JP2574767B2 - 三次元動体イメ−ジング方式 - Google Patents
三次元動体イメ−ジング方式Info
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- JP2574767B2 JP2574767B2 JP61173643A JP17364386A JP2574767B2 JP 2574767 B2 JP2574767 B2 JP 2574767B2 JP 61173643 A JP61173643 A JP 61173643A JP 17364386 A JP17364386 A JP 17364386A JP 2574767 B2 JP2574767 B2 JP 2574767B2
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- signal
- imaging
- dimensional moving
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- 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
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- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
- G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
- G01R33/4822—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory in three dimensions
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、核磁気共鳴（NMR）現象を利用した体内断
層撮影装置に関し、特に、体内の血流速度をイメージン
グする技術に関する。
層撮影装置に関し、特に、体内の血流速度をイメージン
グする技術に関する。
［従来の技術］ 血流イメージングの原理は、静止物体には影響を与え
ず、動きのある物体にのみ影響を与える傾斜磁場を、流
れの方向に印加し、流速に応じて異なる位相情報を付加
して計測しようとするものである。血液の流れている方
向に時刻τ１に傾斜磁場Ｇを印加し、その後適当な時刻
τ２に反転傾斜磁場（−Ｇ）を印加する。反転傾斜磁場
とは、大きさを変化させず、符号のみを逆転させた磁場
のことである。
ず、動きのある物体にのみ影響を与える傾斜磁場を、流
れの方向に印加し、流速に応じて異なる位相情報を付加
して計測しようとするものである。血液の流れている方
向に時刻τ１に傾斜磁場Ｇを印加し、その後適当な時刻
τ２に反転傾斜磁場（−Ｇ）を印加する。反転傾斜磁場
とは、大きさを変化させず、符号のみを逆転させた磁場
のことである。
静止物体は、動きがないため、時刻τ１とτ２で大き
さは同じで符号が逆転した磁場を感じ、その影響は互い
にキャンセルされ、傾斜磁場が全く印加されていない時
と同一の状態となる。一方、血液部分は、動きがあるた
め、時刻τ１とτ２では異なる磁場を感じ、その影響は
キャンセルされず、スピンに位相の変化を与える。
さは同じで符号が逆転した磁場を感じ、その影響は互い
にキャンセルされ、傾斜磁場が全く印加されていない時
と同一の状態となる。一方、血液部分は、動きがあるた
め、時刻τ１とτ２では異なる磁場を感じ、その影響は
キャンセルされず、スピンに位相の変化を与える。
通常、スライス垂直方向をｚ方向、画像横方向である
読み出し用傾斜磁場方向をｘ方向、画像縦方向である位
相エンコード方向をｙ方向と呼ぶ。以下、このx,y,z方
向で説明する。
読み出し用傾斜磁場方向をｘ方向、画像縦方向である位
相エンコード方向をｙ方向と呼ぶ。以下、このx,y,z方
向で説明する。
上記に述べた２個の傾斜磁場の組合せをフローエンコ
ードパルスと呼び、位相角度を用いた血流の測定で必ず
用いる。
ードパルスと呼び、位相角度を用いた血流の測定で必ず
用いる。
たとえば、ポール・アール・モーラン（Paul R.Mora
n）の「フローとモーションの検証と評価」で、位相角
度を用いて、ｘあるいは、y,z方向に流れる血管を測定
する手法について報告している〔ラジオロジィ（Radiol
ogy,1985;154）〕。
n）の「フローとモーションの検証と評価」で、位相角
度を用いて、ｘあるいは、y,z方向に流れる血管を測定
する手法について報告している〔ラジオロジィ（Radiol
ogy,1985;154）〕。
［発明が解決しようとする問題点］ 上記従来技術を用いて、１回の撮影で正確に測定でき
る血管の向きは、x,y,zいづれか一方向に限られる。
る血管の向きは、x,y,zいづれか一方向に限られる。
ところが、血管の向きは一般には、わからないので、
x,y,z方向の計三方向の成分を測定するため３回の撮影
が必要となってくる。
x,y,z方向の計三方向の成分を測定するため３回の撮影
が必要となってくる。
核磁気共鳴イメージング装置による１回の撮影には２
分〜20分程度の時間を要するため、撮影中の患者の動き
による位置ずれの問題やスループットの観点から極力撮
影回数は少ない方が望ましい。
分〜20分程度の時間を要するため、撮影中の患者の動き
による位置ずれの問題やスループットの観点から極力撮
