憶された画像をディスプレーするた
めにも使用される。
【００３６】コンピュータ装置１００は装置制御器１１
８および勾配増幅装置１２８によってＮＭＲ装置を制御
する。コンピュータ１００は熟練した当業者には周知の
方法でイーサネット（Ｅｔｈｅｒｎｅｔ）回線網のよう
な直列通信回線網によつて装置制御器１１８と通信する
。装置制御器１１８には、パルス制御モジュール（ＰＣ
Ｍ）１２０、無線周波数トランシーバ１２２、ステータ
ス制御モジュール（ＳＣＭ）１２４、および全体を１２
６で表した電源のような数個の装置が含まれている。 ＰＣＭ１２０はプログラム制御のもとに主コンピュータ
１０１が発生する制御信号を使って、勾配コイル励起を
制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パルスを変調
するためトランシーバ１２２で使用されるＲＦエンベロ
ープ波形を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３０、Ｇ
ｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４で構成される
勾配増幅装置１２８に印加される。各増幅器１３０、１
３２、１３４は磁石アセンブリ１４６の一部であるアセ
ンブリ１３６の中の対応する勾配コイルを励起するため
に使用される。付勢されると、勾配コイルは磁界勾配Ｇ
ｘ、ＧｙおよびＧｚを発生する。
８および勾配増幅装置１２８によってＮＭＲ装置を制御
する。コンピュータ１００は熟練した当業者には周知の
方法でイーサネット（Ｅｔｈｅｒｎｅｔ）回線網のよう
な直列通信回線網によつて装置制御器１１８と通信する
。装置制御器１１８には、パルス制御モジュール（ＰＣ
Ｍ）１２０、無線周波数トランシーバ１２２、ステータ
ス制御モジュール（ＳＣＭ）１２４、および全体を１２
６で表した電源のような数個の装置が含まれている。 ＰＣＭ１２０はプログラム制御のもとに主コンピュータ
１０１が発生する制御信号を使って、勾配コイル励起を
制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パルスを変調
するためトランシーバ１２２で使用されるＲＦエンベロ
ープ波形を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３０、Ｇ
ｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４で構成される
勾配増幅装置１２８に印加される。各増幅器１３０、１
３２、１３４は磁石アセンブリ１４６の一部であるアセ
ンブリ１３６の中の対応する勾配コイルを励起するため
に使用される。付勢されると、勾配コイルは磁界勾配Ｇ
ｘ、ＧｙおよびＧｚを発生する。
【００３７】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３お
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形制御信号はトランシーバ１２２がＲＦ搬送波
の変調およびモード制御のために使用する。送信モード
では、送信器はＲＦ電力増幅器１２３に無線周波数信号
を供給する。次に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石アセ
ンブリ１４６の中にあるＲＦコイル１３８を励磁する。 患者の中の励起されたスピンが放射するＮＭＲ信号が送
信に使用されるのと同じＲＦコイルまたは異なるＲＦコ
イルによって検知される。信号はトランシーバ１２２の
受信部で検出、増幅、復調、ろ波、およびディジタル化
される。処理された信号はインタフェース１０２とトラ
ンシーバ１２２を結合する専用の片方向、高速ディジタ
ルリンク１０５によって主コンピュータ１０１に送られ
る。
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形制御信号はトランシーバ１２２がＲＦ搬送波
の変調およびモード制御のために使用する。送信モード
では、送信器はＲＦ電力増幅器１２３に無線周波数信号
を供給する。次に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石アセ
ンブリ１４６の中にあるＲＦコイル１３８を励磁する。 患者の中の励起されたスピンが放射するＮＭＲ信号が送
信に使用されるのと同じＲＦコイルまたは異なるＲＦコ
イルによって検知される。信号はトランシーバ１２２の
受信部で検出、増幅、復調、ろ波、およびディジタル化
される。処理された信号はインタフェース１０２とトラ
ンシーバ１２２を結合する専用の片方向、高速ディジタ
ルリンク１０５によって主コンピュータ１０１に送られ
る。
【００３８】ＰＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４は独立な
装置であり、両者とも直列通信リンク１０３により主コ
ンピュータ１０１、患者位置ぎめ装置１５２等の周辺装
置と通信し、また相互に通信する。ＰＣＭ１２０および
ＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュータ１０１からの
命令を処理するためにインテル（Ｉｎｔｅｌ）８０８６
のような１６ビットのマイクロプロセッサを含む。ＳＣ
Ｍ１２４には、患者のクレードル（ｃｒａｄｌｅ）の位
置および可動患者位置合わせ光扇状ビーム（図示しない
）の位置に関する情報を取得するための手段が含まれて
いる。主コンピュータ１０１はこの情報を使って画像デ
ィスプレーおよび再構成パラメータを修正する。ＳＣＭ
１２４は患者輸送および位置合わせ装置の作動のような
機能の開始も行う。
装置であり、両者とも直列通信リンク１０３により主コ
ンピュータ１０１、患者位置ぎめ装置１５２等の周辺装
置と通信し、また相互に通信する。ＰＣＭ１２０および
ＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュータ１０１からの
命令を処理するためにインテル（Ｉｎｔｅｌ）８０８６
のような１６ビットのマイクロプロセッサを含む。ＳＣ
Ｍ１２４には、患者のクレードル（ｃｒａｄｌｅ）の位
置および可動患者位置合わせ光扇状ビーム（図示しない
）の位置に関する情報を取得するための手段が含まれて
いる。主コンピュータ１０１はこの情報を使って画像デ
ィスプレーおよび再構成パラメータを修正する。ＳＣＭ
１２４は患者輸送および位置合わせ装置の作動のような
機能の開始も行う。
【００３９】勾配コイルアセンブリ１３６およびＲＦ送
受信コイル１３８は分極磁界を作成するために使用され
る磁石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者位置合わ
せ装置１４８、シム（ｓｈｉｍ）コイル電源１４０、お
よび主磁石電源１４２を含む主磁石アセンブリの一部を
構成する。主電源１４２を用いて、磁石の生じる分極磁
界を適切な動作強度である１．５テスラとした後、主電
源１４２を切り離す。
受信コイル１３８は分極磁界を作成するために使用され
る磁石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者位置合わ
せ装置１４８、シム（ｓｈｉｍ）コイル電源１４０、お
よび主磁石電源１４２を含む主磁石アセンブリの一部を
構成する。主電源１４２を用いて、磁石の生じる分極磁
界を適切な動作強度である１．５テスラとした後、主電
源１４２を切り離す。
【００４０】外部発生源からの干渉を最小限にするため
、磁石、勾配コイルアセンブリ、ＲＦ送受信コイル、お
