JP2853232B2 - 核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置Info
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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MRI装置における流体イメージング装置（以
下、単に「流体イメージング装置」という）に関し、特
に人体内の血液イメージング等に好適なMRIによる核磁
気共鳴を用いた流体イメージング装置に関する。
下、単に「流体イメージング装置」という）に関し、特
に人体内の血液イメージング等に好適なMRIによる核磁
気共鳴を用いた流体イメージング装置に関する。
従来、MRI装置による血流イメージング装置として
は、流れを感じるパルスシーケンスにより得られた画像
と、流れを感じないパルスシーケンスにより得られた画
像との２枚の画像のサブトラクションによって、血流部
分のみを抽出する例に代表されるように、性質の異なる
複数の画像から目的の画像を得る方法を用いるものが一
般に知られている。
は、流れを感じるパルスシーケンスにより得られた画像
と、流れを感じないパルスシーケンスにより得られた画
像との２枚の画像のサブトラクションによって、血流部
分のみを抽出する例に代表されるように、性質の異なる
複数の画像から目的の画像を得る方法を用いるものが一
般に知られている。
その方法の１つとして、マグネチック、レゾナンス
イン メディシン、４（1987）、第193−202頁（Magnet
ic Resonance In Medicine 4,pp.193−202（1987））に
おいて論じられている方法があるが、この方法は、高周
波パルスを180゜，−90゜，−180゜と印加するパルスシ
ーケンスにおいて、最初の180゜パルスを選択励起パル
スにした場合と非選択励起パルスにした場合の、２回の
計測により得られる画像のサブトラクションにより血流
画像を得る方法であり、非選択励起パルスで励起された
血液の領域内への流入分が画像となるものである。
イン メディシン、４（1987）、第193−202頁（Magnet
ic Resonance In Medicine 4,pp.193−202（1987））に
おいて論じられている方法があるが、この方法は、高周
波パルスを180゜，−90゜，−180゜と印加するパルスシ
ーケンスにおいて、最初の180゜パルスを選択励起パル
スにした場合と非選択励起パルスにした場合の、２回の
計測により得られる画像のサブトラクションにより血流
画像を得る方法であり、非選択励起パルスで励起された
血液の領域内への流入分が画像となるものである。
また、ボーラストラッキング（Bolus Tracking）法
は、スピンエコー法において90゜パルスによる選択面と
180゜パルスによる選択面の位置、あるいは、方向を変
えることにより２度励起パルスを受けた血液を画像にす
る方法である。この方法は、サブトラクション法と異な
り１回の計測で血流を画像にすることができるが、逆に
サブトラクション法に比べて画像となる血流部分が少な
く、従って、血管分布を知るためよりも血液の移動距離
とパルス印加の時間間隔から流速の計測をするために用
いられることが多い。
は、スピンエコー法において90゜パルスによる選択面と
180゜パルスによる選択面の位置、あるいは、方向を変
えることにより２度励起パルスを受けた血液を画像にす
る方法である。この方法は、サブトラクション法と異な
り１回の計測で血流を画像にすることができるが、逆に
サブトラクション法に比べて画像となる血流部分が少な
く、従って、血管分布を知るためよりも血液の移動距離
とパルス印加の時間間隔から流速の計測をするために用
いられることが多い。
上記従来技術のうち、サブトラクション法において
は、性質の異なる複数の画像が必要であり、目的の画像
を得るための計測時間が長くなるという問題があった。
また、ボーラストラッキング法においては、サブトラク
ションをする必要はないが、限られた領域の血流しか観
察できず、血流投影として充分な血流が観察できないと
いう問題があった。
は、性質の異なる複数の画像が必要であり、目的の画像
を得るための計測時間が長くなるという問題があった。
また、ボーラストラッキング法においては、サブトラク
ションをする必要はないが、限られた領域の血流しか観
察できず、血流投影として充分な血流が観察できないと
いう問題があった。
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、従来の技術における上述の如き問題を
解消し、１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが
可能な核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置を提供