影回数は少ない方が望ましい。
本発明の目的は、１回の撮影で任意の方向を向いた血
管の流速を測定できる手段を提供することにある。
管の流速を測定できる手段を提供することにある。
［問題点を解決するための手段］ 上記目的を達成するため基本的にはマルチエコー信号
を利用する。マルチエコー信号とは１回目の信号を計測
後に180゜パルスを印加し、再度計測した信号のことで
ある。180゜パルスを複数回印加することで、印加した
回数だけ信号が観測できる。ただし、後のエコー信号ほ
どS/Nが悪くなり、実用上は、第３エコー信号程度まで
である。また、横緩和時間の影響で、各エコー信号から
再生される画像の濃度は少しずつ異なる。
を利用する。マルチエコー信号とは１回目の信号を計測
後に180゜パルスを印加し、再度計測した信号のことで
ある。180゜パルスを複数回印加することで、印加した
回数だけ信号が観測できる。ただし、後のエコー信号ほ
どS/Nが悪くなり、実用上は、第３エコー信号程度まで
である。また、横緩和時間の影響で、各エコー信号から
再生される画像の濃度は少しずつ異なる。
しかしながら、位相情報に関しての変化はないので、
位相を利用した血流測定に利用できる。
位相を利用した血流測定に利用できる。
撮影のためのパルスシーケンス例を１図に示す。
［作用］ 計測信号116に含まれるフローエンコードパルスは、
GX112とGX113の前半の１組， GZ105,GZ106の３種類である。それぞれの位相変化
は、θX,θZ,−θＺとなり、結局 ｘ方向：θＸ ｙ方向:O （１） ｚ方向：θＺ−θＺ＝０ の位相成分を持ち、ｘ方向が測定できる。
GX112とGX113の前半の１組， GZ105,GZ106の３種類である。それぞれの位相変化
は、θX,θZ,−θＺとなり、結局 ｘ方向：θＸ ｙ方向:O （１） ｚ方向：θＺ−θＺ＝０ の位相成分を持ち、ｘ方向が測定できる。
計測信号117に含まれるフローエンコードパルスは、
GX113の後半とGX114の前半，GZ107の２種類であ
る。この時の位相変化は、−θＸと、θＺである
が、計測信号116の位相変化の影響も引継いで入ってく
るので結局、 ｘ方向：θｘ−θｘ＝０ ｙ方向:0 （２） ｚ方向:0＋θｚ＝θｚ の位相成分を持ち、ｚ方向が測定できる。
GX113の後半とGX114の前半，GZ107の２種類であ
る。この時の位相変化は、−θＸと、θＺである
が、計測信号116の位相変化の影響も引継いで入ってく
るので結局、 ｘ方向：θｘ−θｘ＝０ ｙ方向:0 （２） ｚ方向:0＋θｚ＝θｚ の位相成分を持ち、ｚ方向が測定できる。
計測信号118に含まれるフローエンコードパルスは、
GX114の後半とGX115の前半，Gy110Gy111,GZ108の
３種類である。位相変化はθｘ−θx,θy,−θｚ
となり、過去の位相変化を考慮すると ｘ方向:0＋θｘ−θｘ＝０ ｙ方向:0＋θｙ＝θｙ （３） ｚ方向：θｚ−θｚ＝０ となり、ｙ方向が測定できる。
GX114の後半とGX115の前半，Gy110Gy111,GZ108の
３種類である。位相変化はθｘ−θx,θy,−θｚ
となり、過去の位相変化を考慮すると ｘ方向:0＋θｘ−θｘ＝０ ｙ方向:0＋θｙ＝θｙ （３） ｚ方向：θｚ−θｚ＝０ となり、ｙ方向が測定できる。
以上まとめた表を、第４図に示す。
従って、第１図のシーケンスに基づいて撮影を行い、
位相を算出すると任意方向を向いた血管の３次元速度を
求めることができる。
位相を算出すると任意方向を向いた血管の３次元速度を
求めることができる。
また、計測速度のダイナミックレンジの変更も第１図
のシーケンスを少し変形すれば可能である。
のシーケンスを少し変形すれば可能である。
さらに、第１図は一実施例でありこの変形例も幾つか
考えられる。第５図に他の実施例を示す。この場合、第
１エコーでｚ方向、第２エコーでｘ方向、第３エコーで
ｙ方向が検出できる。
考えられる。第５図に他の実施例を示す。この場合、第
１エコーでｚ方向、第２エコーでｘ方向、第３エコーで
ｙ方向が検出できる。
［実施例］ 以下、実施例に基づき本発明を詳細に説明する。第２
図は、本発明の一実施例のブロック構成図である。被検
体からNMR信号を検出するために発生させる各種パルス
及び磁場をコントロールするシーケンス制御部201よ
り、被検体の特定の核種を共鳴させるために発生する高
周波パルスの送信号器202と、NMR信号の共鳴周波数を決
定する静共鳴と強さ及び方向を任意にコントロールでき
る傾斜磁場を発生させるための磁場制御部203と、被検
体から発生するNMR信号を検波後、計測を行う受信器205
とを制御し、受信器205から取り込んだ計測信号をもと
に処理装置206で画像再構成及び各種演算を行い、再構
成された画像をCRTディスプレイ207を表示する。磁場駆
動部204は、上記磁場制御部203から出力されたコントロ
ール信号に基づいて計測に必要な磁場を発生させる。
図は、本発明の一実施例のブロック構成図である。被検
体からNMR信号を検出するために発生させる各種パルス
及び磁場をコントロールするシーケンス制御部201よ
り、被検体の特定の核種を共鳴させるために発生する高
周波パルスの送信号器202と、NMR信号の共鳴周波数を決
定する静共鳴と強さ及び方向を任意にコントロールでき
る傾斜磁場を発生させるための磁場制御部203と、被検
体から発生するNMR信号を検波後、計測を行う受信器205
とを制御し、受信器205から取り込んだ計測信号をもと