よび患者取り扱い装置を含むＮＭＲ装置構成要素は全体
を１４４で表したＲＦシールド室に入れられている。 シールドは一般に部屋全体を囲む銅またはアルミニウム
の遮蔽網によって行われる。遮蔽網は装置の発生するＲ
Ｆ信号を封じ込める役目を果たすとともに、室外で発生
したＲＦ信号から装置を遮蔽する。
、磁石、勾配コイルアセンブリ、ＲＦ送受信コイル、お
よび患者取り扱い装置を含むＮＭＲ装置構成要素は全体
を１４４で表したＲＦシールド室に入れられている。 シールドは一般に部屋全体を囲む銅またはアルミニウム
の遮蔽網によって行われる。遮蔽網は装置の発生するＲ
Ｆ信号を封じ込める役目を果たすとともに、室外で発生
したＲＦ信号から装置を遮蔽する。
【００４１】特に図１および２に示すようにトランシー
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界を発生する構成要素およびコイル１３
８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する構成
要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわち搬
送波の周波数は周波数シンセサイザ２００が作成する。 周波数シンセサイザ２００は主コンピュータ１０１から
通信リンク１０３を介して一組みのデイジタル信号を受
ける。これらのディジタル信号は出力２０１に生じなけ
ればならない周波数を１ヘルツの分解能で示す。この命
令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加される。変調
器２０２では線２０３を介して受けた信号に応じてＲＦ
搬送波が周波数変調および振幅変調を受ける。結果のＲ
Ｆ励起信号はＰＣＭ１２０から線２０４を介して受けた
制御信号に応じてターンオンおよびターンオフされる。 線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルスの大きさは
送信減衰回路２０６によって減衰される。送信減衰回路
２０６は主コンピュータ１０１から通信リンク１０３を
介してディジタル信号を受ける。減衰されたＲＦ励起パ
ルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動する電力増幅器１
２３に印加される。
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界を発生する構成要素およびコイル１３
８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する構成
要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわち搬
送波の周波数は周波数シンセサイザ２００が作成する。 周波数シンセサイザ２００は主コンピュータ１０１から
通信リンク１０３を介して一組みのデイジタル信号を受
ける。これらのディジタル信号は出力２０１に生じなけ
ればならない周波数を１ヘルツの分解能で示す。この命
令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加される。変調
器２０２では線２０３を介して受けた信号に応じてＲＦ
搬送波が周波数変調および振幅変調を受ける。結果のＲ
Ｆ励起信号はＰＣＭ１２０から線２０４を介して受けた
制御信号に応じてターンオンおよびターンオフされる。 線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルスの大きさは
送信減衰回路２０６によって減衰される。送信減衰回路
２０６は主コンピュータ１０１から通信リンク１０３を
介してディジタル信号を受ける。減衰されたＲＦ励起パ
ルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動する電力増幅器１
２３に印加される。
【００４２】やはり図１および図２に示すように、被検
体の中の励起されたスピンが生じるＮＭＲ信号は受信コ
イル１３８Ｂによってピックアップされ、受信器２０７
の入力に印加される。受信器２０７はＮＭＲ信号を増幅
する。次に、これは主コンピュータ１０１からリンク１
０３を介して受けたディジタル減衰信号によって定まる
量だけ減衰される。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線
２０８を介して与えられる信号によってターンオンおよ
びターンオフする。これにより、遂行している特定の取
得が必要とする期間だけＮＭＲ信号が取得される。
体の中の励起されたスピンが生じるＮＭＲ信号は受信コ
イル１３８Ｂによってピックアップされ、受信器２０７
の入力に印加される。受信器２０７はＮＭＲ信号を増幅
する。次に、これは主コンピュータ１０１からリンク１
０３を介して受けたディジタル減衰信号によって定まる
量だけ減衰される。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線
２０８を介して与えられる信号によってターンオンおよ
びターンオフする。これにより、遂行している特定の取
得が必要とする期間だけＮＭＲ信号が取得される。
【００４３】受信されたＮＭＲ信号が直角検出器２０９
によって復調されることにより、二つの信号ＩおよびＱ
が作成される。この二つの信号はエイリアシング防止（
ａｎｔｉ−ａｌｉａｓｉｎｇ）フィルタを介して、まと
めて２１５と表されている一対のアナログーディジタル
変換器に結合されている。直角検出器２０９はまた第二
の周波数シンセサイザ２１０からＲＦ基準信号を受ける
。これを用いて、直角検出器２０９はＲＦ基準と同相で
あるＮＭＲ信号（Ｉ信号）の成分の振幅およびＲＦ基準
と直角であるＮＭＲ信号（Ｑ信号）の成分の振幅を検知
する。
によって復調されることにより、二つの信号ＩおよびＱ
が作成される。この二つの信号はエイリアシング防止（
ａｎｔｉ−ａｌｉａｓｉｎｇ）フィルタを介して、まと
めて２１５と表されている一対のアナログーディジタル
変換器に結合されている。直角検出器２０９はまた第二
の周波数シンセサイザ２１０からＲＦ基準信号を受ける
。これを用いて、直角検出器２０９はＲＦ基準と同相で
あるＮＭＲ信号（Ｉ信号）の成分の振幅およびＲＦ基準
と直角であるＮＭＲ信号（Ｑ信号）の成分の振幅を検知
する。
【００４４】受信したＮＭＲ信号のＩ成分およびＱ成分
は取得周期全体にわたって３２ｋＨｚのサンプリング速
度でＡ／Ｄ変換器２１５によって継続的にサンプリング
され、ディジタル化される。ＮＭＲ信号のＩ成分とＱ成
分の各々に対して２５６個のディジタル数の組が同時に
取得され、これらのディジタル数は直列リンク１０５を
介して主コンピュータ１０１に伝えられる。各サンプル
対は複素数Ｉ＋ｉＱであると考えられる。
は取得周期全体にわたって３２ｋＨｚのサンプリング速
度でＡ／Ｄ変換器２１５によって継続的にサンプリング
され、ディジタル化される。ＮＭＲ信号のＩ成分とＱ成
分の各々に対して２５６個のディジタル数の組が同時に
取得され、これらのディジタル数は直列リンク１０５を
介して主コンピュータ１０１に伝えられる。各サンプル
対は複素数Ｉ＋ｉＱであると考えられる。
【００４５】図１のＮＭＲ装置は一連のパルスシーケン
スを遂行することにより、所望の速度画像を再構成する
のに充分なＮＭＲデータを収集する。特に図３Ａに示す
ように、第一のパルスシーケンスは通常の一次モーメン
ト無効化勾配エコーシーケンスであり、その中でＧｚス
ライス選択勾配パルス３０１が存在する状態で選択的Ｒ
