JP3366398B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴イメージ
ング（以下、ＭＲＩという）装置による流体計測法に関
し、特に血管像と血管内の血流速分布を同時に表示する
ことができる流体計測表示法に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来よりＭＲＩ装置において血流像を取
得する方法としては、Lenz GW, Haacke EM, Masaryk T
J, et al : In-plane vasucular imaging : pulse sequ
ence design and stratery, Radiology 166:87, 1988に
記載されているように、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、血流すなわち血管部のみを抽出する方法が
一般に知られている。

【０００３】また血流速を計測する方法としては、Davi
d A Feinberg, Lawrence Crooks, John Hoenninger, et
al : Pulsatile Blood velocity in Human Arteries d
isplayed by Magnetic Resonance Imaging : Radiology
153:17 1984 に記載されているように、上流側で励起
した血液ボーラスを下流側で再度励起して信号を計測
し、２度の励起の時間間隔と血液ボーラスの移動距離か
ら流速を求める方法が一般に知られている。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】このような従来技術で
は、２次元血管像では血管形状に関する情報が得られ、
ボーラス像では血流速に関する情報が得られるが、逆に
２次元血管像では血管内の血流速に関する情報を、ボー
ラス像では血管形状に関する情報を得ることは困難であ
るという問題があった。

【０００５】この発明は、このような従来の問題点を解
決するためになされたもので、血管像と血流速の同時表
示を可能としたＭＲＩ装置における流体計測表示方法を
提供することを目的とする。

【０００６】

【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
る本発明のＭＲＩ装置は、被検体の所望の領域を核磁気
共鳴によって選択的に励起し、前記励起された領域から
核磁気共鳴信号を発生させ、検出する計測手段と、検出
した核磁気共鳴信号に画像再構成を含む各種演算を施す
信号処理手段と、前記計測手段を制御する制御手段と、
前記信号処理手段の処理結果である画像を表示する表示
手段とを備えたＭＲＩ装置において、前記制御手段は、
予め取得した前記被検体の2次元または3次元の血管像か
ら選択した所定の血管の一部を選択的に励起して血流ボ
ーラスを作成し、前記血流ボーラスからの信号を時系列
的に連続して計測する制御を行ない、前記信号処理手段
は、前記計測手段が計測した時系列のエコー信号から前
記血流ボーラスの1次元的位置変化を示す1次元投影像を
作成する手段、前記1次元投影像と前記2次元又は3次元
の血管像の血管走行から該当する血管に沿った血流速分
布を求める手段および、前記血流速分布を前記2次元又
は3次元の血管像に重ねて表示させる手段を備えたこと
を特徴とする。

【０００７】本発明のＭＲＩ装置において、計測手段
は、前記所定の血管と交差する第1の面を第1の高周波磁
場によって選択励起し、前記第1の面と直交し、前記所
定の血管を含む第2の面を第2の高周波磁場によって選択
励起して、前記血流ボーラスを作成してもよいし、第1
の面および第2の面をそれぞれ選択励起し、さらに第1お
よび第2の面と直交し、前記血管を含む第3の面を第3の
高周波磁場によって選択励起して、前記血流ボーラスを
作成してもよい。また計測手段は、所定の血管の一部を
選択励起した後、読み出し傾斜磁場を振幅の極性を反転
させながら印加して、前記血流ボーラスの速度による磁
化の位相変化が補正されたエコー信号を２個以上発生さ
せてもよいし、所定の血管の一部を選択励起し、読み出
し傾斜磁場を印加して１個のエコー信号を発生させる計
測を、第1の高周波磁場の印加による選択励起から前記
エコー信号の発生までの時間を変化させて繰り返すこと
により、複数のエコー信号を得てもよい。

【０００８】また本発明のＭＲＩ装置においては、計測
手段は、1次元投影像を得る計測を、そのリードアウト
(読み出し)傾斜磁場の方向を変えて繰返し、2又は３の
異なる方向についての1次元投影像を得てもよく、その
場合、これら複数の1次元投影画像と2次元または3次元
の血管像の血管走行から該当する血管に沿った血流速分
布を求める。計測手段における第1の高周波磁場の印加
のタイミングは、心電同期を用いて制御してもよく、こ
の場合、同一血管の同一領域に対する計測を複数繰返す
ことにより血流速分布の再現性を確認することができ、
また同一血管に対する励起位置を下流に徐々にシフトさ
せて計測し、広領域の血流速分布を得ることもできる。

