JPH01135340A - Ｎｍｒにより身体内の体積素の運動を表示する装置 - Google Patents
Ｎｍｒにより身体内の体積素の運動を表示する装置Info
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- JPH01135340A JPH01135340A JP63258342A JP25834288A JPH01135340A JP H01135340 A JPH01135340 A JP H01135340A JP 63258342 A JP63258342 A JP 63258342A JP 25834288 A JP25834288 A JP 25834288A JP H01135340 A JPH01135340 A JP H01135340A
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- 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
- G01R33/54—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
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56341—Diffusion imaging
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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
【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）により身体内の体積素
の運動を表示する方法に関するものである。本発明は、
特に、医学において不可欠な診断手段であるＮＭＲイメ
ージングに応用することができる。
の運動を表示する方法に関するものである。本発明は、
特に、医学において不可欠な診断手段であるＮＭＲイメ
ージングに応用することができる。
従来の技術
公知のＮＭＲイメージング法がヨーロッパ特許出願第８
６４０１４２３．８号に記載されている。この方法にお
いては、検査している身体の粒子の磁気モーメントの格
子−緩和時間Ｔ、とスピン−スピン緩和時間Ｔ２を知る
ことによって標準画像を表示するだけでは、健康な細胞
をその近くの癌細胞と区別したり病変を同定したりする
ことが必ずしもできないことが説明されている。区別が
よりはっきりとできるよう、表示された組織の分子の拡
散係数の分布を測定して表示することが提案された。
６４０１４２３．８号に記載されている。この方法にお
いては、検査している身体の粒子の磁気モーメントの格
子−緩和時間Ｔ、とスピン−スピン緩和時間Ｔ２を知る
ことによって標準画像を表示するだけでは、健康な細胞
をその近くの癌細胞と区別したり病変を同定したりする
ことが必ずしもできないことが説明されている。区別が
よりはっきりとできるよう、表示された組織の分子の拡
散係数の分布を測定して表示することが提案された。
この発明を展開し完成させる際に、分子の拡散係数を明
らかにするこの方法を用いたのでは１つの画像を区別し
てこの画像の計算を行うのに必要とされる問題の体積要
素内の分子の全体的な運動が考慮されてしまうことがわ
かった。これら体積要素を体積素（ｖｏ×ｅｌ） と
呼ぶ。実際、集団運動、例えば血液の分子の運動がある
と微小循環が発生し、この微小循環と検査している組織
の分子の拡散の特徴とが混じり合ってしまう。
らかにするこの方法を用いたのでは１つの画像を区別し
てこの画像の計算を行うのに必要とされる問題の体積要
素内の分子の全体的な運動が考慮されてしまうことがわ
かった。これら体積要素を体積素（ｖｏ×ｅｌ） と
呼ぶ。実際、集団運動、例えば血液の分子の運動がある
と微小循環が発生し、この微小循環と検査している組織
の分子の拡散の特徴とが混じり合ってしまう。
上記の特許出願には、測定の特徴を変えて画像の測定を
繰り返し、第１回目の測定の終わりに得られた結果を第
２回目の測定の終わりに得られた結果と比較することに
より、２つの画像を表示できることが示されている。こ
の２つの画像を用いることにより、組織の血液の潅流係
数とは独立に分子の拡散係数を表示できる。逆のことも
また同様に可能である。
繰り返し、第１回目の測定の終わりに得られた結果を第
２回目の測定の終わりに得られた結果と比較することに
より、２つの画像を表示できることが示されている。こ
の２つの画像を用いることにより、組織の血液の潅流係
数とは独立に分子の拡散係数を表示できる。逆のことも
また同様に可能である。
実際には、第１の測定には、ＮＭＲ測定を行っている身
体をラジオ周波数で励起する２つの励起シリーズが含ま
れる。第１のシリーズはほとんど拡散しないシリーズと
呼ばれ、第２のシリーズは拡散シリーズと呼ばれている
。第２の測定には第３のラジオ周波数励起シリーズだけ
が含まれる。
体をラジオ周波数で励起する２つの励起シリーズが含ま
れる。第１のシリーズはほとんど拡散しないシリーズと
呼ばれ、第２のシリーズは拡散シリーズと呼ばれている
。第２の測定には第３のラジオ周波数励起シリーズだけ
が含まれる。
このシリーズもやはり拡散シリーズと呼ばれているが、
第２の励起シリーズの分子拡散感応特性とは異なる分子
拡散感応特性を有する。実際、第２の測定では、はとん
ど拡散しない励起シリーズを繰り返す必要がない。さら
に詳しく説明すると、１つのラジオ周波数励起シリーズ
には一連の励起／測定シーケンスが含まれる。各シーケ
ンスでは、検査される身体が励起され、励起後に、この
励起によって得られるＮＭＲ信号が測定される。励起中