に処理装置206で画像再構成及び各種演算を行い、再構
成された画像をCRTディスプレイ207を表示する。磁場駆
動部204は、上記磁場制御部203から出力されたコントロ
ール信号に基づいて計測に必要な磁場を発生させる。
以上の構成における本発明の実施手順を、第１図〜第
５図を用いて以下に説明する。第１図と第５図は、本発
明のために用いるパルスシーケンスの一例である。ここ
では、第１図のパルスシーケンスを対象として詳しく説
明する。第５図のシーケンスも同様に可能である。第３
図は、処理手順のフローチャート、第４図は、計測デー
タと検出される方向との関係を整理した結果を示す図で
ある。第３図に従って説明する。
５図を用いて以下に説明する。第１図と第５図は、本発
明のために用いるパルスシーケンスの一例である。ここ
では、第１図のパルスシーケンスを対象として詳しく説
明する。第５図のシーケンスも同様に可能である。第３
図は、処理手順のフローチャート、第４図は、計測デー
タと検出される方向との関係を整理した結果を示す図で
ある。第３図に従って説明する。
ステップ301:第１図のパルスシーケンスに従い、位相エ
ンコード傾斜磁場Gy109を、画像再生に必要な回数分、
ステップ302〜304まで、繰り返す。
ンコード傾斜磁場Gy109を、画像再生に必要な回数分、
ステップ302〜304まで、繰り返す。
ステップ302:フローエンコードパルスGz105による位相
変化を逆特性のフローエンコードパルスGz106でキャン
セルする。従って、ｘ方向のフローエンコードパルスに
なっているGX112,113の影響でｘ方向の流速成分による
位相変化分θＸだけが生じ、信号116からvX成分が計測
できる。
変化を逆特性のフローエンコードパルスGz106でキャン
セルする。従って、ｘ方向のフローエンコードパルスに
なっているGX112,113の影響でｘ方向の流速成分による
位相変化分θＸだけが生じ、信号116からvX成分が計測
できる。
ステップ303:x方向のフローエンコードパルスGX113,114
により−θＸの位相変化を生じるが、前段のフローエン
コードパルスでθＸの位相変化を生じているので、結
局、位相変化は零となる。ｚ方向には、フローエンコー
ドパルスGZ107によって、位相変化θＺを生じ、信号117
からvZ成分が計測できる。
により−θＸの位相変化を生じるが、前段のフローエン
コードパルスでθＸの位相変化を生じているので、結
局、位相変化は零となる。ｚ方向には、フローエンコー
ドパルスGZ107によって、位相変化θＺを生じ、信号117
からvZ成分が計測できる。
ステップ304:z方向には、フローエンコードパルスGZ108
で（−θＺ）の位相変化を生じるが、前段で、θＺ変化
しているので結局、零となる。ｘ方向には、２組のフロ
ーエンコードパルスGZ114と115で互いにキャンセルさ
れ、位相変化はない。ｙ方向には、Gy110と111がフロー
エンコードパルスとなり、位相変化θｙを生じ、信号11
8からvy成分が計測できる。
で（−θＺ）の位相変化を生じるが、前段で、θＺ変化
しているので結局、零となる。ｘ方向には、２組のフロ
ーエンコードパルスGZ114と115で互いにキャンセルさ
れ、位相変化はない。ｙ方向には、Gy110と111がフロー
エンコードパルスとなり、位相変化θｙを生じ、信号11
8からvy成分が計測できる。
ステップ305:計測信号116,117,118は、それぞれ装置等
の歪によって位相変化を受けているので補正する。位相
に影響を与える歪には、 NMR信号のサンプル位置原点ずれ 検出系の特性 静磁場の不均一性 がある。この補正は、すでに公知の方法を用いて補正で
きる。〔佐野他：核磁気共鳴イメージングにおける位相
歪補正技術、昭和60年度電子通信学会総合全国大会〕。
これらの補正を行いながら、画面再生を行う。
の歪によって位相変化を受けているので補正する。位相
に影響を与える歪には、 NMR信号のサンプル位置原点ずれ 検出系の特性 静磁場の不均一性 がある。この補正は、すでに公知の方法を用いて補正で
きる。〔佐野他：核磁気共鳴イメージングにおける位相
歪補正技術、昭和60年度電子通信学会総合全国大会〕。
これらの補正を行いながら、画面再生を行う。
ステップ306:第３エコー信号まで用いるので、３種類の
画像が得られる。各画像は、次式で示す複素信号とな
る。
画像が得られる。各画像は、次式で示す複素信号とな
る。
ここで、fK（x,y）:k番目エコー信号から再生した画
素（x,y）の濃度 ρ（x,y）：スピン密度 TE:エコータイム（180゜−180゜パルス間隔） TZ（x,y）：横緩和時間 θＫ（x,y）：流速に応じた位相変化分 θ１＝ｘ方向速度に比例 θ２＝ｚ 〃 θ３＝ 〃 以上より、各画素の位相を算出し、３次元的な速度成
分を得ることができる。
素（x,y）の濃度 ρ（x,y）：スピン密度 TE:エコータイム（180゜−180゜パルス間隔） TZ（x,y）：横緩和時間 θＫ（x,y）：流速に応じた位相変化分 θ１＝ｘ方向速度に比例 θ２＝ｚ 〃 θ３＝ 〃 以上より、各画素の位相を算出し、３次元的な速度成
分を得ることができる。
［発明の効果］ 本発明によれば、１回の撮影で、３つのエコー信号を
とることにより、任意方向を向いた血管の流速を測定す
ることができる。そのため、 複数回の撮影を必要とする従来方式と較べ、患者の動
きによる画質劣化、精度劣化が少ない， 血管のみならず、三次元的な動きをする心臓壁の動き