することにある。
とするところは、従来の技術における上述の如き問題を
解消し、１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが
可能な核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置を提供
することにある。
上記目的を達成するために、本発明の核磁気共鳴を用
いた流体イメージング装置は、静磁場を発生する手段
と、傾斜磁場を発生する手段と、前記静磁場の中に置か
れた被検体に高周波パルスを送信し、前記被検体からの
核磁気共鳴信号を検出する手段と、前記傾斜磁場の印
加、前記高周波の送信、及び前記核磁気共鳴信号を検出
を含むシーケンスの制御を行なう手段を具備し、前記被
検体の関心領域の流体のイメージングを行なう核磁気共
鳴を用いた流体イメージング装置において、前記シーケ
ンスの制御を行なう手段は、第１、第２、及び第３の方
向を有し相互に直交する直交座標系において、（１）第
１の90゜高周波パルスを印加して、前記第１、第２の方
向のなす面に平行な前記関心領域を選択励起すること、
（２）前記流体を投影する第１の方向の傾斜磁場を印加
し、前記選択励起された磁化を飽和させること、（３）
前記第１の90゜高周波パルスの印加から所定の第１の時
間の経過後、第２の高周波パルスを印加して前記関心領
域に流入する前記流体を励起すること、（４）前記第３
の方向にエンコード傾斜磁場を、前記第２の方向にリー
ドアウト傾斜磁場を、それぞれ印加してエコー信号を発
生させること、（５）前記エコー信号を受信すること、
のシーケンスの制御を行ない、受信された前記エコー信
号を処理して前記流体の前記第１の方向への投影像を得
ることを特徴としている。
いた流体イメージング装置は、静磁場を発生する手段
と、傾斜磁場を発生する手段と、前記静磁場の中に置か
れた被検体に高周波パルスを送信し、前記被検体からの
核磁気共鳴信号を検出する手段と、前記傾斜磁場の印
加、前記高周波の送信、及び前記核磁気共鳴信号を検出
を含むシーケンスの制御を行なう手段を具備し、前記被
検体の関心領域の流体のイメージングを行なう核磁気共
鳴を用いた流体イメージング装置において、前記シーケ
ンスの制御を行なう手段は、第１、第２、及び第３の方
向を有し相互に直交する直交座標系において、（１）第
１の90゜高周波パルスを印加して、前記第１、第２の方
向のなす面に平行な前記関心領域を選択励起すること、
（２）前記流体を投影する第１の方向の傾斜磁場を印加
し、前記選択励起された磁化を飽和させること、（３）
前記第１の90゜高周波パルスの印加から所定の第１の時
間の経過後、第２の高周波パルスを印加して前記関心領
域に流入する前記流体を励起すること、（４）前記第３
の方向にエンコード傾斜磁場を、前記第２の方向にリー
ドアウト傾斜磁場を、それぞれ印加してエコー信号を発
生させること、（５）前記エコー信号を受信すること、
のシーケンスの制御を行ない、受信された前記エコー信
号を処理して前記流体の前記第１の方向への投影像を得
ることを特徴としている。
また、本発明の核磁気共鳴を用いた流体イメージング
装置は、静磁場を発生する手段と、傾斜磁場を発生する
手段と、前記静磁場の中に置かれた被検体に高周波パル
スを送信し、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出す
る手段と、前記傾斜磁場の印加、前記高周波の送信、及
び前記核磁気共鳴信号を検出を含むシーケンスの制御を
行なう手段を具備し、前記被検体の関心領域の流体のイ
メージングを行なう核磁気共鳴を用いた流体イメージン
グ装置において、前記シーケンスの制御を行なう手段
は、第１、第２、及び第３の方向を有し相互に直交する
直交座標系において、（１）第１の90゜高周波パルスを
印加して、前記第１、第２の方向のなす面に平行な前記
関心領域を選択励起すること、（２）前記流体を投影す
る第１の方向の傾斜磁場を印加し、前記選択励起された
磁化を飽和させること、（３）前記第１の90゜高周波パ
ルスの印加から所定の第１の時間の経過後、第２の90゜
高周波パルスを印加して、前記関心領域の内外に流入す
る前記流体を励起すること、（４）前記第１の方向の傾
斜磁場を印加すること、（５）前記第２の90゜高周波パ
ルスの印加から所定の第２の時間の経過後、180゜高周
波パルスを印加して前記関心領域内の磁化をリフォーカ
スすること、（６）前記第３の方向にエンコード傾斜磁
場を、前記第２の方向にリードアウト傾斜磁場を、それ
ぞれ印加してエコー信号を発生させること、（７）前記
エコー信号を受信すること、のシーケンスの制御を行な
い、受信された前記エコー信号を処理して前記流体の前
記第１の方向への投影像を得ることを特徴としている。
装置は、静磁場を発生する手段と、傾斜磁場を発生する
手段と、前記静磁場の中に置かれた被検体に高周波パル