Ｆ励起パルス３００が被検体に印加される。励起パルス
３００はフリップ（ｆｌｉｐ）角αを有し、αの代表的
な値は３０°である。スライス選択勾配パルス３０１の
生じる位相シフトに対してＦＩＤを補償するため、そし
てＦＩＤをｚ軸に沿った速度に対して鋭敏でないように
するため、Ｇｚ勾配コイルが負のＧｚ勾配パルス３０４
の後に正のＧｚ勾配パルス３０５を発生する。例えば、
一つの方法はパルス３０１と同じ幅であるが符号が逆の
パルス３０４を使うことであり、パルス３０５はパルス
３０１に対して幅は半分であるが、高さは同じである。 パルス３０４および３０５がｚ軸に沿って速度を補償す
るが、加速度およびより高次の運動を補償するためのよ
り複雑な勾配波形も熟練した当業者には知られている。
スを遂行することにより、所望の速度画像を再構成する
のに充分なＮＭＲデータを収集する。特に図３Ａに示す
ように、第一のパルスシーケンスは通常の一次モーメン
ト無効化勾配エコーシーケンスであり、その中でＧｚス
ライス選択勾配パルス３０１が存在する状態で選択的Ｒ
Ｆ励起パルス３００が被検体に印加される。励起パルス
３００はフリップ（ｆｌｉｐ）角αを有し、αの代表的
な値は３０°である。スライス選択勾配パルス３０１の
生じる位相シフトに対してＦＩＤを補償するため、そし
てＦＩＤをｚ軸に沿った速度に対して鋭敏でないように
するため、Ｇｚ勾配コイルが負のＧｚ勾配パルス３０４
の後に正のＧｚ勾配パルス３０５を発生する。例えば、
一つの方法はパルス３０１と同じ幅であるが符号が逆の
パルス３０４を使うことであり、パルス３０５はパルス
３０１に対して幅は半分であるが、高さは同じである。 パルス３０４および３０５がｚ軸に沿って速度を補償す
るが、加速度およびより高次の運動を補償するためのよ
り複雑な勾配波形も熟練した当業者には知られている。
【００４６】ＮＭＲ信号３０３を位置符号化するため、
ＲＦ励起パルス３００の印加後間もなく位相符号化Ｇｙ
勾配パルス３０６が被検体に印加される。当業者には周
知の通り、完全な走査は一連のこれらのパルスシーケン
スで構成され、一連の、たとえば２５６個の離散的な位
相符号化値を通ってＧｙ位相符号化パルスが進むことに
より、ｙ軸に沿ってＮＭＲ信号を生じるスピンの位置が
突き止められる。ＮＭＲ勾配エコー信号３０３を取得す
るときに作成され、ＮＭＲ信号３０３を周波数符号化す
るＧｘ勾配パルス３０７により、ｘ軸に沿った位置が突
き止められる。Ｇｙ位相符号化勾配パルス３０６と異な
り、Ｇｘ読み出し勾配パルス３０７は走査全体の間、一
定の値に留まる。勾配エコー３０３を作成し、これをｘ
軸に沿った速度に感動しないようにするため、パルス３
０７に先立って勾配パルス３０８および３０９が作成さ
れる。これを遂行するため多数の周知の方策があるが、
一つの方法ではパルス３０９がパルス３０７と同じ幅で
あるが、極性が逆になる。
ＲＦ励起パルス３００の印加後間もなく位相符号化Ｇｙ
勾配パルス３０６が被検体に印加される。当業者には周
知の通り、完全な走査は一連のこれらのパルスシーケン
スで構成され、一連の、たとえば２５６個の離散的な位
相符号化値を通ってＧｙ位相符号化パルスが進むことに
より、ｙ軸に沿ってＮＭＲ信号を生じるスピンの位置が
突き止められる。ＮＭＲ勾配エコー信号３０３を取得す
るときに作成され、ＮＭＲ信号３０３を周波数符号化す
るＧｘ勾配パルス３０７により、ｘ軸に沿った位置が突
き止められる。Ｇｙ位相符号化勾配パルス３０６と異な
り、Ｇｘ読み出し勾配パルス３０７は走査全体の間、一
定の値に留まる。勾配エコー３０３を作成し、これをｘ
軸に沿った速度に感動しないようにするため、パルス３
０７に先立って勾配パルス３０８および３０９が作成さ
れる。これを遂行するため多数の周知の方策があるが、
一つの方法ではパルス３０９がパルス３０７と同じ幅で
あるが、極性が逆になる。
【００４７】後で更に詳しく説明するように、本発明を
実施するため、各々が一つの方向に沿った異なる流れ感
度をそなえた三つの完全なデータセットが必要とされる
。好ましい実施例では、三つのセットに対するデータは
インタリーブ形式で取得される。この手法では、異なる
流れ感度を有する三つの測定値が位相符号化勾配の一つ
の値で取得される。次に位相符号化値が変えられ、この
新しい位相符号化値で三つの測定が三つの流れ感度で行
われる。すべての位相符号化値が使用される迄、このプ
ロセスが継続される。取得されたデータは次に三つのデ
ータセットに並び替えられ、各データセットは三つの流
れ感度の内の一つを有する。このインタリーブ手法は他
の運動（たとえば呼吸運動）による影響が最小になるの
で好ましいが、以下の説明では次の流れ符号化を使用す
る前に三つのデータセットがそれぞれ完全に取得される
ものとして本発明の説明を行う。
実施するため、各々が一つの方向に沿った異なる流れ感
度をそなえた三つの完全なデータセットが必要とされる
。好ましい実施例では、三つのセットに対するデータは
インタリーブ形式で取得される。この手法では、異なる
流れ感度を有する三つの測定値が位相符号化勾配の一つ
の値で取得される。次に位相符号化値が変えられ、この
新しい位相符号化値で三つの測定が三つの流れ感度で行
われる。すべての位相符号化値が使用される迄、このプ
ロセスが継続される。取得されたデータは次に三つのデ
ータセットに並び替えられ、各データセットは三つの流
れ感度の内の一つを有する。このインタリーブ手法は他
の運動（たとえば呼吸運動）による影響が最小になるの
で好ましいが、以下の説明では次の流れ符号化を使用す
る前に三つのデータセットがそれぞれ完全に取得される
ものとして本発明の説明を行う。
【００４８】ＮＭＲ信号３０３がトランシーバ１２２に
よって取得され、２５６個の複素数の１行にディジタル
化され、この２５６個の複素数は主コンピュータ１０１
のメモリに記憶される。Ｇｙ位相符号化勾配の各々の値
に対して、ＮＭＲ信号３０３が作成、取得、ディジタル
化され、２５６個の別の行に記憶される。したがって、
走査完了時に二次元（２５６×２５６）マトリックスの
複素数がコンピュータ１０１に記憶される。流れ感応化
勾配が印加されないときに作成されるこれらのＮＭＲ信
号はフーリエ変換して通常のＮＭＲ画像とすることがで
きる。これらの流れ補償される信号はここでは信号Ｓ１
と呼ぶことにする。ＮＭＲ信号Ｓ１ についての重要
な事実はパルスシーケンスに付加的な速度感応化勾配モ
ーメントが含まれないということである。これは図３Ａ
に第一の走査全体にわたって零である勾配ＧＭ で表さ
れる。
よって取得され、２５６個の複素数の１行にディジタル
化され、この２５６個の複素数は主コンピュータ１０１
のメモリに記憶される。Ｇｙ位相符号化勾配の各々の値
に対して、ＮＭＲ信号３０３が作成、取得、ディジタル
化され、２５６個の別の行に記憶される。したがって、
走査完了時に二次元（２５６×２５６）マトリックスの
複素数がコンピュータ１０１に記憶される。流れ感応化
勾配が印加されないときに作成されるこれらのＮＭＲ信
号はフーリエ変換して通常のＮＭＲ画像とすることがで
きる。これらの流れ補償される信号はここでは信号Ｓ１
と呼ぶことにする。ＮＭＲ信号Ｓ１ についての重要
な事実はパルスシーケンスに付加的な速度感応化勾配モ
ーメントが含まれないということである。これは図３Ａ
に第一の走査全体にわたって零である勾配ＧＭ で表さ
れる。
【００４９】第一の走査の間にＳ１ 信号の配列が取得
された後、第二の走査を行うことにより信号Ｓ２ の第
二の配列が取得される。使用されるパルスシーケンスは
図３Ａに示されたものと同じであるが、相違点は勾配Ｇ
Ｍ がこのときＧＭ の方向に沿った速度に信号Ｓ２