は、空間コード化磁場を付加的に身体に加えて測定され
た信号をコード化する。このコード化された信号をデコ
ードすることによって、画像の各画素に割り当てる輝度
の値を直接に表す情報を導出する。イメージング法はこ
のようなコード化／デコード操作からなる。コード化操
作は勾配磁場パルスを用いて実行する。上記の特許出願
に記載されている好ましいイメージング法は２ＤＦＴ法
である。上記特許出願の発明の要点は、測定のためのシ
ーケンスの全シリーズの全シーケンスの継続時間が同じ
になっている点である。
第２の励起シリーズの分子拡散感応特性とは異なる分子
拡散感応特性を有する。実際、第２の測定では、はとん
ど拡散しない励起シリーズを繰り返す必要がない。さら
に詳しく説明すると、１つのラジオ周波数励起シリーズ
には一連の励起／測定シーケンスが含まれる。各シーケ
ンスでは、検査される身体が励起され、励起後に、この
励起によって得られるＮＭＲ信号が測定される。励起中
は、空間コード化磁場を付加的に身体に加えて測定され
た信号をコード化する。このコード化された信号をデコ
ードすることによって、画像の各画素に割り当てる輝度
の値を直接に表す情報を導出する。イメージング法はこ
のようなコード化／デコード操作からなる。コード化操
作は勾配磁場パルスを用いて実行する。上記の特許出願
に記載されている好ましいイメージング法は２ＤＦＴ法
である。上記特許出願の発明の要点は、測定のためのシ
ーケンスの全シリーズの全シーケンスの継続時間が同じ
になっている点である。
励起−測定シーケンスでは、励起によって発生するＮＭ
Ｒ信号が、励起後に測定を行う前に極めてすみやかに減
衰する、すなわち補助コード化磁場を画像化領域に効果
的に加える前に減衰することが知られている。この減衰
は、検査する身体内での配向磁場の不均一性に起因する
。この不均一性によって、空間内に分布している様々な
粒子から放射されるＮＭＲ信号の位相が対応して分散す
る。スピンエコーパルスト呼ハレる励起パルスを印加す
ることによってこの位相の分散を反転させるのが一般的
である。この励起パルスは１８０°パルスとも呼ばれる
。というのは、このパルスによって画像化する粒子の磁
気モーメントの方向が１８０°反転するからである。最
初の励起とこの励起用１８０°パルスの印加の時間間隔
の２倍の期間が経過すると信号が復活するため、この信
号を測定することが可能になる。一般には、このタイプ
の各励起−測定シーケンスは次の励起−測定シーケンス
と４００〜１０００ミリ秒（繰り返し時間）離れている
。
Ｒ信号が、励起後に測定を行う前に極めてすみやかに減
衰する、すなわち補助コード化磁場を画像化領域に効果
的に加える前に減衰することが知られている。この減衰
は、検査する身体内での配向磁場の不均一性に起因する
。この不均一性によって、空間内に分布している様々な
粒子から放射されるＮＭＲ信号の位相が対応して分散す
る。スピンエコーパルスト呼ハレる励起パルスを印加す
ることによってこの位相の分散を反転させるのが一般的
である。この励起パルスは１８０°パルスとも呼ばれる
。というのは、このパルスによって画像化する粒子の磁
気モーメントの方向が１８０°反転するからである。最
初の励起とこの励起用１８０°パルスの印加の時間間隔
の２倍の期間が経過すると信号が復活するため、この信
号を測定することが可能になる。一般には、このタイプ
の各励起−測定シーケンスは次の励起−測定シーケンス
と４００〜１０００ミリ秒（繰り返し時間）離れている
。
各励起シリーズの励起−測定シーケンスの数が多くなる
ほど、表示される画像の精細度が向上する。結局、各シ
リーズが終了したときに決定される画像は、画像の獲得
にかける時間が長（なるほどより精密になる。３つの励
起シリーズを得る必要があるため、患者がこのタイプの
ＮＭＲ励起を実施されている全時間は、このタイプの測
定にしては長くなりすぎる可能性がある。この測定に要
する時間は約２０分である。一般に、測定時間に関する
問題を解決するために現在利用されている励起方法はＳ
ＳＦＰ （定常状態自由歳差）法と呼ばれている方法で
ある。この方法では、１つの励起と次の励起を時間的に
非常に接纒させて起こし、励起間の時間間隔に応じて身
体の分・子の磁気モーメントを各励起ごとに比較的小さ
な角度倒す。
ほど、表示される画像の精細度が向上する。結局、各シ
リーズが終了したときに決定される画像は、画像の獲得
にかける時間が長（なるほどより精密になる。３つの励
起シリーズを得る必要があるため、患者がこのタイプの
ＮＭＲ励起を実施されている全時間は、このタイプの測
定にしては長くなりすぎる可能性がある。この測定に要
する時間は約２０分である。一般に、測定時間に関する
問題を解決するために現在利用されている励起方法はＳ
ＳＦＰ （定常状態自由歳差）法と呼ばれている方法で
ある。この方法では、１つの励起と次の励起を時間的に
非常に接纒させて起こし、励起間の時間間隔に応じて身
体の分・子の磁気モーメントを各励起ごとに比較的小さ
な角度倒す。
１８０°スピンエコー励起パルスが使用されていないに
もかかわらず、この方法によって、自由歳差信号のエコ
ーからなる複合ＮＭＲ信号が復活することが知られてい
る。復活した信号は、測定可能なＮＭＲ信号として利用
することができる。エルンスト角として知られる転倒角
度に対応するラジオ周波数のパルスを選択すると、粒子
の磁気モーメントの縦磁化Ｍ、とこれら磁気モーメント
の横磁化ＭＸ、の間で動的平衡状態が生じることがわか
っている。エルンスト角の値は、シーケンスの励起パル
スの繰り返しの程度と表示しようとする粒子のスピン−
格子緩和時間の平均値との関数である。
もかかわらず、この方法によって、自由歳差信号のエコ