スを送信し、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出す
る手段と、前記傾斜磁場の印加、前記高周波の送信、及
び前記核磁気共鳴信号を検出を含むシーケンスの制御を
行なう手段を具備し、前記被検体の関心領域の流体のイ
メージングを行なう核磁気共鳴を用いた流体イメージン
グ装置において、前記シーケンスの制御を行なう手段
は、第１、第２、及び第３の方向を有し相互に直交する
直交座標系において、（１）第１の90゜高周波パルスを
印加して、前記第１、第２の方向のなす面に平行な前記
関心領域を選択励起すること、（２）前記流体を投影す
る第１の方向の傾斜磁場を印加し、前記選択励起された
磁化を飽和させること、（３）前記第１の90゜高周波パ
ルスの印加から所定の第１の時間の経過後、第２の90゜
高周波パルスを印加して、前記関心領域の内外に流入す
る前記流体を励起すること、（４）前記第１の方向の傾
斜磁場を印加すること、（５）前記第２の90゜高周波パ
ルスの印加から所定の第２の時間の経過後、180゜高周
波パルスを印加して前記関心領域内の磁化をリフォーカ
スすること、（６）前記第３の方向にエンコード傾斜磁
場を、前記第２の方向にリードアウト傾斜磁場を、それ
ぞれ印加してエコー信号を発生させること、（７）前記
エコー信号を受信すること、のシーケンスの制御を行な
い、受信された前記エコー信号を処理して前記流体の前
記第１の方向への投影像を得ることを特徴としている。
本発明に係る流体イメージング装置では、ポーラスト
ラッキング法においてボーラスを発生する面とボーラス
を受ける面を同一にして、関心領域を最初に飽和した
後、領域内に流入してくる血液を励起すること、およ
び、投影方向を領域選択方向に対して垂直にすることに
より、１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが可
能な装置を実現している。
ラッキング法においてボーラスを発生する面とボーラス
を受ける面を同一にして、関心領域を最初に飽和した
後、領域内に流入してくる血液を励起すること、およ
び、投影方向を領域選択方向に対して垂直にすることに
より、１回の計測で血流の２次元投影像を得ることが可
能な装置を実現している。
すなわち、本発明に係る流体イメージング装置では、
最初の選択励起パルスとその直後に印加する投影方向の
傾斜磁場により、関心領域内の磁化を飽和させる。従っ
て、この領域内では、第２番目の高周波パルスの印加に
より励起されるのは、流入する飽和していない流体のみ
と考えることができる。また、第２番目に印加する高周
波パルスは、この流入してくる流体を励起するためのも
のである。
最初の選択励起パルスとその直後に印加する投影方向の
傾斜磁場により、関心領域内の磁化を飽和させる。従っ
て、この領域内では、第２番目の高周波パルスの印加に
より励起されるのは、流入する飽和していない流体のみ
と考えることができる。また、第２番目に印加する高周
波パルスは、この流入してくる流体を励起するためのも
のである。
しかしながら、最初に印加する高周波パルスから次の
高周波パルスを印加するまでの間に、領域内の１度飽和
した磁化も縦緩和により回復してくるため、回復した成
分については流入する流体とともに励起されてしまう。
第２番目の高周波パルスの後に印加する投影方向への傾
斜磁場は、この縦緩和により回復した成分の励起信号の
位相を乱して偽信号を減衰させ、正規の流体からのエコ
ー信号を強調させる働きをする。更に、２次元投影像と
するために、エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁
場を互いに直交する方向に印加する。
高周波パルスを印加するまでの間に、領域内の１度飽和
した磁化も縦緩和により回復してくるため、回復した成
分については流入する流体とともに励起されてしまう。
第２番目の高周波パルスの後に印加する投影方向への傾
斜磁場は、この縦緩和により回復した成分の励起信号の
位相を乱して偽信号を減衰させ、正規の流体からのエコ
ー信号を強調させる働きをする。更に、２次元投影像と
するために、エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁
場を互いに直交する方向に印加する。
これにより、１回の計測で血流の２次元投影像を得る
ことが可能な流体イメージング装置が実現できる。
ことが可能な流体イメージング装置が実現できる。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。
る。
第２図に、本発明を適用するMRI装置の構成の概略を
示す。本装置は、静磁場を発生するコイル１と、傾斜磁
場を発生するコイル２と、高周波パルスを送信し、エコ
ー信号を受信するプローブ３と、傾斜磁場および高周波
パルスの電源４と、計算機５から構成されている。ま