【０００９】さらに本発明のＭＲＩ装置は、信号処理手
段が、さらに前記血流速分布における勾配から加速度を
求める手段と、選択された血管について加速度分布を表
示させる手段を備えたことを特徴とする。本発明のＭＲ
Ｉ装置において、表示手段は、前記血流速分布または加
速度分布を、スポットの粗密、スポットまたはストリー
クの経時的変化若しくは色または濃淡による諧調のいず
れかの表示によって表示してもよく、また血流速分布或
いは加速度分布が所定の閾値を超えたときに表示しても
よい。

【００１０】

【作用】２次元或いは３次元の血管像に重ねて、血流速
がスポットやストリークの移動或いは色調等の変化とい
う形で表示され、血管形状とその血管内の血流速を同時
に観察することができるので、閉塞などの疾患や疾患箇
所を速やかに診断することができる。

【００１１】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。本発明が適用される磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置は、その全体構成を図１９のブロック図
に示すように、静磁場を発生させるコイル１と、傾斜磁
場を発生する傾斜磁場発生部２と、高周波パルスの送信
及びＮＭＲ信号の検出をするプローブ３と、傾斜磁場の
電源４と、高周波パルスの送信及び信号の受信を行なう
送受信機５と、信号処理、装置のシーケンス制御等を行
なう中央処理装置（ＣＰＵ）６と、信号処理して得られ
た血管像や血流速のデータを画像として表示する表示部
７と、画像データや血流速データを収納する磁気ディス
ク及び磁気テープ等の記憶装置８とを備えている。

【００１２】静磁場発生用のコイル１は、被検体１０の
周りに任意の方向に均一な静磁場を発生させるもので、
被検体１の周りにある広がりをもった空間に永久磁石方
式又は常電導方式或いは超電導方式の磁場発生手段が配
置されている。傾斜磁場発生部２は、静磁場の方向及び
これと直角の２方向に沿って、磁場の強度にそれぞれ傾
斜をつけるための傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生する
３組のコイルを有している。これら傾斜磁場の制御、ま
た高周波パルスの制御は後述するパルスシーケンスに従
ってＣＰＵ６を介して行なわれる。プローブ３は高周波
パルスの送信用とＮＭＲ信号の検出用と別個に設けても
よいが、図では共用のプローブ３が示されている。

【００１３】ＣＰＵ６は、プローブ３で検出されたＮＭ
Ｒ信号をデジタル化した信号を入力し、フーリエ変換、
補正係数計算・像再構成等の処理を行い、任意断面の信
号強度分布或いは複数の信号に適当な演算を行って得ら
れた分布を画像化して表示部７に血管像として表示する
ようになっている。このような構成における本発明の流
体計測表示方法を、図面に示す実施例に基づき説明す
る。

【００１４】第１の実施例は、図２に示すように、平面
（ｘｚ平面とする）内を１本の血管１０１が走行してい
る場合について説明する。この流体計測表示方法では図
１に示すような２次元血管像１０２を得て、次に得られ
た２次元血管像から選択した所定の血管についての１次
元投影像１０３を得、この１次元投影像から求めた血流
速分布を２次元血管像に重ねて表示する（１０６）。

【００１５】まず２次元血管像１０２を得るための工程
を図５に示すパルスシーケンスに基づき説明する。励起
用の高周波パルス（ＲＦ）１１と磁場強度をｙ方向に傾
斜させる傾斜磁場Ｇｙ１２をパルス状に印加して、ｘｚ
平面を選択励起する。次に高周波パルス１１の印加後の
時刻ｔ0において、磁場強度をｘ方向に変化させる傾斜
磁場（エンコード）Ｇｘ１３をパルス状に印加する。こ
の傾斜磁場Ｇｘによって信号の位相にｘ方向の位置情報
を付与することができる。更に今度は磁場強度をｚ方向
に変化させるリードアウト傾斜磁場Ｇｚ１４をパルス状
にＴ時間印加する。

【００１６】高周波パルス１１の印加後の時刻ｔ1にお
いて、反転高周波パルス１５と傾斜磁場Ｇｙ１６をパル
ス状に印加して、ｘｚ平面を再度励起する。反転高周波
パルス１５の印加後の時刻ｔ2において、傾斜磁場Ｇｚ
１７を２Ｔ時間印加する。傾斜磁場Ｇｚ１７の印加から
Ｔ時間後にエコー信号Ｓ１８が発生する。ここで、磁気
回転比をγ、位置をｒ、速度をｖとするとき、信号Ｓの
ピーク時の位相変化は次式で表される。

【００１７】

【数１】

【００１８】式１において、速度ｖを含む項の積分は０
とならないので、この測定は血液の速度成分による位相
変化を強調した場合に相当する。以上の手順を繰返し時
間ＴＲでエンコード傾斜磁場Ｇｘの強度をステップ状に
変化させて計測を繰返し、信号列を得る。この信号列を
ＣＰＵ６においてフーリエ変換することにより２次元画
像に変換する。