も観察できる， 撮影回数が１回と少ないので、スループットが高い、 などの効果がある。
とることにより、任意方向を向いた血管の流速を測定す
ることができる。そのため、 複数回の撮影を必要とする従来方式と較べ、患者の動
きによる画質劣化、精度劣化が少ない， 血管のみならず、三次元的な動きをする心臓壁の動き
も観察できる， 撮影回数が１回と少ないので、スループットが高い、 などの効果がある。
第１図は、本発明の撮影手順の一例を示すパルスシーケ
ンスを示す図、第２図は、本発明の一実施例を示すブロ
ック構成図、第３図は、本発明を実施するための処理手
順を示すフローチャート、第４図は計測エコー信号と測
定できる流速の方向の関係を示す図、第５図は、本発明
の他の実施例を示すパルスシーケンス図である。
ンスを示す図、第２図は、本発明の一実施例を示すブロ
ック構成図、第３図は、本発明を実施するための処理手
順を示すフローチャート、第４図は計測エコー信号と測
定できる流速の方向の関係を示す図、第５図は、本発明
の他の実施例を示すパルスシーケンス図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小泉 英明 勝田市市毛882番地 株式会社日立製作 所那珂工場内 (56)参考文献 特開 昭62−105014（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−88132（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−119253（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−5138（ＪＰ，Ａ)
Claims (3)
- 【請求項１】静磁場，傾斜磁場，高周波磁場の発生手段
と検査対象物からの核磁気共鳴信号を取り出す検出手段
と、検出された信号に対し画像再構成を含む各種演算を
行う手段を有する核磁気共鳴イメージング装置におい
て、断層面の方向とは無関係に三次元的に任意方向を向
いた動体の速度をマルチエコー信号を利用した１回の撮
影で計測することを特徴とする三次元動体イメージング
方式。 - 【請求項２】上記速度を、速度に応じて位相が変化する
ことを利用して計測することを特徴とする第１項の三次
元動体イメージング方式。 - 【請求項３】上記位相角度を、独立な３方向の成分に分
けて計測することを特徴とする第２項の三次元動体イメ
ージング方式。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61173643A JP2574767B2 (ja) | 1986-07-25 | 1986-07-25 | 三次元動体イメ−ジング方式 |
| US07/075,947 US4803431A (en) | 1986-07-25 | 1987-07-21 | Method for imaging three-dimensional moving object |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61173643A JP2574767B2 (ja) | 1986-07-25 | 1986-07-25 | 三次元動体イメ−ジング方式 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6330978A JPS6330978A (ja) | 1988-02-09 |
| JP2574767B2 true JP2574767B2 (ja) | 1997-01-22 |
Family
ID=15964414
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61173643A Expired - Lifetime JP2574767B2 (ja) | 1986-07-25 | 1986-07-25 | 三次元動体イメ−ジング方式 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4803431A (ja) |
| JP (1) | JP2574767B2 (ja) |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3627750A1 (de) * | 1986-08-16 | 1988-02-18 | Spectrospin Ag | Verfahren zum bestimmen von beweglichem material innerhalb eines koerpers |
| FR2621693A1 (fr) * | 1987-10-13 | 1989-04-14 | Thomson Cgr | Procede d'imagerie de mouvements intravoxels par rmn dans un corps |
| US4965520A (en) * | 1987-12-15 | 1990-10-23 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Magnetic resonance imaging method |