ーからなる複合ＮＭＲ信号が復活することが知られてい
る。復活した信号は、測定可能なＮＭＲ信号として利用
することができる。エルンスト角として知られる転倒角
度に対応するラジオ周波数のパルスを選択すると、粒子
の磁気モーメントの縦磁化Ｍ、とこれら磁気モーメント
の横磁化ＭＸ、の間で動的平衡状態が生じることがわか
っている。エルンスト角の値は、シーケンスの励起パル
スの繰り返しの程度と表示しようとする粒子のスピン−
格子緩和時間の平均値との関数である。
勾配パルスが印加されないときには、起こる現象は単純
である。しかし、画像を得るためには、空間コード化パ
ルスを各シーケンスの間を通じて印加し、ＮＭＲ信号中
の異なる粒子の寄与を区別する必要がある。横磁化ＭＸ
ｙの動的平衡は、各パルスを印加するときに横磁化の位
相を再び揃えることによって達成されることが知られて
いる。位相を再び揃えるには、位相シフトの原点で勾配
の方向を反転させ、各シーケンスが終了したときに画像
コード化勾配に起因する位相シフトの効果を相殺させる
とよい。位相をこのように再び揃えることによってＮＭ
Ｒ信号が再生することは、「勾配エコー」と呼ばれてい
る。位相をシフトさせる／位相を再び揃えるという方法
は、イメージング装置の磁場中の異なる地点に位置する
不動粒子にのみ関係する。
である。しかし、画像を得るためには、空間コード化パ
ルスを各シーケンスの間を通じて印加し、ＮＭＲ信号中
の異なる粒子の寄与を区別する必要がある。横磁化ＭＸ
ｙの動的平衡は、各パルスを印加するときに横磁化の位
相を再び揃えることによって達成されることが知られて
いる。位相を再び揃えるには、位相シフトの原点で勾配
の方向を反転させ、各シーケンスが終了したときに画像
コード化勾配に起因する位相シフトの効果を相殺させる
とよい。位相をこのように再び揃えることによってＮＭ
Ｒ信号が再生することは、「勾配エコー」と呼ばれてい
る。位相をシフトさせる／位相を再び揃えるという方法
は、イメージング装置の磁場中の異なる地点に位置する
不動粒子にのみ関係する。
多数の励起パルスを印加した後に動的平衡が達成される
と考えることができる。この場合、ＮＭＲ信号は、各パ
ルスのあとで小さくなり、各パルスの前で再び大きくな
るのが観察される。ＮＭＲ信号の低下は標準シーケンス
の自由歳差信号と等価であると考えることができる。Ｎ
ＭＲ信号の再上昇はスピンエコー信号と等価であると考
えることができる。ＮＭＲ信号は、シーケンス内でこの
再上昇信号を測定する時刻を早めることによって測定す
ることができる。この操作は、ＮＭＲ信号のうちで自由
歳差信号に関係する成分を位相シフトによって消す補助
勾配パルスを印加することにより実現される。従って、
補助勾配パルスの効果は、第１に、原因に応じて読み出
される信号を分離できること、すなわち自由歳差信号か
らの信号と再上昇信号からの信号を分離できることであ
る。
と考えることができる。この場合、ＮＭＲ信号は、各パ
ルスのあとで小さくなり、各パルスの前で再び大きくな
るのが観察される。ＮＭＲ信号の低下は標準シーケンス
の自由歳差信号と等価であると考えることができる。Ｎ
ＭＲ信号の再上昇はスピンエコー信号と等価であると考
えることができる。ＮＭＲ信号は、シーケンス内でこの
再上昇信号を測定する時刻を早めることによって測定す
ることができる。この操作は、ＮＭＲ信号のうちで自由
歳差信号に関係する成分を位相シフトによって消す補助
勾配パルスを印加することにより実現される。従って、
補助勾配パルスの効果は、第１に、原因に応じて読み出
される信号を分離できること、すなわち自由歳差信号か
らの信号と再上昇信号からの信号を分離できることであ
る。
補助勾配パルスの第２の効果は、励起−読み出しシーケ
ンス中で読み出しが行われる期間を早めて、励起パルス
が印加されたその瞬間にはＮＭＲ信号の読み出しがなさ
れないようにすることである。
ンス中で読み出しが行われる期間を早めて、励起パルス
が印加されたその瞬間にはＮＭＲ信号の読み出しがなさ
れないようにすることである。
課題を解決するための手段
本発明では、ＳＳＦＰタイプの高速法が存在しているこ
とを利用して、仮想分子拡散の画像生成させるか、また
は、もう−度励起シＩＪ−ズを繰り返すことによって本
当の分子拡散と微小循環の画像を生成させている。原則
として、ＳＳＦＰタイプの方法はこのような画像に対し
ては勧められない。というのは、分子拡散効果に対する
ＮＭＲ信号の感度を大きくするには強力な拡散勾配パル
スを印加する、すなわち振幅が大きく持続時間が長いパ
ルスを印加する必要があるからである。ところで、ＳＳ
ＦＰシーケンスでは、シーケンス自体が短時間であるた
めにこれらパルスが印加されている時間は短い必要があ
る。しかし、本発明の本質は、自由歳差成分を消し、し
かもシーケンスが拡散と微小循環に対して感度をもつよ
うにできる拡散勾配パルスを用いてＳＳＦＰシーケンス
を繰り返す点にある。この拡散勾配パルスは、第２シリ
ーズでは第１シリーズと異なっている。一方、異なるシ
ーケンスシリーズに対しては、同じ励起−読出しの特徴
（特に、繰り返し時間を同じにする）と、イメージング
の特徴（同じ精細度である、すなわちシーケンスのシリ
ーズ内に同数のシーケンスがある似た画像を表示するこ
とを目標とすることが好ましい）が保持される。拡散勾
配パルスの統合効果が実際に現れ、その結果、不思議な
ことに極めて高レベルの感度が得られることがわかった
。
とを利用して、仮想分子拡散の画像生成させるか、また
は、もう−度励起シＩＪ−ズを繰り返すことによって本
当の分子拡散と微小循環の画像を生成させている。原則
として、ＳＳＦＰタイプの方法はこのような画像に対し
ては勧められない。というのは、分子拡散効果に対する