を感応させる値となっている点である。これは図３Ｂに
示されており、ここではＧＭ は負の勾配パルス３１０
の後に正の勾配パルス３１１が続く双極性波形となって
いる。各パルス３１０、３１１で形成される面積（Ａ）
は同一であり、各勾配パルス３１０、３１１の中心は互
いに時間間隔（ｔ）だけ隔たっている。したがって、Ｇ
Ｍ 勾配で与えられる増分モーメント（△Ｍ１ ）は△
Ｍ１ ＝Ａ×ｔであり、この勾配モーメント△Ｍ１ は
ＲＦ励起パルス３００の印加後で信号３０３の取得前に
印加される。勾配モーメントＧＭ は別の勾配磁界とし
て示されているが、実際にはこれはＧｘ、ならびにＧｙ
およびＧｚ勾配磁界を作成するのと同じコイルによって
作成される。適切な振幅のＧｘ、ならびにＧｙおよびＧ
ｚ勾配磁界を組み合わせることにより、勾配モーメント
ＧＭ を空間内の任意の方向に向けて、その方向の流れ
に感応させることができる。例えば、スライス選択方向
の流れに感応させるのが極めて一般的であり、この場合
には勾配モーメントＧＭ はＧｚ勾配コイルだけで作成
される。
された後、第二の走査を行うことにより信号Ｓ２ の第
二の配列が取得される。使用されるパルスシーケンスは
図３Ａに示されたものと同じであるが、相違点は勾配Ｇ
Ｍ がこのときＧＭ の方向に沿った速度に信号Ｓ２
を感応させる値となっている点である。これは図３Ｂに
示されており、ここではＧＭ は負の勾配パルス３１０
の後に正の勾配パルス３１１が続く双極性波形となって
いる。各パルス３１０、３１１で形成される面積（Ａ）
は同一であり、各勾配パルス３１０、３１１の中心は互
いに時間間隔（ｔ）だけ隔たっている。したがって、Ｇ
Ｍ 勾配で与えられる増分モーメント（△Ｍ１ ）は△
Ｍ１ ＝Ａ×ｔであり、この勾配モーメント△Ｍ１ は
ＲＦ励起パルス３００の印加後で信号３０３の取得前に
印加される。勾配モーメントＧＭ は別の勾配磁界とし
て示されているが、実際にはこれはＧｘ、ならびにＧｙ
およびＧｚ勾配磁界を作成するのと同じコイルによって
作成される。適切な振幅のＧｘ、ならびにＧｙおよびＧ
ｚ勾配磁界を組み合わせることにより、勾配モーメント
ＧＭ を空間内の任意の方向に向けて、その方向の流れ
に感応させることができる。例えば、スライス選択方向
の流れに感応させるのが極めて一般的であり、この場合
には勾配モーメントＧＭ はＧｚ勾配コイルだけで作成
される。
【００５０】ＮＭＲ信号Ｓ２ の第二の配列が取得され
、記憶された後、信号Ｓ３ の第三の配列が取得される
。これは第三の走査の間に行われる。この第三の走査で
は、図３Ａのパルスシーケンスが用いられるが、−△Ｍ
１ のモーメントを生じるように図３Ｃに示すように勾
配モーメントＧＭ が変更される。これは勾配パルス３
１２および３１３で行われ、勾配パルス３１２および３
１３は勾配パルス３１０および３１１と同様であるが、
方向が逆になっている。２５６個のＮＭＲ信号Ｓ３ が
取得され、コンピュータ１０１に記憶された後、データ
取得段階が完了し、データ処理段階が開始される。
、記憶された後、信号Ｓ３ の第三の配列が取得される
。これは第三の走査の間に行われる。この第三の走査で
は、図３Ａのパルスシーケンスが用いられるが、−△Ｍ
１ のモーメントを生じるように図３Ｃに示すように勾
配モーメントＧＭ が変更される。これは勾配パルス３
１２および３１３で行われ、勾配パルス３１２および３
１３は勾配パルス３１０および３１１と同様であるが、
方向が逆になっている。２５６個のＮＭＲ信号Ｓ３ が
取得され、コンピュータ１０１に記憶された後、データ
取得段階が完了し、データ処理段階が開始される。
【００５１】熟練した当業者には明らかなように、本発
明のデータ取得段階の多数の変形が可能である。他のＮ
ＭＲパルスシーケンスを用いることができる。更に、前
に述べたように、三つのデータセットＳ１ 、Ｓ２ お
よびＳ３ の取得はインタリーブする（はさみ込む）こ
とができる。例えば、位相符号化勾配Ｇｙの各の値に対
して三つの信号Ｓ１ 、Ｓ２ およびＳ３ 全部を連続
して取得することができる。また、米国特許第４，４４
３，７６０号に述べられているように信号対雑音比を改
善するため、または装置誤差を相殺するため各位相符号
化勾配Ｇｙで多重シーケンスを遂行してもよい。勾配Ｇ
Ｍ を使って勾配モーメント△Ｍ１ を作成するのにも
多数の異なるやり方がある。例えば、勾配パルス３１０
−３１３は異なる形状とすることができる。あるいはそ
れらを時間的に分離して増分第一モーメント△Ｍ１ を
大きくしてもよい。 また、静磁界の不均一性の望ましくない影響を変えるた
めに１８０°ＲＦパルスを使用するスピンエコーシーケ
ンスを用いることができる。熟練した当業者には知られ
ているように、１８０°ＲＦパルスを使用した場合、１
８０°ＲＦパルスの両側に配置された同じ極性の勾配ロ
ーブによって増分第一モーメントを作成することができ
る。更に、Ｓ１ 、Ｓ２ およびＳ３ を作成するため
に使用されるパルスシーケンスの間の主要な違いは測定
すべき運動方向に沿った勾配波形の第一モーメントであ
る。実施例では、第一のデータセットＳ１ がモーメン
ト無効化シーケンスで取得された。このようにする必要
はない。 Ｓ２ を取得するために使用されるパルスシーケンスの
第一モーメントがＳ１を取得するために使用されるそれ
より△Ｍ１ 大きく、Ｓ３ を取得するために使用され
る第一モーメントがＳ１ を取得するために使用される
それより△Ｍ１ 小さければ、適正なデータが取得され
る。また、モーメントの変更は付加的なパルスの挿入で
はなくてシーケンスの既存のパルスの振幅を変えること
によって行うことができる。勿論、逆のモーメント−△
Ｍ１ を作成するために、両方の勾配パルスの増分振幅
変更の極性が逆転される。
明のデータ取得段階の多数の変形が可能である。他のＮ
ＭＲパルスシーケンスを用いることができる。更に、前
に述べたように、三つのデータセットＳ１ 、Ｓ２ お
よびＳ３ の取得はインタリーブする（はさみ込む）こ
とができる。例えば、位相符号化勾配Ｇｙの各の値に対
して三つの信号Ｓ１ 、Ｓ２ およびＳ３ 全部を連続
して取得することができる。また、米国特許第４，４４
３，７６０号に述べられているように信号対雑音比を改
善するため、または装置誤差を相殺するため各位相符号
化勾配Ｇｙで多重シーケンスを遂行してもよい。勾配Ｇ
Ｍ を使って勾配モーメント△Ｍ１ を作成するのにも
多数の異なるやり方がある。例えば、勾配パルス３１０
−３１３は異なる形状とすることができる。あるいはそ
れらを時間的に分離して増分第一モーメント△Ｍ１ を
大きくしてもよい。 また、静磁界の不均一性の望ましくない影響を変えるた
めに１８０°ＲＦパルスを使用するスピンエコーシーケ
ンスを用いることができる。熟練した当業者には知られ
ているように、１８０°ＲＦパルスを使用した場合、１
８０°ＲＦパルスの両側に配置された同じ極性の勾配ロ
ーブによって増分第一モーメントを作成することができ
る。更に、Ｓ１ 、Ｓ２ およびＳ３ を作成するため
に使用されるパルスシーケンスの間の主要な違いは測定
すべき運動方向に沿った勾配波形の第一モーメントであ
る。実施例では、第一のデータセットＳ１ がモーメン
ト無効化シーケンスで取得された。このようにする必要
はない。 Ｓ２ を取得するために使用されるパルスシーケンスの
第一モーメントがＳ１を取得するために使用されるそれ
より△Ｍ１ 大きく、Ｓ３ を取得するために使用され
る第一モーメントがＳ１ を取得するために使用される
それより△Ｍ１ 小さければ、適正なデータが取得され
る。また、モーメントの変更は付加的なパルスの挿入で
はなくてシーケンスの既存のパルスの振幅を変えること