た、６は被検体を示している。
示す。本装置は、静磁場を発生するコイル１と、傾斜磁
場を発生するコイル２と、高周波パルスを送信し、エコ
ー信号を受信するプローブ３と、傾斜磁場および高周波
パルスの電源４と、計算機５から構成されている。ま
た、６は被検体を示している。
傾斜磁場，高周波パルスおよび信号取り込みの制御
は、パルスシーケンスに従って、計算機５を介して行わ
れる。ここでは、第３図に示す如く、血管７内を流れる
血液が、Ｚ方向に垂直な面を横切って流れるものとし、
この血液の投影像を得るとする。なお、投影方向はＸ方
向とする。
は、パルスシーケンスに従って、計算機５を介して行わ
れる。ここでは、第３図に示す如く、血管７内を流れる
血液が、Ｚ方向に垂直な面を横切って流れるものとし、
この血液の投影像を得るとする。なお、投影方向はＸ方
向とする。
第１図に、本発明の第一の実施例におけるパルスシー
ケンスを示す。以下、これに基づいて、本実施例の動作
を説明する。
ケンスを示す。以下、これに基づいて、本実施例の動作
を説明する。
まず、90゜高周波パルス11と、Ｚ方向に磁場強度が変
化する傾斜磁場（Gz）12を印加して計測したい領域を励
起する。高周波パルスと傾斜磁場を同時に印加すること
で、関心領域を選択的に励起することができる。上述の
領域選択幅は視野の大きさと等しくなるように設定す
る。
化する傾斜磁場（Gz）12を印加して計測したい領域を励
起する。高周波パルスと傾斜磁場を同時に印加すること
で、関心領域を選択的に励起することができる。上述の
領域選択幅は視野の大きさと等しくなるように設定す
る。
次に、投影方向であるＸ方向に磁場強度が変化する傾
斜磁場（Gx）13を印加して、選択した領域内の磁化の位
相を乱すことにより、磁化を飽和させる。その後、次の
高周波パルス14を印加するまでTI時間待つ。その間に領
域内に飽和していない新しい血液が流入する。最初の高
周波パルス11印加から、時間TI後に高周波パルス14とＺ
方向への傾斜磁場（Gz）15を印加して、領域内に流入し
てきた血液を励起する。
斜磁場（Gx）13を印加して、選択した領域内の磁化の位
相を乱すことにより、磁化を飽和させる。その後、次の
高周波パルス14を印加するまでTI時間待つ。その間に領
域内に飽和していない新しい血液が流入する。最初の高
周波パルス11印加から、時間TI後に高周波パルス14とＺ
方向への傾斜磁場（Gz）15を印加して、領域内に流入し
てきた血液を励起する。
更に、Ｚ方向にエンコード傾斜磁場（Gz）16とＹ方向
にリードアウト傾斜磁場（Gy）17を印加して、エコー信
号18を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向への血流投影
図が得られる。この時、Ｙ方向に印加するリードアウト
傾斜磁場（Gy）17は、フローコンペンセイト傾斜磁場と
呼ばれる。このフローコンペンセイト傾斜磁場の働き
は、速度による位相の回転を補償することにあり、傾斜
磁場の時間積分値が０になったとき、エコー信号18が発
生する。
にリードアウト傾斜磁場（Gy）17を印加して、エコー信
号18を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向への血流投影
図が得られる。この時、Ｙ方向に印加するリードアウト
傾斜磁場（Gy）17は、フローコンペンセイト傾斜磁場と
呼ばれる。このフローコンペンセイト傾斜磁場の働き
は、速度による位相の回転を補償することにあり、傾斜
磁場の時間積分値が０になったとき、エコー信号18が発
生する。
また、時間TIの間に、縦緩和により回復してくる領域
内の磁化成分は、第２番目の高周波パルスの印加により
励起されるので、偽信号の原因となる。この第２番目の
高周波パルスの印加後、投影方向（Ｘ方向）に印加する
傾斜磁場（Gx）19は、上述の偽信号を減衰するためのも
のである。
内の磁化成分は、第２番目の高周波パルスの印加により
励起されるので、偽信号の原因となる。この第２番目の
高周波パルスの印加後、投影方向（Ｘ方向）に印加する
傾斜磁場（Gx）19は、上述の偽信号を減衰するためのも
のである。
ここで、投影方向への関心領域の厚さに対して細い血
管内の血液は、この傾斜磁場の影響が少なく、従って、
血液からの信号のみを抽出することができる。逆に言え
ば、関心領域の厚さは、血流イメージングを行う対象血
管の寸法より、充分大きいことが必要である。
管内の血液は、この傾斜磁場の影響が少なく、従って、
血液からの信号のみを抽出することができる。逆に言え
ば、関心領域の厚さは、血流イメージングを行う対象血
管の寸法より、充分大きいことが必要である。
第二の実施例として、第４図に、緩和した領域内に流
入した血液を励起後、更に反転パルスによってリフォー
カスして、エコー信号を得るためのパルスシーケンスを
示す。先に示した第一の実施例と同じく、血液は第３図
