JPH0616766B2 - 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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- JPH0616766B2 JPH0616766B2 JP3222466A JP22246691A JPH0616766B2 JP H0616766 B2 JPH0616766 B2 JP H0616766B2 JP 3222466 A JP3222466 A JP 3222466A JP 22246691 A JP22246691 A JP 22246691A JP H0616766 B2 JPH0616766 B2 JP H0616766B2
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
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- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
- G01F1/704—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow using marked regions or existing inhomogeneities within the fluid stream, e.g. statistically occurring variations in a fluid parameter
- 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]
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- 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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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
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- Fluid Mechanics (AREA)
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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。
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。
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、ＮＭＲ
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、ＮＭＲ
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 Ｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ， Ｖｏｌ． ２
５， ｐｐ． ７５１−７５６ （１９８０））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 Ｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ， Ｖｏｌ． ２
５， ｐｐ． ７５１−７５６ （１９８０））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（２ＤＦ
Ｔ）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（△Ｇ
ｙ）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（２ＤＦ
Ｔ）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（△Ｇ
ｙ）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-flight）」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３，５５９，０４４号、
第３，１９１，１１９号、第３，４１９，７９３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-flight）」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３，５５９，０４４号、
第３，１９１，１１９号、第３，４１９，７９３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。
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４，７１０，７１
７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４，７１０，７１
７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Ｎ
ＭＲ信号Ｓ3 が記憶され、第一のＮＭＲ信号Ｓ1 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（Ｓ
1 −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Ｎ
ＭＲ信号Ｓ3 が記憶され、第一のＮＭＲ信号Ｓ1 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（Ｓ
1 −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。
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Ｓ1 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Ｓ1 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。
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（ＦＯＲＴＲＡＮ）の
ＡＴＡＮ２のような四象限逆正接であることが好まし
い。
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（ＦＯＲＴＲＡＮ）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 Ｃｏ
ｍｐａｎｙ）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Ｍ
Ｖ４０００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１
００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ＮＭＲ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）Ｎ
ＭＲ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 Ｃｏ
ｍｐａｎｙ）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Ｍ
Ｖ４０００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１
００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ＮＭＲ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）Ｎ
ＭＲ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（Ｐ
ＣＭ）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１
２６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（Ｐ
ＣＭ）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１
２６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。ＳＣ
Ｍ１２４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。ＳＣ
Ｍ１２４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。
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。
【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３
Ａに示されたものと同じであるが、相違点は勾配ＧM 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、ＧM 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３０
０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Ｇｚ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。
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３
Ａに示されたものと同じであるが、相違点は勾配ＧM 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、ＧM 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３０
０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Ｇｚ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、−△Ｍ1 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３１２およ
び３１３で行われ、勾配パルス３１２および３１３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、−△Ｍ1 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３１２およ
び３１３で行われ、勾配パルス３１２および３１３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４，４４３，７６０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ＧM 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４，４４３，７６０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ＧM 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３２
０、３２１および３２２で示される複素数の２５６×２
５６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３２３−３２５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３２
０、３２１および３２２で示される複素数の２５６×２
５６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３２３−３２５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３２６
に記憶される。Ｓ1 ′配列３２４およびＳ2 ′配列３２
３の各要素は複素数であり、Ｓ2 ′配列３２３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、２５６×２５
６要素の差配列３２７のＤ2 （ｘ，ｙ）が作成される。
が計算され、結果が２５６×２５６要素の差配列３２６
に記憶される。Ｓ1 ′配列３２４およびＳ2 ′配列３２
３の各要素は複素数であり、Ｓ2 ′配列３２３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、２５６×２５
６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。
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Ｎ
ＭＲ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Ｎ
ＭＲ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５２
５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。
Ｓ3 ″と表され、ブロック５２３、５２４、および５２
５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３
Ｂ）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、Ｓ3 ″（ｘ，ｋy ）
＝Ｓs ＋Ｓm ｅ-iφとなる。
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３
Ｂ）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、Ｓ3 ″（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５
２７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５
２７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（ｔy ）
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。
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（ｔy ）
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−△Ｍ1 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−△Ｍ1 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。
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。
【符号の説明】 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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｒ 33/48 8932−4Ｃ Ａ６１Ｂ 5/05 ３７４ 8932−4Ｃ ３８２ 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ
Claims (7)
- 【請求項１】 流れるスピンの速度を測定するためのＮ
ＭＲ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ＮＭ
Ｒ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ＮＭＲ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Ｓ3 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Ｎ
ＭＲ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△Ｍ
1 だけ異なるモーメントを有することにより、ＮＭＲ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、Ｓ1 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。
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| US564,513 | 1990-08-09 |
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|---|---|
| JPH04288143A JPH04288143A (ja) | 1992-10-13 |
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-
1991
- 1991-07-31 DE DE4125309A patent/DE4125309A1/de not_active Ceased
- 1991-08-08 GB GB9117143A patent/GB2250598A/en not_active Withdrawn
- 1991-08-08 JP JP3222466A patent/JPH0616766B2/ja not_active Expired - Fee Related
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