【００１９】次に、リードアウト傾斜磁場Ｇｚの磁場波
形を変化させて同様の計測を行なう。即ち、まず高周波
パルス１１と傾斜磁場Ｇｙ１２をパルス状に印加して、
ｘｚ平面を選択励起する。次に高周波パルス１１の印加
後の時刻ｔ0において、エンコード傾斜磁場Ｇｘ１３を
パルス状に印加する。さらに傾斜磁場Ｇｚ１４をパルス
状にＴ時間印加し、振幅の極性を反転させて（１４’）
Ｔ時間印加する。高周波パルス１１の印加後の時刻ｔ1
において、反転高周波パルス１５と傾斜磁場Ｇｙをパル
ス状１２６に印加して、ｘｚ平面を再度励起する。反転
高周波パルス１５の印加後の時刻ｔ2'において、傾斜磁
場Ｇｚ１７’をＴ時間印加し、振幅の極性を反転させて
２Ｔ時間印加する。傾斜磁場Ｇｚ１７’の印加から２Ｔ
時間後にエコー信号Ｓ１８が発生する。この場合の信号
Ｓ１８のピーク時の位相変化は次式で表される。

【００２０】

【数２】

【００２１】式２において速度ｖを含む項の積分は０と
なるので、この測定は血液の速度成分による位相変化を
補正した場合に相当する。以上の手順を繰返し時間ＴＲ
でエンコード傾斜磁場Ｇｘの強度をステップ状に変化さ
せて計測を繰返し、信号列を得る。この信号列をＣＰＵ
６においてフーリエ変換することにより２次元画像に変
換する。ここで、先に取得した画像との差分をとると、
式１及び式２における信号成分の違いにより、静止部分
は相殺され血液即ち血管像が得られる。

【００２２】このように得られた２次元血管像は、記憶
装置８或いはＣＰＵ６の作業領域に一時格納され、次の
段階として図４に示すような血管内の血液ボーラス１０
４の１次元投影像１０３を取得する。このため、図６に
示すパルスシーケンスに従って励起用の高周波パルス２
１と磁場強度をｚ方向に傾斜させる傾斜磁場Ｇｚ２２と
をパルス状に印加して、図３に示すように血管１０１と
交差する面Ａを選択励起する。次に高周波パルス２１の
印加後の時刻ｔ0において、反転高周波パルス２３と磁
場強度をｙ方向に傾斜させる傾斜磁場Ｇｙ２４とをパル
ス状に印加して、高周波パルス２１によって励起した面
Ａと直交し、血管を含む面Ｂを選択励起する。

【００２３】このように選択励起した血液ボーラスにリ
ードアウト傾斜磁場を印加することにより、エコー信号
を発生させる。ここでエコー信号が発生する領域は、図
３に示すように高周波パルス２１と高周波パルス２３に
よってそれぞれ励起された面の交差する部分で、最初こ
の位置にあった流体は時間の経過に伴い、流れの方向に
移動する。この場合、リードアウト傾斜磁場Ｇｚの振幅
の極性を反転させることにより、血液の速度成分による
位相変化を強調した信号と血液の速度成分による位相変
化を補正した信号とを発生させることができる。

【００２４】即ち、高周波パルス２３の印加後に時刻ｔ
1において、磁場強度Ｚ方向に変化させるリードアウト
傾斜磁場Ｇｚ２５をＴ時間印加する。以後２Ｔ時間ごと
に振幅の極性、つまり傾斜の向きを反転させながら傾斜
磁場の反転を繰返す。この間リードアウト傾斜磁場Ｇｚ
の傾斜と印加時間の積の総和量が０となるごとにエコー
信号Ｓ1、Ｓ2が発生する。図６中、リードアウト傾斜磁
場Ｇｚが正の期間中のエコー信号をＳ1、負の期間のエ
コー信号をＳ2で示している。

【００２５】ここで最初の信号Ｓ1（２７）のピーク時
の位相変化は、次式で表され、

【００２６】

【数３】

【００２７】式中速度ｖを含む項の積分は０〜２Ｔ区間
で０とならないので、血液の速度成分による位相変化を
強調した場合に相当する。またその次に発生する信号Ｓ
2（２８）のピーク時の位相変化は、次式で表され、

【００２８】

【数４】

【００２９】式中速度ｖを含む項の積分は０〜４Ｔ区間
で０となるので、血液の速度成分による位相変化を補正
した場合に相当する。この関係は、以後発生するすべて
の信号Ｓ1、Ｓ2について成り立ち、速度の影響を強調し
た信号と速度の影響を補正した信号が交互に発生する。
ここで信号Ｓ2は４Ｔ間隔で発生するので、速度に関す
る情報を４Ｔ間隔で追跡することができることになる。
得られた信号列Ｓ2は、ＣＰＵ６でフーリエ変化するこ
とにより１次元投影像に変換される。