に示すようにＺ方向に垂直な面を横切るものとし、この
血液の投影像を得るものとする。投影方向は、Ｘ方向と
する。
入した血液を励起後、更に反転パルスによってリフォー
カスして、エコー信号を得るためのパルスシーケンスを
示す。先に示した第一の実施例と同じく、血液は第３図
に示すようにＺ方向に垂直な面を横切るものとし、この
血液の投影像を得るものとする。投影方向は、Ｘ方向と
する。
まず、90゜高周波パルス21とＺ方向への傾斜磁場（G
z）22を印加して、計測したい領域を励起する。上記領
域選択幅は、視野の大きさと等しくなるように設定す
る。
z）22を印加して、計測したい領域を励起する。上記領
域選択幅は、視野の大きさと等しくなるように設定す
る。
次に，投影方向であるＸ方向に傾斜磁場（Gx）23を印
加して、選択した領域内の磁化の位相を乱すことによ
り、磁化を飽和させる。その後、次の高周波パルス24を
印加するまで、TI時間待つ。その間に、領域内に飽和し
ていない新しい血液が流入する。
加して、選択した領域内の磁化の位相を乱すことによ
り、磁化を飽和させる。その後、次の高周波パルス24を
印加するまで、TI時間待つ。その間に、領域内に飽和し
ていない新しい血液が流入する。
最初の高周波パルス21の印加から、時間TI後に非選択
励起の90゜高周波パルス24を印加して、領域外および領
域内に流入してきた血液を励起する。領域外の血液も同
時に励起することにより、次のリフォーカスパルス27を
印加するまでの間、更に領域内に流入してくる血液につ
いても、リフォーカスすることができる。90゜高周波パ
ルスを印加して時間TE/2後に180゜高周波パルス27とＺ
方向への傾斜磁場（Gz）28を印加して、領域内の磁化を
リフォーカスする。
励起の90゜高周波パルス24を印加して、領域外および領
域内に流入してきた血液を励起する。領域外の血液も同
時に励起することにより、次のリフォーカスパルス27を
印加するまでの間、更に領域内に流入してくる血液につ
いても、リフォーカスすることができる。90゜高周波パ
ルスを印加して時間TE/2後に180゜高周波パルス27とＺ
方向への傾斜磁場（Gz）28を印加して、領域内の磁化を
リフォーカスする。
更に、Ｚ方向にエンコード傾斜磁場（Gz）29とＹ方向
にリードアウト傾斜磁場（Gy）30を印加して、エコー信
号32を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向への血液投影
図が得られる。なお、このとき、180゜高周波パルス27
の前後に印加するＹ方向へのリードアウト傾斜磁場（G
y）25および28は、先に示した第一の実施例と同じくフ
ローコンペンセイト傾斜磁場である。
にリードアウト傾斜磁場（Gy）30を印加して、エコー信
号32を受信し、信号処理を行えば、Ｘ方向への血液投影
図が得られる。なお、このとき、180゜高周波パルス27
の前後に印加するＹ方向へのリードアウト傾斜磁場（G
y）25および28は、先に示した第一の実施例と同じくフ
ローコンペンセイト傾斜磁場である。
また、180゜高周波パルスの前後に印加するＸ方向へ
の傾斜磁場（Gx）26および31は、時間TIの間に、縦緩和
により回復する磁化が発生する偽信号と、静磁場および
高周波パルスの不均一により発生する偽信号を減衰させ
るためのものである。ただし、これらの傾斜磁場の時間
積分値が、180゜高周波パルス27の前後において等しく
なる場合には、最後の偽信号に関して効果を有さないこ
とになるので、ここでは、180゜高周波パルス27の前後
において上述の傾斜磁場の時間積分値が等しくならない
ようにしている。
の傾斜磁場（Gx）26および31は、時間TIの間に、縦緩和
により回復する磁化が発生する偽信号と、静磁場および
高周波パルスの不均一により発生する偽信号を減衰させ
るためのものである。ただし、これらの傾斜磁場の時間
積分値が、180゜高周波パルス27の前後において等しく
なる場合には、最後の偽信号に関して効果を有さないこ
とになるので、ここでは、180゜高周波パルス27の前後
において上述の傾斜磁場の時間積分値が等しくならない
ようにしている。
上述の実施例は、いずれも本発明の一例を示すもので
あり、本発明はこれに限定されるべきものではない。例
えば、本発明は、人体内の血流イメージングに限らず、
他の流体イメージングにも適用可能なものである。
あり、本発明はこれに限定されるべきものではない。例
えば、本発明は、人体内の血流イメージングに限らず、
他の流体イメージングにも適用可能なものである。
以上、詳細に説明した如く、本発明によれば、最初に
関心領域内の磁化を飽和させた後、当該領域内に流入し
てくる流体から発生するエオー信号を得るようにしたの
で、１回の計測により直接流体を抽出することが可能な
流体イメージング装置を実現できるという顕著な効果を
奏する。
関心領域内の磁化を飽和させた後、当該領域内に流入し