によって行うことができる。勿論、逆のモーメント−△
Ｍ１ を作成するために、両方の勾配パルスの増分振幅
変更の極性が逆転される。
【００５２】各ボクセルを静止成分と運動成分に分解し
て速度画像を作成するための三つのデータセットＳ１
、Ｓ２ およびＳ３ の処理が図４に示されている。す
べての処理は蓄積プログラムの命令の指示のもとに主コ
ンピュータ１０１で実行される。取得されたＮＭＲデー
タの三つのデータセットＳ１ 、Ｓ２ およびＳ３ は
ブロック３２０、３２１および３２２で示される複素数
の２５６×２５６の配列として記憶される。プロセスの
第一のステップはこれらのデータセットの各々に対して
二次元複素フーリエ変換を遂行することにより、それら
が表す画像をｋ空間から実空間に変換することである。 これは通常のＮＭＲ画像を作成するために使用されるの
と同じ変換であり、結果は複素画像Ｓ１ ′，Ｓ２ ′
およびＳ３ ′であり、これらはブロック３２３−３２
５で示される三つの配列に記憶される。
て速度画像を作成するための三つのデータセットＳ１
、Ｓ２ およびＳ３ の処理が図４に示されている。す
べての処理は蓄積プログラムの命令の指示のもとに主コ
ンピュータ１０１で実行される。取得されたＮＭＲデー
タの三つのデータセットＳ１ 、Ｓ２ およびＳ３ は
ブロック３２０、３２１および３２２で示される複素数
の２５６×２５６の配列として記憶される。プロセスの
第一のステップはこれらのデータセットの各々に対して
二次元複素フーリエ変換を遂行することにより、それら
が表す画像をｋ空間から実空間に変換することである。 これは通常のＮＭＲ画像を作成するために使用されるの
と同じ変換であり、結果は複素画像Ｓ１ ′，Ｓ２ ′
およびＳ３ ′であり、これらはブロック３２３−３２
５で示される三つの配列に記憶される。
【００５３】次に、変換された信号Ｓ１ ′とＳ２ ′
の差が計算され、結果が２５６×２５６要素の差配列３
２６に記憶される。Ｓ１ ′配列３２４およびＳ２ ′
配列３２３の各要素は複素数であり、Ｓ２ ′配列３２
３の各要素の実数部および虚数部をＳ１ ′配列３２４
の対応する各要素のそれぞれの実数部および虚数部から
減算することにより差配列３２６の要素Ｄ１ （ｘ，ｙ
）が形成される。次に同様の手順に従って、変換された
Ｓ１ ′信号とＳ３ ′信号との差を計算することによ
り、２５６×２５６要素の差配列３２７のＤ２ （ｘ，
ｙ）が作成される。
の差が計算され、結果が２５６×２５６要素の差配列３
２６に記憶される。Ｓ１ ′配列３２４およびＳ２ ′
配列３２３の各要素は複素数であり、Ｓ２ ′配列３２
３の各要素の実数部および虚数部をＳ１ ′配列３２４
の対応する各要素のそれぞれの実数部および虚数部から
減算することにより差配列３２６の要素Ｄ１ （ｘ，ｙ
）が形成される。次に同様の手順に従って、変換された
Ｓ１ ′信号とＳ３ ′信号との差を計算することによ
り、２５６×２５６要素の差配列３２７のＤ２ （ｘ，
ｙ）が作成される。
【００５４】次に、差配列３２６および３２７の値を使
用して、２５６×２５６要素の比配列３２８の要素が計
算される。差配列３２６および３２７の対応する要素の
複素比の負数を決めることにより、比配列３２８の各要
素Ｒ（ｘ，ｙ）が計算される。
用して、２５６×２５６要素の比配列３２８の要素が計
算される。差配列３２６および３２７の対応する要素の
複素比の負数を決めることにより、比配列３２８の各要
素Ｒ（ｘ，ｙ）が計算される。
【００５５】
【数５】
処理の最終ステップは２５６×２５６要素の速度配列３
２９の要素Ｖ（ｘ，ｙ）を計算するものである。これは
次式のように比配列３２８の各要素Ｒ（ｘ，ｙ）の位相
を定数値で割ることによって行われる。
２９の要素Ｖ（ｘ，ｙ）を計算するものである。これは
次式のように比配列３２８の各要素Ｒ（ｘ，ｙ）の位相
を定数値で割ることによって行われる。
【００５６】
【数６】
但し、γは磁気回転比であり、△Ｍ１ は増分磁界勾配
モーメントである。次に、要素Ｖ（ｘ，ｙ）を用い、各
要素Ｖ（ｘ，ｙ）をディスプレーの対応する画素にマッ
ピングすることにより通常の方法で画像を作成すること
ができる。
モーメントである。次に、要素Ｖ（ｘ，ｙ）を用い、各
要素Ｖ（ｘ，ｙ）をディスプレーの対応する画素にマッ
ピングすることにより通常の方法で画像を作成すること
ができる。
【００５７】上記の処理ステップにより、イメージング
対象の各ボクセルを静止信号成分および運動信号成分に
分解することができる。前に述べたように、走査を構成
する各ビューに対してボクセルの運動が一定でなければ
、アーチファクトが生ずる。また、運動の時間依存性は
容易にはわからない。下記のデータ処理ステップにより
、時間とともに変わる流れを取得したデータＳ１ 、Ｓ
２ およびＳ３ から調べることができる。この場合も
図５に示すように、蓄積プログラムの命令の指示のもと
に主コンピュータ１０１で処理が実行される。取得され
たＮＭＲデータの三つのデータセットＳ１ 、Ｓ２ お
よびＳ３ はブロック５２０、５２１、および５２２で
示される複素数の２５６×２５６の配列として記憶され
る。各行は各位相符号化値に対して取得されたデータで
あり、各列は信号読み出し中の時点である。これらのデ
ータに対して行方向に一次元フーリエ変換を行うことに
より、ｋ空間のデータ（Ｓ１ 、Ｓ２ およびＳ３ ）
がハイブリッド空間のデータに変換される。ここで、配
列の一方の方向は空間読み出し方向に対応し（実空間）
、他方の方向はまだ位相符号化値である（ｋ空間）。
対象の各ボクセルを静止信号成分および運動信号成分に
分解することができる。前に述べたように、走査を構成
する各ビューに対してボクセルの運動が一定でなければ
、アーチファクトが生ずる。また、運動の時間依存性は
容易にはわからない。下記のデータ処理ステップにより
、時間とともに変わる流れを取得したデータＳ１ 、Ｓ
２ およびＳ３ から調べることができる。この場合も
図５に示すように、蓄積プログラムの命令の指示のもと
に主コンピュータ１０１で処理が実行される。取得され
たＮＭＲデータの三つのデータセットＳ１ 、Ｓ２ お
よびＳ３ はブロック５２０、５２１、および５２２で
示される複素数の２５６×２５６の配列として記憶され
る。各行は各位相符号化値に対して取得されたデータで
あり、各列は信号読み出し中の時点である。これらのデ
ータに対して行方向に一次元フーリエ変換を行うことに
より、ｋ空間のデータ（Ｓ１ 、Ｓ２ およびＳ３ ）
がハイブリッド空間のデータに変換される。ここで、配
列の一方の方向は空間読み出し方向に対応し（実空間）
、他方の方向はまだ位相符号化値である（ｋ空間）。
【００５８】一次元変換の結果はＳ１ ″、Ｓ２ ″お
よびＳ３ ″と表され、ブロック５２３、５２４、およ
び５２５に記憶される。特定の位置（ｘ，ｋｙ ）での
複素数には、ブロック５２４の水平位置に対応するｘ位
置でのイメージング対象の列のすべてのスピンからの情
報が含まれる。列の中の異なるｙ位置のスピンからの寄
与には、使用される位相符号化勾配値が生じる異なる相
対位相シフトがある。ここで、Ｓｓが位相符号化勾配の
影響を含む列内の静止スピンから受けた総信号であるも
のとし、同様に、Ｓｍが運動スピンからの総信号である
ものとすると、Ｓ１ ″（ｘ，ｋｙ ）はＳｓ＋Ｓｍに
等しい。
よびＳ３ ″と表され、ブロック５２３、５２４、およ
び５２５に記憶される。特定の位置（ｘ，ｋｙ ）での
複素数には、ブロック５２４の水平位置に対応するｘ位
置でのイメージング対象の列のすべてのスピンからの情
報が含まれる。列の中の異なるｙ位置のスピンからの寄
与には、使用される位相符号化勾配値が生じる異なる相