【００３０】図４に１次元投影像１０３を示す。静止部
分１０５に対してボーラス１０４が、時間の経過に従っ
て移動していくことがわかる。第１の励起から最初の信
号Ｓ2が発生するまでにｔ1＋４Ｔ時間経過しているた
め、ボーラスは静止部分に対して位置ｒ1に移動する。
２番目に発生する信号Ｓ2は最初の信号発生から更に４
Ｔ時間経過しているため、最初位置ｒ1にあったボーラ
スは位置ｒ2まで移動する。以下同様に４Ｔ時間ごとの
ボーラスの移動状態がわかる。

【００３１】次に、ＣＰＵ６は以上のように１次元投影
像として得られたボーラスの経時変化を先に得られた２
次元血管像に対応づけることにより血管内の速度分布を
求める。ここで得られたボーラスはｘ方向への投影像と
なっているので、このボーラス投影像は、図１に示すよ
うに２次元血管像のｘ座標に対応づけることができ、ボ
ーラス１０４の位置ｒ1、ｒ2、・・・ｒnは、血管像の
位置ｒ1'、ｒ2'、・・・ｒn'に対応する。また血管像に
おける経路をｌ1、ｌ2、・・・ｌn-1とすると、前述の
とおりｒ1、ｒ2、・・・ｒn間の時間間隔は４Ｔである
から、各区間における平均流速は

【００３２】

【数５】

【００３３】より求めることができる。また各区間にお
ける速度分布が求められれば、速度変化から

【００３４】

【数６】

【００３５】により加速度分布を求めることができる。
このように２次元血管像と血流速分布或いは加速度分布
を対応づけた後、２次元血管像上で血流速分布或いは加
速度分布を表示装置７に表示する。図７はその表示の１
例を示すもので、ボーラス１０６の位置ｒ1'、ｒ2'、・
・・ｒn'をスポットとしてそのまま２次元血管像１０１
上にプロットしたものである。この表示では、速度分布
の状態はスポットの粗密によりわかり、スポットの粗な
領域の流速は速く、密な領域の流速は遅いことがわか
る。

【００３６】図８に他の表示例を示す。これは図１にお
ける点ｒ1'、ｒ2'、・・・ｒn'をスポットで（同図
（ａ）及び（ｂ））、或いは図１における経路ｌ1、ｌ
2、・・・ｌn-1をストリークで（同図（ｃ））それぞれ
シネ表示したものである。図８（ａ）の表示では、スポ
ットの移動により速度分布がわかり、図８（ｂ）ではス
ポットの移動に加えて、粗密からも速度分布がわかる。

【００３７】図９は、流速に応じてスポット或いはスト
リークを、色或いは濃淡によって階調表示する例を示し
たものであり、例えば同図（ａ）では低速を青、高速を
赤くすることにより色の分布で速度分布を表示してい
る。また同図（ｂ）では低速を淡く、高速を濃く表示す
ることにより濃淡で速度分布を表示している。更に同図
（ｃ）は、閾値によって表示範囲を設定するものであ
る。例えば加速度に閾値を設定し、閾値以上の加速があ
る領域を表示するようにすると、血管像の状態と合せ
て、そこに速度が急激に変化するような原因、例えば閉
塞などを確定することが可能である。以上の速度分布の
表示方法は組合わせることにより、更に有効に利用する
ことができる。

【００３８】ところで、第１の実施例として上述した流
体計測表示方法においては、関心領域であるｘｚ平面に
１本の血管が走行しているときには有効であるが、図１
０に示すように２本以上の血管を同時に表示する場合や
図１５に示すように血管が極端に曲って走行している場
合に対応できない場合がある。例えば、図１１に示すよ
うに２本の血管についてのｘ方向（或いはｚ方向）への
１つの１次元投影像のみから血管上の位置を確定するこ
とは困難である。また図１６に示すような曲った血管の
ｘ方向への１次元投影像では、異なる時刻におけるボー
ラス位置ｒｚ１、ｒｚ２が同一場所にあるので、ボーラ
スは移動していないように見えてしまい、血管上の位置
を確定することは困難である。このような場合には、以
下に述べるように２方向の１次元投影像を取得すること
により、複数本或いは曲った血管について２次元血管像
と血流速分布像との合成画像を得ることができる。