| JPH02140145A (ja) * | 1988-11-21 | 1990-05-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH02159252A (ja) * | 1988-12-14 | 1990-06-19 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
| US5167232A (en) * | 1990-08-07 | 1992-12-01 | Ihc Hospitals, Inc. | Magnetic resonance angiography by sequential multiple thin slab three dimensional acquisition |
| US5225779A (en) * | 1991-08-28 | 1993-07-06 | Ihc Hospitals, Inc. | Hybrid magnetic aresonance spatial and velocity imaging |
| GB9415574D0 (en) * | 1994-08-02 | 1994-09-21 | British Tech Group | Improvements in or relating to magnetic resonance imaging |
| US5786693A (en) * | 1996-04-26 | 1998-07-28 | Picker International, Inc. | Batch multi-volume angiography using magnetic resonance imaging |
| US5810729A (en) * | 1997-12-30 | 1998-09-22 | General Electric Company Medical Systems | Method for measuring and adding limb angle indicia to MR images |
| JP4176989B2 (ja) * | 2001-12-12 | 2008-11-05 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴診断装置 |
| AU2004236588B2 (en) * | 2003-05-12 | 2009-07-09 | Cheetah Medical, Inc. | System, method and apparatus for measuring blood flow and blood volume |
| CA2597264C (en) * | 2005-02-15 | 2017-07-25 | Cheetah Medical Ltd. | System, method and apparatus for measuring blood flow and blood volume |
| US8876725B2 (en) * | 2007-02-23 | 2014-11-04 | Cheetah Medical, Inc. | Method and system for estimating exercise capacity |
| US9095271B2 (en) * | 2007-08-13 | 2015-08-04 | Cheetah Medical, Inc. | Dynamically variable filter |
| WO2008107899A1 (en) * | 2007-03-07 | 2008-09-12 | Cheetah Medical Ltd. | Method and system for monitoring sleep |
| ATE548967T1 (de) * | 2007-04-19 | 2012-03-15 | Cheetah Medical Inc | Verfahren und gerät zur vorhersage von elektrochemischer dissoziation |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4602641A (en) * | 1983-08-15 | 1986-07-29 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for NMR detection and imaging of flowing fluid nuclei |
| US4609872A (en) * | 1984-08-10 | 1986-09-02 | General Electric Company | NMR multiple-echo phase-contrast blood flow imaging |
-
1986
- 1986-07-25 JP JP61173643A patent/JP2574767B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-07-21 US US07/075,947 patent/US4803431A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4803431A (en) | 1989-02-07 |
| JPS6330978A (ja) | 1988-02-09 |
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