ＮＭＲ信号の感度を大きくするには強力な拡散勾配パル
スを印加する、すなわち振幅が大きく持続時間が長いパ
ルスを印加する必要があるからである。ところで、ＳＳ
ＦＰシーケンスでは、シーケンス自体が短時間であるた
めにこれらパルスが印加されている時間は短い必要があ
る。しかし、本発明の本質は、自由歳差成分を消し、し
かもシーケンスが拡散と微小循環に対して感度をもつよ
うにできる拡散勾配パルスを用いてＳＳＦＰシーケンス
を繰り返す点にある。この拡散勾配パルスは、第２シリ
ーズでは第１シリーズと異なっている。一方、異なるシ
ーケンスシリーズに対しては、同じ励起−読出しの特徴
（特に、繰り返し時間を同じにする）と、イメージング
の特徴（同じ精細度である、すなわちシーケンスのシリ
ーズ内に同数のシーケンスがある似た画像を表示するこ
とを目標とすることが好ましい）が保持される。拡散勾
配パルスの統合効果が実際に現れ、その結果、不思議な
ことに極めて高レベルの感度が得られることがわかった
。
従って、本発明によれば、ＮＭＲにより身体内の体積素
の運動を表示する方法であって、ａ）検査する身体を配
向磁場内に入れ、ｂ）画像コード化勾配磁場の存在下で
、第１シリーズのＳＳＦＰタイプのラジオ周波数の電磁
波励起シーケンスを身体に印加し、 Ｃ）身体が応答して第１シリーズの各シーケンスの終了
時に発生する磁気共鳴信号を測定し、この測定結果から
標準画像と呼ばれる第１の画像の特徴を導出し、 ｄ）画像コード化勾配磁場と第１の感応化勾配磁場の存
在下で、第１シリーズのシーケンスと同じ特徴を有する
第２シリーズのＳＳＦＰタイプのラジオ周波数の電磁波
励起シーケンスを身体に印加し、 ｅ）身体が応答して第２シリーズの各シーケンスの終了
時に発生する磁気共鳴信号を測定し、この測定結果から
感応化画像と呼ばれる第２の画像の特徴を導出し、 ｆ）標準画像と呼ばれる第１の画像の特徴と感応化画像
と呼ばれる第２の画像の特徴を比較することによって身
体内の体積素の運動に対応する第３の画像の特徴を導出
する段階を含むことを特徴とする方法が提供される。
の運動を表示する方法であって、ａ）検査する身体を配
向磁場内に入れ、ｂ）画像コード化勾配磁場の存在下で
、第１シリーズのＳＳＦＰタイプのラジオ周波数の電磁
波励起シーケンスを身体に印加し、 Ｃ）身体が応答して第１シリーズの各シーケンスの終了
時に発生する磁気共鳴信号を測定し、この測定結果から
標準画像と呼ばれる第１の画像の特徴を導出し、 ｄ）画像コード化勾配磁場と第１の感応化勾配磁場の存
在下で、第１シリーズのシーケンスと同じ特徴を有する
第２シリーズのＳＳＦＰタイプのラジオ周波数の電磁波
励起シーケンスを身体に印加し、 ｅ）身体が応答して第２シリーズの各シーケンスの終了
時に発生する磁気共鳴信号を測定し、この測定結果から
感応化画像と呼ばれる第２の画像の特徴を導出し、 ｆ）標準画像と呼ばれる第１の画像の特徴と感応化画像
と呼ばれる第２の画像の特徴を比較することによって身
体内の体積素の運動に対応する第３の画像の特徴を導出
する段階を含むことを特徴とする方法が提供される。
本発明は、以下の説明と添付の図面によってさらによく
理解できよう。なお、図面は単に実施例を示したもので
あって、本発明を限定することはない。
理解できよう。なお、図面は単に実施例を示したもので
あって、本発明を限定することはない。
実施例
第１図は、本発明の方法を実施するのに使用されるＮＭ
Ｒ装置の図である。この装置は、身体２に均一で強力な
磁場Ｂ０を印加するためにコイル１として表された手段
を備えている。この装置はさらに、このように位置決め
された身体に勾配磁場シーケンスの存在下でＳＳＦＰタ
イプの励起シーケンス（第２ｂ図、第２Ｃ図）を印加す
るための発振器３とコイル４を備えている。コイル４は
、ラジオ周波数用のコイルと勾配磁場用のコイルを表す
。この装置はまた、ＮＭＲ信号を受信するためにコイル
４に接続された受信手段５と、発振器３からの命令（Ｃ
＋、Ｃ２と表示）によって実行される２回の測定にそれ
ぞれ関係する第１の画像である標準画像１１と第２の画
像である感応化画像Ｉ２を計算して記憶する手段６とを
備えている。
Ｒ装置の図である。この装置は、身体２に均一で強力な
磁場Ｂ０を印加するためにコイル１として表された手段
を備えている。この装置はさらに、このように位置決め
された身体に勾配磁場シーケンスの存在下でＳＳＦＰタ
イプの励起シーケンス（第２ｂ図、第２Ｃ図）を印加す
るための発振器３とコイル４を備えている。コイル４は
、ラジオ周波数用のコイルと勾配磁場用のコイルを表す
。この装置はまた、ＮＭＲ信号を受信するためにコイル
４に接続された受信手段５と、発振器３からの命令（Ｃ
＋、Ｃ２と表示）によって実行される２回の測定にそれ
ぞれ関係する第１の画像である標準画像１１と第２の画
像である感応化画像Ｉ２を計算して記憶する手段６とを
備えている。
処理回路７は、画像の各画素に与えられるＮＭＲ信号の
値の比の対数を計算することによって画像１１、Ｉ２を
画素ごとに比較する。
値の比の対数を計算することによって画像１１、Ｉ２を
画素ごとに比較する。
次に、処理回路７は体積素の運動を表す第３の画像！３
を発生させる。この第３の画像においては、画像化され
る断面内の身体２０２つの領域８．９が分子拡散および
／または潅流の値に関して異なる応答をする。これら２
つの領域は、従来のＮＭＲ画像であれば同じ応答をした
であろう。画像１１〜Ｉ３は表示装置５０に表示するこ
とができる。
を発生させる。この第３の画像においては、画像化され
る断面内の身体２０２つの領域８．９が分子拡散および
／または潅流の値に関して異なる応答をする。これら２
つの領域は、従来のＮＭＲ画像であれば同じ応答をした