【００３９】この第２の実施例では、まず第１の実施例
と同様に２次元血管像を得た後、血流速を求める計測を
行う際に、図６に示すパルスシーケンスにおいてリード
アウト傾斜磁場の印加する方向を変えて２度の計測を行
なう。即ち、まず励起用の高周波パルス２１と磁場強度
を傾斜磁場Ｇｚ２２とをパルス状に印加して選択励起
し、更に高周波パルス２１の印加後の時刻ｔ0におい
て、反転高周波パルス２３と傾斜磁場Ｇｙ２４とをパル
ス状に印加して、高周波パルス２１によって励起した面
Ａと直交し、血管を含む面Ｂを選択励起する。

【００４０】次に、選択励起した血液ボーラスにリード
アウト傾斜磁場を印加することによりエコー信号を得る
が、第１回の計測ではリードアウト傾斜磁場Ｇｚ２５を
ｚ方向に印加して、速度による位相の補正されたエコー
信号Ｓ2の列を得てｘ方向への１次元投影像を得る。再
び、互いに直交する高周波パルス２１、２３を印加し
て、その領域の血管を選択励起して血液ボーラスを作成
し、今度はリードアウト傾斜磁場Ｇｘ２５をｘ方向に印
加して、速度による位相の補正されたエコー信号Ｓ2の
列を得てｚ方向への１次元投影像を得る。図１１に２本
の血管１０７、１０８についての２次元血管像１０２と
２つの１次元投影像１０３の関係を示す。ここで血管１
０７及び血管１０８における各ボーラス１０４のｘ方向
への投影位置をｒｘ1、ｒｘ2とし、ｚ方向への投影位置
ｒｚ1、ｒｚ2とする。

【００４１】いずれか１つの１次元投影像から血管の位
置を確定することは困難であるが、ｘ方向及びｚ方向の
１次元投影像の位置が、血管像上で交差する点を求める
ことにより、各血管像上のボーラスの位置ｒ1、ｒ2を特
定することができる。従って同一平面内に２本の血管が
平行して走行しているような場合にも、血管の走行路が
わかっていれば、互に直交する２方向の１次元投影像か
らボーラスの位置を正確に求めることができる。図面で
は２本の血管像を示したが、この方法はそれ以上の血管
が走行している場合にも有効であり、複数本の血管につ
いて同時表示することも一部の血管のみを表示すること
も可能である。

【００４２】同様に図１５に示すように血管が極端に曲
っている場合には、互に直交する２方向について１次元
投影像を取得する。図１６に２次元血管像０２と２つの
１次元投影像１０３の関係を示す。ここで時刻１のｘ方
向への投影像におけるボーラスの位置をｒｘ１とし、ｚ
方向へのボーラスの位置をｒｚ１とし、時刻２のｘ方向
への投影像におけるボーラスの位置をｒｘ２とし、ｚ方
向へのボーラスの位置をｒｚ２とする。

【００４３】１次元投影像においてｘ方向から見ると、
ｒｚ１、ｒｚ２が同一場所にあるとすれば、ボーラスは
移動していないように見える。しかしながらｚ方向から
見ると、時刻１から時刻２の間は血管はｚ方向に走行
し、ボーラスの移動距離はｒｘ１−ｒｘ２であることが
わかる。従って血管が極端に曲って走行しているような
場合にも、互に直交する２方向の１次元投影像から時刻
１及び時刻２におけるボーラスの位置ｒ１、ｒ２を正確
に求めることができる。

【００４４】次に第３の実施例としてｘｚ平面内に複数
の血管が走行し、そこから特定の血管を選択する場合を
考える。この場合にも２次元投影像を取得する方法は前
述の方法と同様であるが、１次元投影像は、図１２に示
すように互に直交する３つの面を順次選択励起すること
により、特定の選択された血管のボーラスのみを励起
し、エコー信号列を得ることにより取得する。この実施
例における１次元投影像のための計測のシーケンスを図
１４に示す。

【００４５】このシーケンスでは、まず励起用高周波パ
ルス３１と磁場強度をｚ方向に傾斜させる傾斜磁場Ｇｚ
３２をパルス状に印加して血管と交差する面Ａを選択励
起する。次に高周波パルス３１の印加後の時刻ｔ0にお
いて、反転高周波パルス３３と磁場強度をｙ方向に傾斜
させる傾斜磁場Ｇｙ３４をパルス状に印加して、高周波
パルス３１によって励起した面Ａと直交し、該当する血
管を含む面Ｂを選択励起する。更に高周波パルス３３の
印加後の時刻ｔ1において、反転高周波パルス３５と磁
場強度ｘ方向に傾斜させる傾斜磁場Ｇｘ３６をパルス状
に印加して、面Ａ及び面Ｂと互に直交し、該当する血管
を含む面Ｃを選択励起する。