てくる流体から発生するエオー信号を得るようにしたの
で、１回の計測により直接流体を抽出することが可能な
流体イメージング装置を実現できるという顕著な効果を
奏する。
また、領域選択幅を広くして、投影方向を領域選択方
向に対して垂直方向にしているため、ボーラストラッキ
ング法では得られにくい広範な領域の流体投影像を得る
ことが可能になるという効果もある。
向に対して垂直方向にしているため、ボーラストラッキ
ング法では得られにくい広範な領域の流体投影像を得る
ことが可能になるという効果もある。
第１図は本発明の一実施例のパルスシーケンスを示す
図、第２図は本発明を適用するMRI装置の概略構成を示
す図、第３図は実施例を説明するための模式図、第４図
は本発明の第二の実施例のパルスシーケンスを示す図で
ある。 1:静磁場発生コイル、2:傾斜磁場発生コイル、3:プロー
ブ、5:計算機、6:被検体、7:血管、8:関心領域、9:非選
択領域。
図、第２図は本発明を適用するMRI装置の概略構成を示
す図、第３図は実施例を説明するための模式図、第４図
は本発明の第二の実施例のパルスシーケンスを示す図で
ある。 1:静磁場発生コイル、2:傾斜磁場発生コイル、3:プロー
ブ、5:計算機、6:被検体、7:血管、8:関心領域、9:非選
択領域。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭64−47912（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−236045（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (7)
- 【請求項１】静磁場を発生する手段と、傾斜磁場を発生
する手段と、前記静磁場の中に置かれた被検体に高周波
パルスを送信し、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検
出する手段と、前記傾斜磁場の印加、前記高周波の送
信、及び前記核磁気共鳴信号を検出を含むシーケンスの
制御を行なう手段を具備し、前記被検体の関心領域の流
体のイメージングを行なう核磁気共鳴を用いた流体イメ
ージング装置において、前記シーケンスの制御を行なう
手段は、第１、第２、及び第３の方向を有し相互に直交
する直交座標系において、（１）第１の90゜高周波パル
スを印加して、前記第１、第２の方向のなす面に平行な
前記関心領域を選択励起すること、（２）前記流体を投
影する第１の方向の傾斜磁場を印加し、前記選択励起さ
れた磁化を飽和させること、（３）前記第１の90゜高周
波パルスの印加から所定の第１の時間の経過後、第２の
高周波パルスを印加して前記関心領域に流入する前記流
体を励起すること、（４）前記第３の方向にエンコード
傾斜磁場を、前記第２の方向にリードアウト傾斜磁場
を、それぞれ印加してエコー信号を発生させること、
（５）前記エコー信号を受信すること、のシーケンスの
制御を行ない、受信された前記エコー信号を処理して前
記流体の前記第１の方向への投影像を得ることを特徴と
する核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置。 - 【請求項２】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた流体
イメージング装置において、前記関心領域の厚さが、前
記流体が流れる通路の寸法よりも大きいことを特徴とす
る核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置。 - 【請求項３】請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた流体
イメージング装置において、前記（４）において、前記
第１の方向の傾斜磁場を印加して、縦緩和により回復し
てくる前記関心領域内の磁化による偽エコー信号を減衰
させることを特徴とする核磁気共鳴を用いた流体イメー
ジング装置。 - 【請求項４】静磁場を発生する手段と、傾斜磁場を発生
する手段と、前記静磁場の中に置かれた被検体に高周波
パルスを送信し、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検
出する手段と、前記傾斜磁場の印加、前記高周波の送
信、及び前記核磁気共鳴信号を検出を含むシーケンスの
制御を行なう手段を具備し、前記被検体の関心領域の流
体のイメージングを行なう核磁気共鳴を用いた流体イメ
ージング装置において、前記シーケンスの制御を行なう
手段は、第１、第２、及び第３の方向を有し相互に直交
する直交座標系において、（１）第１の90゜高周波パル
スを印加して、前記第１、第２の方向のなす面に平行な
前記関心領域を選択励起すること、（２）前記流体を投
影する第１の方向の傾斜磁場を印加し、前記選択励起さ
れた磁化を飽和させること、（３）前記第１の90゜高周