対位相シフトがある。ここで、Ｓｓが位相符号化勾配の
影響を含む列内の静止スピンから受けた総信号であるも
のとし、同様に、Ｓｍが運動スピンからの総信号である
ものとすると、Ｓ１ ″（ｘ，ｋｙ ）はＳｓ＋Ｓｍに
等しい。
【００５９】Ｓ２ ″の同じ位置（ｘ，ｋｙ ）の複素
数にも、同じ列のスピンについての情報が含まれており
、位相符号化勾配の使用による影響も含まれている。列
の静止スピンからの寄与はＳｓであり、Ｓ１ ″の場合
と同じである。これはパルスシーケンスの変更（図３Ａ
対図３Ｂ）は静止信号には影響を及ぼさないからである
。しかし、運動スピンは第一モーメントが変わることに
よりφの増分位相を持つことになる。したがって、運動
スピンからの寄与はＳｍ ｅｉφであり、Ｓ２ ″（ｘ
，ｋｙ ）＝Ｓｓ ＋Ｓｍ ｅｉφとなる。同様に、Ｓ
３ ″（ｘ，ｋｙ ）＝Ｓｓ ＋Ｓｍ ｅ−ｉφとなる
。
数にも、同じ列のスピンについての情報が含まれており
、位相符号化勾配の使用による影響も含まれている。列
の静止スピンからの寄与はＳｓであり、Ｓ１ ″の場合
と同じである。これはパルスシーケンスの変更（図３Ａ
対図３Ｂ）は静止信号には影響を及ぼさないからである
。しかし、運動スピンは第一モーメントが変わることに
よりφの増分位相を持つことになる。したがって、運動
スピンからの寄与はＳｍ ｅｉφであり、Ｓ２ ″（ｘ
，ｋｙ ）＝Ｓｓ ＋Ｓｍ ｅｉφとなる。同様に、Ｓ
３ ″（ｘ，ｋｙ ）＝Ｓｓ ＋Ｓｍ ｅ−ｉφとなる
。
【００６０】各列および各位相符号化での運動スピンの
平均速度はＳ１ ″、Ｓ２ ″、およびＳ３ ″から計
算することができる。第一に、複素差（Ｓ２ ″−Ｓ１
″）が計算されて、ブロック５２６にＤ１ ″として
記憶され、また複素差（Ｓ３ ″−Ｓ１ ″）が計算さ
れて、ブロック５２７にＤ２ ″として記憶される。負
の複素比Ｒ’は次式のように計算され、
平均速度はＳ１ ″、Ｓ２ ″、およびＳ３ ″から計
算することができる。第一に、複素差（Ｓ２ ″−Ｓ１
″）が計算されて、ブロック５２６にＤ１ ″として
記憶され、また複素差（Ｓ３ ″−Ｓ１ ″）が計算さ
れて、ブロック５２７にＤ２ ″として記憶される。負
の複素比Ｒ’は次式のように計算され、
【００６１】
【数７】
ブロック５２８に記憶される。次に、各列の運動スピン
の速度は次式のように計算される。
の速度は次式のように計算される。
【００６２】
【数８】
インタリーブ方式でＮＭＲデータＳ１ 、Ｓ２ および
Ｓ３ を取得することの利点はこれで明らかになった筈
である。このインタリーブ取得では、同じ位相符号化値
での三つのデータセットに対するビューはほぼ同時（ｔ
ｙ ）に取得される。走査全体にわたって運動の速度が
変わっても、この三つの測定はスピンが比較的一定の速
度ｖ（ ｘ，ｔｙ ）で運動している間、行わなければ
ならない。 したがって、ブロック５２９の値は配列の水平位置に対
応するｘ位置のスピン列の、配列の垂直位置に対応する
走査の間の時点ｔｙ に於ける運動スピンの速度を表す
。
Ｓ３ を取得することの利点はこれで明らかになった筈
である。このインタリーブ取得では、同じ位相符号化値
での三つのデータセットに対するビューはほぼ同時（ｔ
ｙ ）に取得される。走査全体にわたって運動の速度が
変わっても、この三つの測定はスピンが比較的一定の速
度ｖ（ ｘ，ｔｙ ）で運動している間、行わなければ
ならない。 したがって、ブロック５２９の値は配列の水平位置に対
応するｘ位置のスピン列の、配列の垂直位置に対応する
走査の間の時点ｔｙ に於ける運動スピンの速度を表す
。
【００６３】図５の処理ステップで取得され使用される
データは通常の画像の作成、図４の方法を使用する画像
の作成の一方または両方にも使用することができる。
データは通常の画像の作成、図４の方法を使用する画像
の作成の一方または両方にも使用することができる。
【００６４】本発明は勾配は使用するがイメージングは
使用しないで実施することができる。例えば、静止流体
で囲まれた管内の速度流は次のような三つのＮＭＲシー
ケンスを使用することにより測定することができる。す
なわち、第一のＮＭＲシーケンスＳ１ では基準測定値
が得られる。第二のＮＭＲシーケンスＳ２ では、流れ
の方向の勾配波形の第一モーメントを△Ｍ１だけ増大さ
せる。第三のＮＭＲシーケンスＳ３ では基準測定値の
第一モーメントに対して勾配の第一モーメントを−△Ｍ
１ だけ減少させる。このとき流速ｖは次式で与えられ
る。
使用しないで実施することができる。例えば、静止流体
で囲まれた管内の速度流は次のような三つのＮＭＲシー
ケンスを使用することにより測定することができる。す
なわち、第一のＮＭＲシーケンスＳ１ では基準測定値
が得られる。第二のＮＭＲシーケンスＳ２ では、流れ
の方向の勾配波形の第一モーメントを△Ｍ１だけ増大さ
せる。第三のＮＭＲシーケンスＳ３ では基準測定値の
第一モーメントに対して勾配の第一モーメントを−△Ｍ
１ だけ減少させる。このとき流速ｖは次式で与えられ
る。
【００６５】
【数９】
【図１】本発明を用いるＮＭＲ装置のブロック図である
。
。
【図２】図１のＮＭＲ装置の一部を形成するトランシー
バの電気ブロック図である。
バの電気ブロック図である。
【図３】データを取得して速度画像を作成するために使
用されるＮＭＲパルスシーケンスを示すグラフである。
用されるＮＭＲパルスシーケンスを示すグラフである。
【図４】図３のパルスシーケンスを使って取得したＮＭ
Ｒデータからどのように速度画像を再構成するかを表し
た流れ図である。
Ｒデータからどのように速度画像を再構成するかを表し
た流れ図である。
【図５】取得したＮＭＲデータから画像を再構成するた
めの代替方法を表した流れ図である。
めの代替方法を表した流れ図である。
１０１ 主コンピュータ
１１６ 操作卓
１３０ Ｇｘ増幅器
１３２ Ｇｙ増幅器
１３４ Ｇｚ増幅器
１３６ 勾配コイルアセンブリ
１４２ 主磁石電源
１４６ 磁石アセンブリ
３２０、３２１、３２２ 複素数配列３２３、３２４
、３２５ 複素画像配列３２６、３２７ 差配列 ３２８ 比配列 ３２９ 速度配列
、３２５ 複素画像配列３２６、３２７ 差配列 ３２８ 比配列 ３２９ 速度配列
Claims (7)
- 【請求項１】 流れるスピンの速度を測定するための
ＮＭＲ装置に於いて、流れるスピンに分極磁界を印加す
る手段、ＲＦ励起磁界を運動スピンに印加して、ＮＭＲ
信号Ｓ１ を取得することを含む第一のＮＭＲ測定サイ
クルを実行する手段、増分第一モーメント△Ｍ１ を有
する運動符号化磁界勾配を励起された運動スピンに印加
して、ＮＭＲ信号Ｓ２ を取得することを除いて、第一
のＮＭＲ測定サイクルと実質的に同じである第二のＮＭ
Ｒ測定サイクルを実行する手段、増分第一モーメント−
△Ｍ１ を有する運動符号化磁界勾配を励起された運動
スピンに印加して、ＮＭＲ信号Ｓ３ を取得することを
除いて、第一のＮＭＲ測定サイクルと実質的に同じであ
る第三のＮＭＲ測定サイクルを実行する手段、Ｓ１ か
ら求めた信号とＳ２ から求めた信号との差を計算して
第一の差信号Ｄ１ を作成する手段、Ｓ１ から求めた
信号とＳ３ から求めた信号との差を計算して第二の差
信号Ｄ２ を作成する手段、ならびに差信号Ｄ１ およ
び差信号Ｄ２ から運動スピンの速度を計算する手段を
含むことを特徴とする流れるスピンの速度を測定するＮ
ＭＲ装置。 - 【請求項２】 運動スピンの速度を計算する手段が、
第一の差信号Ｄ１ と第二の差信号Ｄ２ との比の負数
を計算して比信号Ｒを作成する手段、および比信号Ｒか
ら運動スピンの速度を計算する手段を含んでいる請求項
１記載の流れるスピンの速度を測定するためのＮＭＲ装