【００４６】高周波パルス３３の印加後に時刻ｔ2にお
いて、リードアウト傾斜磁場Ｇｚ３７をＴ時間印加す
る、以後２Ｔ時間ごとに振幅の極性、つまり傾斜の向き
を反転させながら傾斜磁場Ｇｚの反転を繰返す。この間
リードアウト傾斜磁場Ｇｚの傾斜と印加時間の積の総和
量が０となるごとにエコー信号が発生する。得られた信
号列は、ＣＰＵ６においてフーリエ変換により１次元投
影像に変換される。ここでは図１３に示すようにボーラ
ス１０４のみのｘ方向の１次元投影像１０３が得られ
る。尚、リードアウト傾斜磁場として傾斜磁場Ｇｚ３７
の代りに、ｘ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｘ
３８を印加すればｚ方向の１次元投影像を得ることがで
きる。このようにして得られた１次元投影像は選択され
た血管の２次元血管像上に図８〜図９のように表示させ
ることができる。

【００４７】この方法では、３方向の選択励起すること
により任意の点に信号発生領域を限定できるので、複雑
な血管走行系においても任意の血管を選択することがで
きる。尚、以上述べた実施例では、血流速を得る第２の
工程において、複数のエコー信号を得るためにリードア
ウト傾斜磁場の振幅の極性を反転させて印加し連続的に
エコー信号を計測する場合について説明したが、高周波
パルス印加からリードアウト傾斜磁場を印加するまでの
時間を変えて複数回の計測を繰り返し、複数のエコー信
号を計測するようにしてもよい。

【００４８】第４の実施例として、このような場合のパ
ルスシーケンスを図１７に示した。まず高周波パルス５
１と磁場強度をｚ方向に傾斜させる傾斜磁場Ｇｚ５２を
パルス状に印加して、血管と交差する面Ａを選択励起す
る。次に高周波パルス５１の印加後の時刻ｔ0におい
て、反転高周波パルス５３と磁場強度をｙ方向に傾斜さ
せる傾斜磁場Ｇｙ５４をパルス状に印加して、高周波パ
ルス５１によって励起した面と直交し、血管を含む面Ｂ
を選択励起する。高周波パルス５３の印加後の時刻ｔ1
において、磁場強度ｚ方向に変化させるリードアウト傾
斜磁場ＧｚをＴ時間印加し、続いて極性を反転し２Ｔ時
間印加し、再び極性を反転させて２Ｔ時間印加する。傾
斜磁場Ｇｚの印加から４Ｔ後にエコー信号Ｓが発生す
る。これは第１の実施例における信号Ｓ2に相当し、血
液の速度成分による位相変化を補正した場合に相当す
る。

【００４９】高周波パルス５１の印加からエコー信号Ｓ
発生までの時間をＴＥとすると、ボーラスの移動距離は
ＴＥに依存する。従って、ＴＥを変化させながら計測を
繰返し、個々のエコー信号をフーリエ変換すれば、第１
の実施例と同様な１次元投影像が得られる。ＴＥを変化
させるには、リードアウト傾斜磁場の印加タイミング、
即ちｔ1を変化させればよい。

【００５０】このようにして得られた１次元投影像から
血流速或いは加速度分布を求め、２次元血管像と重ねて
表示することは第１の実施例と同様である。次に第５の
実施例として、心電同期に合せて励起を繰り返し計測す
る方法について説明する。一般にボーラスの信号強度は
横緩和により減衰するので、長い経路にわたってボーラ
スを観察するには、励起を繰返すことにより信号強度を
維持させることが有効である。この繰り返しの際、心電
同期に合せて第１の高周波磁場の印加のタイミングを制
御する。

【００５１】このように励起を繰り返して計測する場合
であって、血液の流れの方向に沿って励起する面を移動
させていく場合について図１８を参照して説明する。こ
の場合も第１の実施例と同様に血管１０１の２次元血管
像１０２を取得する。次に血管１０１についてボーラス
の１次元投影像を取得するが、この際、心電同期を用い
て図１８に示すように励起する面を下流へど移動させて
１次元投影像を取得する。即ち、まず、心電波形から決
定される所定のタイミングからディレイ時間ｔ1で面Ａ
１を励起し、図６のパルスシーケンスを用いてエコー信
号を計測する。次にディレイ時間ｔ2で面Ａ２を励起し
エコー信号を計測する。更にデイレイ時間ｔ3で面Ａ３
を励起しエコー信号を計測する。このようにして得られ
た信号を計測順に並べると、ディレイ時間０から考えて
時間的に連続した信号となっており、広領域の血流速分
布を得ることができる。しかもこれらの信号は、その都
度励起を繰り返すことにより得られるので、信号強度が
維持されている。