であろう。画像１１〜Ｉ３は表示装置５０に表示するこ
とができる。
画像■１またはＩ２を計算する方法は従来と同様である
。−例を挙げると、手段６で用いられるイメージング法
は、２Ｄ法、好ましくは２ＤＦＴ法と呼ばれる方法であ
る。現在のところ、この２ＤＦＴイメージング法を用い
ると最高品質の画像が得られる。２Ｄイメージング法で
は、いわゆる選択勾配磁場の存在下で印加されるラジオ
周波数励起手段によって１つの断面だけが同時に励起さ
れる。
。−例を挙げると、手段６で用いられるイメージング法
は、２Ｄ法、好ましくは２ＤＦＴ法と呼ばれる方法であ
る。現在のところ、この２ＤＦＴイメージング法を用い
ると最高品質の画像が得られる。２Ｄイメージング法で
は、いわゆる選択勾配磁場の存在下で印加されるラジオ
周波数励起手段によって１つの断面だけが同時に励起さ
れる。
そこで、説明を簡単にするために、第１図において選択
勾配磁場をＺ軸の方向にして断面を選択する（ＸＹ平面
）。２ＤＦＴ（または３ＤＦＴ）イメージング法の原理
は、獲得される様々な信号の位相をコード化することで
ある。この操作は、１つ（または複数）のいわゆる位相
シフト勾配パルスにより実現される。この位相シフト勾
配の軸線は、方向が一定である読み出し勾配と垂直であ
る。
勾配磁場をＺ軸の方向にして断面を選択する（ＸＹ平面
）。２ＤＦＴ（または３ＤＦＴ）イメージング法の原理
は、獲得される様々な信号の位相をコード化することで
ある。この操作は、１つ（または複数）のいわゆる位相
シフト勾配パルスにより実現される。この位相シフト勾
配の軸線は、方向が一定である読み出し勾配と垂直であ
る。
例えば、ある１つの断面に対して、読み出し勾配を勾配
Ｘにし、位相シフト勾配を勾配Ｙにすることができる。
Ｘにし、位相シフト勾配を勾配Ｙにすることができる。
画像は二次元フーリエ変換によって再構成することが可
能である。これが方法の名称の由来である。ここでは本
発明を２ＤＦＴタイプのイメージング法について記述し
たが、本発明は別のイメージング法にも適用することが
できる。
能である。これが方法の名称の由来である。ここでは本
発明を２ＤＦＴタイプのイメージング法について記述し
たが、本発明は別のイメージング法にも適用することが
できる。
特に、一般化により上記の方法から演繰することのでき
るａＤＦＴタイプの方法に本発明を適用することが可能
である。
るａＤＦＴタイプの方法に本発明を適用することが可能
である。
本発明の場合、ラジオ周波数の励起は５ＳＦＴタイプで
ある。この励起が第２ａ図に示されている。この図面は
、励起パルスと、励起パルスに対する応答に対応するＮ
ＭＲ信号とを表している。
ある。この励起が第２ａ図に示されている。この図面は
、励起パルスと、励起パルスに対する応答に対応するＮ
ＭＲ信号とを表している。
５ＳＦＴタイプの方法では、身体内の粒子の磁気モーメ
ントの方向を所定の角度α転倒させる励起Ｅに対して縦
磁化Ｍ２と横磁化ＭＮｙの間の動的平衡が得られる。転
倒角度は、身体の粒子の格子−緩和時間Ｔ、と、異なる
励起の間の繰り返し時間ＴＲとによって決まる。角度α
が正確に調整されているならば、２つのＮＭＲ信号Ｓと
、第１の信号である歳差信号１０と、第２の信号である
いわゆる再上昇信号１１とが存在していることが観察さ
れる。あるシーケンスでは、再上昇信号１１が次のシー
ケンスの励起パルス１２を印加する直前に現れている。
ントの方向を所定の角度α転倒させる励起Ｅに対して縦
磁化Ｍ２と横磁化ＭＮｙの間の動的平衡が得られる。転
倒角度は、身体の粒子の格子−緩和時間Ｔ、と、異なる
励起の間の繰り返し時間ＴＲとによって決まる。角度α
が正確に調整されているならば、２つのＮＭＲ信号Ｓと
、第１の信号である歳差信号１０と、第２の信号である
いわゆる再上昇信号１１とが存在していることが観察さ
れる。あるシーケンスでは、再上昇信号１１が次のシー
ケンスの励起パルス１２を印加する直前に現れている。
この再上昇信号１１は歳差信号１０よりも弱い。
というのは、配向磁場Ｂ０の不均一性の複合効果と、化
学シフトやスピン−スピン緩和時間’ｒ２に起因する歳
差運動の速度の差の効果とがあるからである。
学シフトやスピン−スピン緩和時間’ｒ２に起因する歳
差運動の速度の差の効果とがあるからである。
第２ｂ図と第２Ｃ図は、本発明の方法の特別な態様を示
す図である。２つのシーケンスシリーズの各シーケンス
（周期ＴＲ＞において、断面選択コード化勾配パルス１
４の存在下で励起パルス１３が印加される。一般に、選
択パルス１４のあとにはＮＭＲ信号の位相を再び揃える
ためのパルス１５が続く。位相が再び揃う状態は、この
選択パルス１４の持続時間によって決まる位相シフトに
関係している。断面を選択した直後に、位相コード化勾
配パルス１６をその断面に印加する。この位相コード化
勾配パルスの値はシーケンスごとに異なる。このような
わけで、位相コード化勾配パルス１６には斜め向きの矢
印が表示されている。ＮＭＲ信号を取り出したいときに
読み出しコード化勾配パルス１７を印加する。読み出し
の後、次の励起パルス１８が以前と同じ条件のもとて粒
子に印加されるよう、各パルス１４〜１７を同じ軸にお
いてそれぞれ勾配パルス１９〜２２を用いて相殺する。
す図である。２つのシーケンスシリーズの各シーケンス
（周期ＴＲ＞において、断面選択コード化勾配パルス１
４の存在下で励起パルス１３が印加される。一般に、選
択パルス１４のあとにはＮＭＲ信号の位相を再び揃える
ためのパルス１５が続く。位相が再び揃う状態は、この
選択パルス１４の持続時間によって決まる位相シフトに
関係している。断面を選択した直後に、位相コード化勾
配パルス１６をその断面に印加する。この位相コード化
勾配パルスの値はシーケンスごとに異なる。このような