置。 - 【請求項３】 第一、第二、および第三の測定サイク
ルをそれぞれ異なる位置符号化磁界勾配で複数回繰り返
すことにより、ＮＭＲ信号Ｓ１ 、Ｓ２ 、およびＳ３
のそれぞれの組が作成されて、一組の速度値が計算さ
れ、そして計算された速度値から画像を作成するための
ディスプレーがＮＭＲ装置に含まれている請求項１記載
の流れるスピンの速度を測定するためのＮＭＲ装置。 - 【請求項４】 ＮＭＲ信号Ｓ１ 、Ｓ２ 、およびＳ
３ に対してフーリエ変換を遂行する手段が含まれ、変
換されたＮＭＲ信号について差の値Ｄ１ およびＤ２
が計算される請求項３記載の流れるスピンの速度を測定
するためのＮＭＲ装置。 - 【請求項５】 ＮＭＲ装置で運動スピンの流れを測定
するための方法に於いて、ＮＭＲ装置によって作成され
る磁界勾配が基準の第一のモーメントを有することによ
り、基準ＮＭＲ信号Ｓ１ が作成される第一のＮＭＲ測
定サイクルを遂行するステップ、ＮＭＲ装置によって作
成される磁界勾配が基準の第一モーメントとは増分量△
Ｍ１ だけ異なるモーメントを有することにより、ＮＭ
Ｒ信号Ｓ２ が作成される第二のＮＭＲ測定サイクルを
遂行するステップ、ＮＭＲ装置によって作成される磁界
勾配が基準の第一モーメントとは増分量−△Ｍ１ だけ
異なる第一のモーメントを有することにより、ＮＭＲ信
号Ｓ３ が作成される第三のＮＭＲ測定サイクルを遂行
するステップ、Ｓ１ から求めた信号とＳ２ から求め
た信号との第一の差の値Ｄ１ を計算するステップ、Ｓ
１ から求めた信号とＳ３ から求めた信号との第二の
差の値Ｄ２ を計算するステップ、ならびに二つの差の
値Ｄ１ およびＤ２ を使って運動スピンの流れを計算
するステップを含むことを特徴とするＮＭＲ装置で運動
スピンの流れを測定するための方法。 - 【請求項６】 第一の測定サイクルでは第一モーメン
トがほぼ零の勾配パルス、そして第二および第三の測定
サイクルでは第一モーメントがそれぞれ△Ｍ１ および
−△Ｍ１ である勾配パルスを用いることにより、流れ
るスピンの速度が測定される請求項５記載のＮＭＲ装置
で運動スピンの流れを測定するための方法。 - 【請求項７】 差値Ｄ１ とＤ２ の比の負数を計算
し、結果の位相を第一モーメント△Ｍ１ の値に比例し
た定数で割ることにより、流れるスピンの速度が決定さ
れる請求項６記載のＮＭＲ装置で運動スピンの流れを測
定するための方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US564,513 | 1990-08-09 | ||
| US07/564,513 US5101156A (en) | 1990-08-09 | 1990-08-09 | Rapid flow measurement using an nmr imaging system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04288143A true JPH04288143A (ja) | 1992-10-13 |
| JPH0616766B2 JPH0616766B2 (ja) | 1994-03-09 |
Family
ID=24254784
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3222466A Expired - Fee Related JPH0616766B2 (ja) | 1990-08-09 | 1991-08-08 | Ｎｍｒイメージング装置を使用した高速流れ測定方式 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5101156A (ja) |
| JP (1) | JPH0616766B2 (ja) |
| DE (1) | DE4125309A1 (ja) |
| GB (1) | GB2250598A (ja) |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5245283A (en) * | 1991-08-07 | 1993-09-14 | Picker International, Inc. | Technique for shifting out-of-slice artifacts to the edge of the field of view |
| US5225779A (en) * | 1991-08-28 | 1993-07-06 | Ihc Hospitals, Inc. | Hybrid magnetic aresonance spatial and velocity imaging |
| US5271399A (en) * | 1991-11-27 | 1993-12-21 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Three dimensional Fourier transform, fast spin echo, black blood magnetic resonance angtography |
| US5285158A (en) * | 1992-08-06 | 1994-02-08 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR angiography using fast pulse sequences with preparatory pulses |
| US5408180A (en) * | 1993-08-13 | 1995-04-18 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Measurement of flow using a complex difference method of magnetic resonance imaging |
| DE19516452A1 (de) * | 1995-05-04 | 1996-11-14 | Siemens Ag | Verfahren zur Angiographie mittels magnetischer Resonanz und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| DE19529512C2 (de) * | 1995-08-10 | 2000-11-23 | Siemens Ag | Verfahren zur Phasenkontrast-MR-Angiographie und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| US5900731A (en) * | 1996-12-17 | 1999-05-04 | General Electric Company | Encoding flow information using MR signal magnitude |
| JP4632535B2 (ja) | 2000-12-27 | 2011-02-16 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| US6801800B2 (en) * | 1999-11-29 | 2004-10-05 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging using ECG-prep scan |