【００５２】図１８の例では、同一血管について励起す
る面を下流に徐々にシフトさせて計測したが、心電同期
を用いて計測する場合に同一血管の同一領域に対する計
測を複数繰返してもよく、この場合、血流速分布の再現
性を確認することができる。この心電同期は、その他、
第２、第４の実施例のシーケンスのように、複数の計測
を繰り返す場合にも、適用することができる。

【００５３】以上の第１〜第５の実施例では、第１の工
程で取得する血管像として２次元血管像を取得する場合
について説明したが、本発明では血管像が３次元血管像
であってもよく、この場合、第２の工程において取得す
る１次元投影像は前述したようなｘ方向或いはｘ及びｚ
方向についての投影像のみならず、ｘ方向、ｙ方向及び
ｚ方向の３方向についての投影像を求めるようにしても
よい。そのためには、血液ボーラスの選択励起後のリー
ドアウト傾斜磁場を傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚに順次変
えて３回の計測を行い、それぞれの計測においてエコー
信号列を得、これをフーリエ変換して各方向への１次元
投影像を求めればよい。

【００５４】このように求められた３組の１次元投影像
から血流速分布或いは加速度分布を求め、３次元血管像
と対応づけて表示することは上記実施例と同様である。

【００５５】

【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、本発
明の流体計測表示法によれば、サブトランクション法に
よって得られた２次元或いは３次元血管像と、血流速測
定法によって求められた血流速分布或いは加速度分布と
を対応づけて、血管像上に血流速分布或いは加速度分布
を表示させるようにしたので、血管形状の情報と血流速
分布を同時に知ることができるという顕著な効果を奏す
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の流体計測表示法における２次元血管
像と１次元投影像との重ね合わせを示す図。

【図２】 本発明の流体計測表示法における２次元血管
像の取得方法を説明するための血管の模式図。

【図３】 本発明の流体計測表示法における１次元投影
像の取得方法の一実施例を説明するための血管の模式
図。

【図４】 １次元投影像を示す図。

【図５】 本発明の流体計測表示法における２次元血管
像を取得するためのパルスシーケンスを示す図。

【図６】 本発明の流体計測表示法における１次元投影
像を取得するためのパルスシーケンスの一実施例を示す
図。

【図７】 本発明の流体計測表示法における２次元血管
像の表示の一実施例を示す図。

【図８】 （ａ）、（ｂ）及び（ｃ）はそれぞれ本発明
の流体計測表示法における血流速分布のシネ表示を示す
図。

【図９】 本発明の流体計測表示法におけるしきい値を
用いた血流速の表示方法を示す図。

【図１０】 ２次元血管像を示す図。

【図１１】 図１０の２次元血管像と１次元投影像との
重ね合わせを示す図。

【図１２】 本発明の流体計測表示法における１次元投
影像の取得方法の他の実施例を説明するための血管の模
式図。

【図１３】 １次元投影像を示す図。

【図１４】 図１３の１次元投影像を取得するためのパ
ルスシーケンスを示す図。

【図１５】 ２次元血管像を示す図。

【図１６】 図１５の２次元血管像と１次元投影像との
重ね合わせを示す図。

【図１７】 本発明の流体計測表示法における１次元投
影像を取得するためのパルスシーケンスの他の実施例を
示す図。

【図１８】 本発明の流体計測表示法において心電同期
を用いて計測する方法を説明するための図。

【図１９】 本発明の流体計測表示法が適用されるＭＲ
Ｉ装置の全体構成図。

【符号の説明】

６・・・・・・ＣＰＵ １０１、１０７、１０８・・・・・・血管 １０２・・・・・・２次元血管像 １０３・・・・・・１次元投影像 １０４・・・・・・血液ボーラスの投影像 １０６・・・・・・２次元血管像にマッピングした血液ボーラ
ス Ａ・・・・・・第１の面 Ｂ・・・・・・第２の面 Ｃ・・・・・・第３の面

フロントページの続き (72)発明者 武田 隆三郎 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株式会社 日立メディコ内 (72)発明者 近藤 昭二 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株式会社 日立メディコ内 (56)参考文献 特開 昭62−49216（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−117746（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−317142（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−236045（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−151945（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−64343（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−53532（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−288143（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−3865（ＪＰ，Ａ) 米国特許5133357（ＵＳ，Ａ) 米国特許5233298（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055 G01R 33/20