わけで、位相コード化勾配パルス１６には斜め向きの矢
印が表示されている。ＮＭＲ信号を取り出したいときに
読み出しコード化勾配パルス１７を印加する。読み出し
の後、次の励起パルス１８が以前と同じ条件のもとて粒
子に印加されるよう、各パルス１４〜１７を同じ軸にお
いてそれぞれ勾配パルス１９〜２２を用いて相殺する。
もしこのように簡単な操作を行うならば、ＮＭＲ信号の
再上昇１１、従ってその読み出しは、励起パルス１８の
直前に実施しなくてはならないであろう。パルス２３を
読み出しの前に読み出し軸に印加することにより、自由
歳差に関するＮＭＲ信号の位相を分散させるとともに、
再上昇信号Ｓを効果的に測定することのできる瞬間をシ
ーケンス内で利用可能な時刻Ｔにまで早めることが可能
であることが知られている。
再上昇１１、従ってその読み出しは、励起パルス１８の
直前に実施しなくてはならないであろう。パルス２３を
読み出しの前に読み出し軸に印加することにより、自由
歳差に関するＮＭＲ信号の位相を分散させるとともに、
再上昇信号Ｓを効果的に測定することのできる瞬間をシ
ーケンス内で利用可能な時刻Ｔにまで早めることが可能
であることが知られている。
本発明では（第２Ｃ図）、ラジオ周波数の励起と測定が
、第２のシーケンスシリーズを通じて特徴を同じにして
繰り返される。シーケンス中には分散パルス２３の効率
が向上する。例えば、強度０１期間ｄの補助勾配パルス
２４が読み出し軸に印加される。第２ｂ図のシーケンス
シリーズが終わったときに第１の画像である標準画像■
、を標準的な方法で計算しく第３図）、さらに、同じ条
件で、第２Ｃ図のシーケンスが終わったときに第２の画
像であるいわゆる感応化画像■２を計算するならば、（
各画素に割り当てられる輝度の比の対数を計算すること
によって）画像の画素を１つずつ比較することにより、
内部体積素の運動を表す第３の画像Ｉ３を導出すること
ができる。体積素の運動に比例してＮＭＲ信号Ｓ１の振
幅を小さくする効果を有する補助勾配パルスＧ−ｄは、
この５ＳＦＴタイプのシーケンスでは従来のスピンエコ
ー法で印加される等価な勾配パルス（Ｇ−ｄ）よりもは
るかに効果的であることがわかる。実際、同じ結果を得
るためには、先はど説明した従来の方法においては、拡
散勾配パルスの持続時間としてここで選択することので
きる持続時間よりもはるかに長い持続時間ｄ° を選択
する必要がある。実際には、先に説明した従来の方法で
使用されるスピンエコーシーケンスは繰り返し時間（Ｔ
Ｒ）が約５００〜１０００ミリ秒であるのに対し、ＳＳ
ＦＰタイプのシーケンスの周期ＴＲは最大で約１００ミ
リ秒である。このタイプのシーケンスで印加することの
できる拡散勾配パルスと分散勾配パルスはその持続時間
のために効果が１０分の１であるはずなのに、実際には
４倍も効果が大きい。本発明では、得られたＮＭＲ信号
が読み出される時刻Ｔを変えないことによって、不思議
なことにパルス２４の効率をはるかに大きくできること
がわかった。
、第２のシーケンスシリーズを通じて特徴を同じにして
繰り返される。シーケンス中には分散パルス２３の効率
が向上する。例えば、強度０１期間ｄの補助勾配パルス
２４が読み出し軸に印加される。第２ｂ図のシーケンス
シリーズが終わったときに第１の画像である標準画像■
、を標準的な方法で計算しく第３図）、さらに、同じ条
件で、第２Ｃ図のシーケンスが終わったときに第２の画
像であるいわゆる感応化画像■２を計算するならば、（
各画素に割り当てられる輝度の比の対数を計算すること
によって）画像の画素を１つずつ比較することにより、
内部体積素の運動を表す第３の画像Ｉ３を導出すること
ができる。体積素の運動に比例してＮＭＲ信号Ｓ１の振
幅を小さくする効果を有する補助勾配パルスＧ−ｄは、
この５ＳＦＴタイプのシーケンスでは従来のスピンエコ
ー法で印加される等価な勾配パルス（Ｇ−ｄ）よりもは
るかに効果的であることがわかる。実際、同じ結果を得
るためには、先はど説明した従来の方法においては、拡
散勾配パルスの持続時間としてここで選択することので
きる持続時間よりもはるかに長い持続時間ｄ° を選択
する必要がある。実際には、先に説明した従来の方法で
使用されるスピンエコーシーケンスは繰り返し時間（Ｔ
Ｒ）が約５００〜１０００ミリ秒であるのに対し、ＳＳ
ＦＰタイプのシーケンスの周期ＴＲは最大で約１００ミ
リ秒である。このタイプのシーケンスで印加することの
できる拡散勾配パルスと分散勾配パルスはその持続時間
のために効果が１０分の１であるはずなのに、実際には
４倍も効果が大きい。本発明では、得られたＮＭＲ信号
が読み出される時刻Ｔを変えないことによって、不思議
なことにパルス２４の効率をはるかに大きくできること
がわかった。
同じ条件で標準スピンエコーシーケンスに印加すること
ができると思われるパルスの効率よりも本来ならば低い
はずのパルス２４の効率がこのようにはるかに高いこと
は、粒子の磁気モーメントのＮＭＲ信号（このＮＭＲ信
号のエコーは励起シーケンスによって発生する）の位相
シフトが合わさったことに原因が求められる。説明を簡
単化すると、５ＳＦＴタイプのシーケンスで測定された
信号Ｓは自由歳差信号の多数のエコーの寄与が合わさっ
た結果であると仮定することができる。すると、（例え
ば、歳差運動によってコヒーレント信号に対する位相が
反対にされた磁気モーメントのみを各励起操作の前に転
倒させるために）励起パルスを印加するにあたって特別
の時刻を選択するのであれば、身体内の固定粒子に対し
ては勾配パルス２４の効果はパルス２３の効果のように
一回おきに反対になり、結局、この勾配パルス２４は相
殺効果しかもたない。これとは逆に、シーケンスが変わ
ったときに身体内で運動している粒子に対しては位相シ