波パルスの印加から所定の第１の時間の経過後、第２の
90゜高周波パルスを印加して、前記関心領域の内外に流
入する前記流体を励起すること、（４）前記第１の方向
の傾斜磁場を印加すること、（５）前記第２の90゜高周
波パルスの印加から所定の第２の時間の経過後、180゜
高周波パルスを印加して前記関心領域内の磁化をリフォ
ーカスすること、（６）前記第３の方向にエンコード領
域磁場を、前記第２の方向にリードアウト傾斜磁場を、
それぞれ印加してエコー信号を発生させること、（７）
前記エコー信号を受信すること、のシーケンスの制御を
行ない、受信された前記エコー信号を処理して前記流体
の前記第１の方向への投影像を得ることを特徴とする核
磁気共鳴を用いた流体イメージング装置。 - 【請求項５】請求項４に記載の核磁気共鳴を用いた流体
イメージング装置において、前記関心領域の厚さが、前
記流体が流れる通路の寸法よりも大きいことを特徴とす
る核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置。 - 【請求項６】請求項４に記載の核磁気共鳴を用いた流体
イメージング装置において、前記（６）において、前記
第１の方向の傾斜磁場を印加して、縦緩和により回復し
てくる前記関心領域内の磁化による偽エコー信号を減衰
させることを特徴とする核磁気共鳴を用いた流体イメー
ジング装置。 - 【請求項７】請求項５に記載の核磁気共鳴を用いた流体
イメージング装置において、前記180゜高周波パルスの
印加の前後に印加される前記第１の方向の傾斜磁場の時
間積分値が異なることを特徴とする核磁気共鳴を用いた
流体イメージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2023973A JP2853232B2 (ja) | 1990-02-02 | 1990-02-02 | 核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置 |
| US07/647,563 US5195524A (en) | 1990-02-02 | 1991-01-29 | Flow imaging method by means of an MRI apparatus and apparatus for realizing same |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2023973A JP2853232B2 (ja) | 1990-02-02 | 1990-02-02 | 核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03228744A JPH03228744A (ja) | 1991-10-09 |
| JP2853232B2 true JP2853232B2 (ja) | 1999-02-03 |
Family
ID=12125495
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2023973A Expired - Fee Related JP2853232B2 (ja) | 1990-02-02 | 1990-02-02 | 核磁気共鳴を用いた流体イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5195524A (ja) |
| JP (1) | JP2853232B2 (ja) |
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| AU7676894A (en) * | 1993-08-27 | 1995-03-21 | Government Of The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services, The | Convection-enhanced drug delivery |
| US5685305A (en) * | 1994-08-05 | 1997-11-11 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for MRI detection of abnormal blood flow |
| ATE539681T1 (de) * | 2001-01-30 | 2012-01-15 | R Christopher Decharms | Methoden für die physiologische überwachung, schulung und regulierung |
| US20050283053A1 (en) * | 2002-01-30 | 2005-12-22 | Decharms Richard C | Methods for physiological monitoring, training, exercise and regulation |