Claims (9)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体の所望の領域を核磁気共鳴によって
   選択的に励起し、前記励起された領域から核磁気共鳴信
   号を発生させ、検出する計測手段と、検出した核磁気共
   鳴信号に画像再構成を含む各種演算を施す信号処理手段
   と、前記計測手段を制御する制御手段と、前記信号処理
   手段の処理結果である画像を表示する表示手段とを備え
   たＭＲＩ装置において、 前記制御手段は、予め取得した前記被検体の2次元また
   は3次元の血管像から選択した所定の血管の一部を選択
   的に励起して血流ボーラスを作成し、前記血流ボーラス
   からの信号を時系列的に連続して計測する制御を行な
   い、 前記信号処理手段は、前記計測手段が計測した時系列の
   エコー信号から前記血流ボーラスの1次元的位置変化を
   示す1次元投影像を作成する手段、前記1次元投影像と前
   記2次元又は3次元の血管像の血管走行から該当する血管
   に沿った血流速分布を求める手段および、前記血流速分
   布を前記2次元又は3次元の血管像に重ねて表示させる手
   段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 【請求項２】前記計測手段は、 前記所定の血管と交差する第1の面を第1の高周波磁場に
   よって選択励起し、前記第1の面と直交し、前記所定の
   血管を含む第2の面を第2の高周波磁場によって選択励起
   して、前記血流ボーラスを作成する、または前記所定の
   血管と交差する第1の面を第1の高周波磁場によって選択
   励起し、前記第1の面と直交し、前記所定の血管を含む
   面を第2の高周波磁場によって選択励起し、さらに第1お
   よび第2の面と直交し、前記血管を含む第3の面を第3の
   高周波磁場によって選択励起して、前記血流ボーラスを
   作成することを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
3. 【請求項３】前記計測手段は、所定の血管の一部を選択
   励起した後、読み出し傾斜磁場を振幅の極性を反転させ
   ながら印加して、前記血流ボーラスの速度による磁化の
   位相変化が補正されたエコー信号を２個以上発生させる
   ことを特徴とする請求項１または２に記載のＭＲＩ装
   置。
4. 【請求項４】前記計測手段は、所定の血管の一部を選択
   励起し、読み出し傾斜磁場を印加して１個のエコー信号
   を発生させる計測を、第1の高周波磁場の印加による選
   択励起から前記エコー信号の発生までの時間を変化させ
   て繰り返すことにより、複数のエコー信号を得ることを
   特徴とする請求項１または２に記載のＭＲＩ装置。
5. 【請求項５】前記計測手段は、複数のエコー信号を計測
   するに際し、読み出し傾斜磁場として前記血管内を流れ
   る血流と平行な方向の傾斜磁場を用いた第1の計測と、
   前記血流を横切る方向の傾斜磁場を用いた第2の計測と
   を行ない、 前記信号処理手段は、前記第1および第2の計測でそれぞ
   れ得られた複数のエコー信号から第1および第2の1次元
   投影画像を形成し、これら第1および第2の1次元投影画
   像と前記血管像の血管走行から該当する血管に沿った血
   流速分布を求めることを特徴とする請求項１〜４のいず
   れか1項記載のＭＲＩ装置。
6. 【請求項６】前記計測手段は、複数のエコー信号を計測
   するに際し、読み出し傾斜磁場として前記血管内を流れ
   る血流と平行な方向の傾斜磁場を用いた第1の計測と、
   前記血流を横切る方向の傾斜磁場を用いた第2の計測
   と、第1および第2の計測における読み出し傾斜磁場のい
   ずれにも直交する方向の傾斜磁場を用いた第3の計測と
   を行ない、 前記信号処理手段は、前記第1、第2および第3の計測で
   それぞれ得られた複数のエコー信号から第1、第2および
   第3の1次元投影画像を形成し、これら第1、第2および第
   3の1次元投影画像と前記血管像の血管走行から該当する
   血管に沿った血流速分布を求めることを特徴とする請求
   項１〜４のいずれか1項記載のＭＲＩ装置。
7. 【請求項７】 前記信号処理手段は、さらに前記血流速分
   布における勾配から加速度を求める手段と、選択された
   血管について加速度分布を表示させる手段を備えたこと
   を特徴とする請求項１ないし６いずれか1項記載のＭＲ
   Ｉ装置。
8. 【請求項８】 前記表示手段は、前記血流速分布または加
   速度分布を、スポットの粗密、スポットまたはストリー
   クの経時的変化若しくは色または濃淡による諧調のいず
   れかの表示によって表示することを特徴とする請求項１
   ないし７いずれか1項記載のＭＲＩ装置。
9. 【請求項９】 前記信号処理手段は、血流速および／又は
   加速度について閾値を設定する手段と、求めた血流速お
   よび／加速度が前記閾値を超えたか否かを判断する判断
   手段とを備え、前期血流速分布或いは加速度分布が設定
   した閾値を超えたときに表示させることを特徴とする請
   求項１ないし８いずれか1項記載のＭＲＩ装置。