フトの相殺は起こらない。この結果、これら運動粒子の
再上昇信号に対する寄与は消える。
ができると思われるパルスの効率よりも本来ならば低い
はずのパルス２４の効率がこのようにはるかに高いこと
は、粒子の磁気モーメントのＮＭＲ信号（このＮＭＲ信
号のエコーは励起シーケンスによって発生する）の位相
シフトが合わさったことに原因が求められる。説明を簡
単化すると、５ＳＦＴタイプのシーケンスで測定された
信号Ｓは自由歳差信号の多数のエコーの寄与が合わさっ
た結果であると仮定することができる。すると、（例え
ば、歳差運動によってコヒーレント信号に対する位相が
反対にされた磁気モーメントのみを各励起操作の前に転
倒させるために）励起パルスを印加するにあたって特別
の時刻を選択するのであれば、身体内の固定粒子に対し
ては勾配パルス２４の効果はパルス２３の効果のように
一回おきに反対になり、結局、この勾配パルス２４は相
殺効果しかもたない。これとは逆に、シーケンスが変わ
ったときに身体内で運動している粒子に対しては位相シ
フトの相殺は起こらない。この結果、これら運動粒子の
再上昇信号に対する寄与は消える。
すなわち、再上昇信号は運動粒子の数が多くなるほど小
さくなる。
さくなる。
５ＳＦＴタイプのシーケンスは従来タイプのシーケンス
が終了したときに使用することのできる信号のＳ／Ｎ比
よりも小さいＳ／Ｎ比のＮＭＲ信号を発生させる（なぜ
なら、測定時間も短いからである）にもかかわらずこの
５ＳＦＴタイプのシーケンス中の補助パルス２４の効率
は１０倍に向上していることを考慮すると、体積素の運
動を表す第３の画像Ｉ、を得るにあたって区別をはっき
りとさせるのに必要な計算を行うことによってさらによ
い結果が得られる。
が終了したときに使用することのできる信号のＳ／Ｎ比
よりも小さいＳ／Ｎ比のＮＭＲ信号を発生させる（なぜ
なら、測定時間も短いからである）にもかかわらずこの
５ＳＦＴタイプのシーケンス中の補助パルス２４の効率
は１０倍に向上していることを考慮すると、体積素の運
動を表す第３の画像Ｉ、を得るにあたって区別をはっき
りとさせるのに必要な計算を行うことによってさらによ
い結果が得られる。
第３図は、本発明の好ましい実施態様を示す図である。
実際には、約１００ミリ秒の繰り返し時間にして、標準
画像■１と感応化画像Ｉ２をそれぞれ１分に近い時間で
獲得することができる。Ｎ Ｍ Ｒ装置で検査される患
者の忍耐がこの段階ではそれほど要求されることがない
ため、やはり約１分間継続する第３のシーケンスシリー
ズを、勾配Ｇおよび／または補助勾配パルス２４の持続
時間ｄの値 ゛を変えることによって開始させることが
できる。
画像■１と感応化画像Ｉ２をそれぞれ１分に近い時間で
獲得することができる。Ｎ Ｍ Ｒ装置で検査される患
者の忍耐がこの段階ではそれほど要求されることがない
ため、やはり約１分間継続する第３のシーケンスシリー
ズを、勾配Ｇおよび／または補助勾配パルス２４の持続
時間ｄの値 ゛を変えることによって開始させることが
できる。
やはり感応化画像と呼ばれる第４の画像■４を獲得する
条件がＧ゛とｄｏであり、他の獲得条件（イメージング
法）は画像Ｉ、と■２の獲得条件と同じであると仮定す
る。この第３のシリーズで受信するＮＭＲ信号は３１１
と呼ばれる。画像１１を画像Ｉ２と比較したのと同じよ
うにして処理回路７で画像工、を画像Ｉ、と比較するこ
とにより、体積素の運動を表す別の画像■、を生成させ
ることが可能である。原則として、この画像■５を用い
ると、画像化する断面において体積素の運動の特徴が互
いに異なる身体の２つの領域８．９０間の区別をつける
ことができる。次に、第３の画像Ｉ３を画素ごとに第５
の画像■５と比較することにより、励起された各体積素
の分子拡散の本当の特徴を表す第６の画像Ｉ６および／
または検査している組織内の潅流を表す画像Ｉ７を計算
することができる。従来の技術において先はど説明した
ように、この第２回目の比較により２つの未知数を有す
る連立方程式に対する解を見出すことができる。実際、
（第３と第６の画像のそれぞれにおいて画素ごとに得ら
れる）分子拡散の２つの仮想係数ＡＤＣとＡＤＣ’
は、 と書くことができる。
条件がＧ゛とｄｏであり、他の獲得条件（イメージング
法）は画像Ｉ、と■２の獲得条件と同じであると仮定す
る。この第３のシリーズで受信するＮＭＲ信号は３１１
と呼ばれる。画像１１を画像Ｉ２と比較したのと同じよ
うにして処理回路７で画像工、を画像Ｉ、と比較するこ
とにより、体積素の運動を表す別の画像■、を生成させ
ることが可能である。原則として、この画像■５を用い
ると、画像化する断面において体積素の運動の特徴が互
いに異なる身体の２つの領域８．９０間の区別をつける
ことができる。次に、第３の画像Ｉ３を画素ごとに第５
の画像■５と比較することにより、励起された各体積素
の分子拡散の本当の特徴を表す第６の画像Ｉ６および／
または検査している組織内の潅流を表す画像Ｉ７を計算
することができる。従来の技術において先はど説明した
ように、この第２回目の比較により２つの未知数を有す
る連立方程式に対する解を見出すことができる。実際、
（第３と第６の画像のそれぞれにおいて画素ごとに得ら
れる）分子拡散の２つの仮想係数ＡＤＣとＡＤＣ’
は、 と書くことができる。
この式において、Ｄは身体内の体積素の内側の本当の分
子拡散係数であり、ｆはこの体積素のうちでこの体積素
内を流れる流体（血液）によって満たされている割合で
ある。ＦｏとＦｌ （またはＦｏｌ）は微小循環に起
因する減衰係数であり、それぞれ、信号Ｓ。とＳ、（ま
たはＳｏｌ）が測定される否拡散シーケンスと拡散シー
ケンスに関係している。さらに、ｂｏとす、（またはｂ
゛１）は、使用される勾配シーケンスに依存した係数で