| GB0122405D0 (en) * | 2001-09-17 | 2001-11-07 | Royal Brompton & Harefield Nhs | Magnetic resonance imaging |
| SE0601249L (sv) * | 2006-06-07 | 2007-12-08 | Abb Ab | Förfarande och anordning för demodulering av signaler |
| DE102007041826B4 (de) * | 2007-09-03 | 2018-02-01 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Optimierung von angiographischen MR-Bildern |
| CN103083021B (zh) * | 2012-12-28 | 2015-06-17 | 深圳先进技术研究院 | 一种最佳m1值的获取方法、装置及医疗设备 |
| EP4160159A1 (de) * | 2021-09-30 | 2023-04-05 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Verfahren und durchflussmessgerät zum erfassen einer durchflusszeit eines fluids |
Family Cites Families (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3191119A (en) * | 1962-06-05 | 1965-06-22 | Jerome R Singer | Apparatus for measuring flow using magnetic resoance |
| US3419793A (en) * | 1965-04-02 | 1968-12-31 | Badger Meter Mfg Co | Volumetric flow measuring device employing pulsed paramagnetic resonance |
| US3559044A (en) * | 1968-04-18 | 1971-01-26 | Badger Meter Mfg Co | Side band detection system for nuclear magnetic resonance flowmeters |
| GB1601970A (en) * | 1978-05-31 | 1981-11-04 | Nat Res Dev | Methods of deriving image information from objects |
| US4516582A (en) * | 1983-05-02 | 1985-05-14 | General Electric Company | NMR blood flow imaging |
| US4532473A (en) * | 1983-05-18 | 1985-07-30 | General Electric Company | NMR method for measuring and imaging fluid flow |
| US4574239A (en) * | 1983-07-19 | 1986-03-04 | The Regents Of The University Of California | Method for flow measurement using nuclear magnetic resonance |
| US4629987A (en) * | 1983-09-08 | 1986-12-16 | Southwest Research Institute | Method and apparatus for nuclear magnetic resonant measurement of flow velocity |
| US4621234A (en) * | 1983-12-05 | 1986-11-04 | Lovelace Medical Foundation | Pulsed NMR flow measurement |
| US4609872A (en) * | 1984-08-10 | 1986-09-02 | General Electric Company | NMR multiple-echo phase-contrast blood flow imaging |
| US4777957A (en) * | 1985-06-14 | 1988-10-18 | General Electric Company | Method for measuring and imaging fluid flow |
| US4683431A (en) * | 1985-08-16 | 1987-07-28 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging of high velocity flows |
| US4689560A (en) * | 1985-08-16 | 1987-08-25 | Picker International, Inc. | Low R.F. dosage magnetic resonance imaging of high velocity flows |
| DE3627750A1 (de) * | 1986-08-16 | 1988-02-18 | Spectrospin Ag | Verfahren zum bestimmen von beweglichem material innerhalb eines koerpers |
| US5022397A (en) * | 1987-02-11 | 1991-06-11 | General Electric Company | Multiple-echo NMR angiography with multiple-velocity images |
| JP2595006B2 (ja) * | 1988-01-29 | 1997-03-26 | 株式会社日立製作所 | Ｍｒイメージング方法 |
-
1990
- 1990-08-09 US US07/564,513 patent/US5101156A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-07-31 DE DE4125309A patent/DE4125309A1/de not_active Ceased
- 1991-08-08 JP JP3222466A patent/JPH0616766B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1991-08-08 GB GB9117143A patent/GB2250598A/en not_active Withdrawn
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE4125309A1 (de) | 1992-02-13 |
| GB9117143D0 (en) | 1991-09-25 |
| US5101156A (en) | 1992-03-31 |
| GB2250598A (en) | 1992-06-10 |
| JPH0616766B2 (ja) | 1994-03-09 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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