| US20020103429A1 (en) * | 2001-01-30 | 2002-08-01 | Decharms R. Christopher | Methods for physiological monitoring, training, exercise and regulation |
| US6717405B2 (en) | 2002-04-12 | 2004-04-06 | Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. | Arterial spin labeling using time varying gradients |
| US20040092809A1 (en) * | 2002-07-26 | 2004-05-13 | Neurion Inc. | Methods for measurement and analysis of brain activity |
| ATE343142T1 (de) | 2002-09-12 | 2006-11-15 | Brainlab Ag | Verteilungsbestimmung zur infusionsplanung |
| US20050033154A1 (en) * | 2003-06-03 | 2005-02-10 | Decharms Richard Christopher | Methods for measurement of magnetic resonance signal perturbations |
| CA2587522A1 (en) * | 2004-11-15 | 2006-05-26 | Christopher Decharms | Stimulation of neural tissue with light |
| JP5383036B2 (ja) * | 2007-12-28 | 2014-01-08 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| US20110028827A1 (en) * | 2009-07-28 | 2011-02-03 | Ranganatha Sitaram | Spatiotemporal pattern classification of brain states |
| GB2574250A (en) | 2018-05-31 | 2019-12-04 | Siemens Healthcare Ltd | A method for obtaining magnetic resonance imaging (MRI) echo-planar image (EPI) data |
| CN111142056B (zh) * | 2020-01-21 | 2022-03-04 | 奥泰医疗系统有限责任公司 | 平面回波二维空间选择性脉冲的校正方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0103372A3 (en) * | 1982-08-11 | 1986-05-07 | Picker International Limited | Nuclear magnetic resonance method and apparatus |
| 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 |
| 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 |
| US4777957A (en) * | 1985-06-14 | 1988-10-18 | General Electric Company | Method for measuring and imaging fluid flow |
| US4949042A (en) * | 1988-01-22 | 1990-08-14 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging system |
-
1990
- 1990-02-02 JP JP2023973A patent/JP2853232B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-01-29 US US07/647,563 patent/US5195524A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03228744A (ja) | 1991-10-09 |
| US5195524A (en) | 1993-03-23 |
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