ある。先に説明した特許出願には、係数Ｆ。ＳＦＩ、Ｆ
ｌ、をいかにして計算するかが記載されている。特に、
Ｆａはほぼ１であり、従って従来のシーケンス中ではほ
とんど無視できる効果しかもたないことが示されている
。ここではそれが第２ｂ図に示されたシーケンスである
。さらに、Ｓｌと３＋１を発生させるために付加する勾
配パルスが十分に効果的であるならば、ＦｌとＦｌｌは
ほぼゼロであると考えることができる。このようになる
と計算が著しく簡単になり、ＡＤＣとＡＤＣ’ の式
は、ＡＤＣ＝Ｄ （ｌｏｇ （１ｆ））／（ｂ＋
ｂｏ）ＡＤＣ’ ＝Ｄ −（ｌｏｇ （１−ｆ））／
（ｂ’ ＋−ｂｏ）となる。
子拡散係数であり、ｆはこの体積素のうちでこの体積素
内を流れる流体（血液）によって満たされている割合で
ある。ＦｏとＦｌ （またはＦｏｌ）は微小循環に起
因する減衰係数であり、それぞれ、信号Ｓ。とＳ、（ま
たはＳｏｌ）が測定される否拡散シーケンスと拡散シー
ケンスに関係している。さらに、ｂｏとす、（またはｂ
゛１）は、使用される勾配シーケンスに依存した係数で
ある。先に説明した特許出願には、係数Ｆ。ＳＦＩ、Ｆ
ｌ、をいかにして計算するかが記載されている。特に、
Ｆａはほぼ１であり、従って従来のシーケンス中ではほ
とんど無視できる効果しかもたないことが示されている
。ここではそれが第２ｂ図に示されたシーケンスである
。さらに、Ｓｌと３＋１を発生させるために付加する勾
配パルスが十分に効果的であるならば、ＦｌとＦｌｌは
ほぼゼロであると考えることができる。このようになる
と計算が著しく簡単になり、ＡＤＣとＡＤＣ’ の式
は、ＡＤＣ＝Ｄ （ｌｏｇ （１ｆ））／（ｂ＋
ｂｏ）ＡＤＣ’ ＝Ｄ −（ｌｏｇ （１−ｆ））／
（ｂ’ ＋−ｂｏ）となる。
ＡＤＣとＡＤＣ’ のこの式は、実際には２つの未知
数りとｆを含んでいる。これら２つの未知数は、このよ
うにして構成された連立方程式を解くことによって見出
すことができる。まず、Ｄとｌｏｇ （１−ｆ）を求め
る。次に、ｌｏｇ （１−ｆ）からｆがわかる。第３の
画像Ｉ３は係数ＡＤＣを表し、第５の画像Ｉｓは係数Ａ
ＤＣ”を表す。画像Ｉ２と１４を計算するための異なる
ｂｌとｂ″１がわかると、この連立方程式を解（ことが
できる。従って、実際に各体積素の本当の拡散情報りと
潅流情報ｆを分離するためには、３つのシーケンスが必
要とされる。この比較（連立方程式の解を求めること）
は、比較手段７を用いて実行することもできる。
数りとｆを含んでいる。これら２つの未知数は、このよ
うにして構成された連立方程式を解くことによって見出
すことができる。まず、Ｄとｌｏｇ （１−ｆ）を求め
る。次に、ｌｏｇ （１−ｆ）からｆがわかる。第３の
画像Ｉ３は係数ＡＤＣを表し、第５の画像Ｉｓは係数Ａ
ＤＣ”を表す。画像Ｉ２と１４を計算するための異なる
ｂｌとｂ″１がわかると、この連立方程式を解（ことが
できる。従って、実際に各体積素の本当の拡散情報りと
潅流情報ｆを分離するためには、３つのシーケンスが必
要とされる。この比較（連立方程式の解を求めること）
は、比較手段７を用いて実行することもできる。
その場合、この比較手段７は標準的な処理ユニットを備
えていることが好ましい。
えていることが好ましい。
感応化シーケンスではＦｌとＦ“１がゼロであることか
ら出発すると、 Ｄ＝ （ｔｏｇ （ｓ＋／ｓ’＋） ） ／ （ｂ’＋
−ｂ＋）と書くことができる。この結果、第２と第４の
感応化画像を直接比較することにより、純粋な拡散を表
す第６の画像を決定することができる。直接得られたこ
の第６の画像を体積素の運動を表す第３の画像と比較す
ることにより、純粋な潅流を表す第７の画像を決定する
ことができる。第４図にこの方法が示されている。
ら出発すると、 Ｄ＝ （ｔｏｇ （ｓ＋／ｓ’＋） ） ／ （ｂ’＋
−ｂ＋）と書くことができる。この結果、第２と第４の
感応化画像を直接比較することにより、純粋な拡散を表
す第６の画像を決定することができる。直接得られたこ
の第６の画像を体積素の運動を表す第３の画像と比較す
ることにより、純粋な潅流を表す第７の画像を決定する
ことができる。第４図にこの方法が示されている。
第１図は、本発明の方法を実施するためのＮＭＲイメー
ジング装置の図である。 第２ａ図は、本発明の方法で使用される励起信号とＮＭ
Ｒ信号のダイムチヤードである。 第２ｂ図と第２Ｃ図は、本発明の方法で使用さ−れる勾
配磁場信号のタイムチャートである。 第３図は、本発明の方法の好ましい実施態様を実現する
ために行う測定のフローチャートである。 第４図は、本発明の方法の好ましい別の実施態様を実現
するために行う測定のフローチャートである。 （主な参照番号） １・・コイル、 ２・・身体、３・・発振器
、 ４・・コイル、５・・受信手段、 ６・・画像計算・記憶手段、
ジング装置の図である。 第２ａ図は、本発明の方法で使用される励起信号とＮＭ
Ｒ信号のダイムチヤードである。 第２ｂ図と第２Ｃ図は、本発明の方法で使用さ−れる勾
配磁場信号のタイムチャートである。 第３図は、本発明の方法の好ましい実施態様を実現する
ために行う測定のフローチャートである。 第４図は、本発明の方法の好ましい別の実施態様を実現
するために行う測定のフローチャートである。 （主な参照番号） １・・コイル、 ２・・身体、３・・発振器
、 ４・・コイル、５・・受信手段、 ６・・画像計算・記憶手段、
Claims (3)
- （１）ＮＭＲにより身体内の体積素の運動を表示する方
法であって、 ａ）検査する身体を配向磁場内に入れ、 ｂ）画像コード化勾配磁場の存在下で、第１シリーズの
ＳＳＦＰタイプのラジオ周波数の電磁波励起シーケンス
を身体に印加し、 ｃ）身体が応答して第１シリーズの各シーケンスの終了
時に発生する磁気共鳴信号を測定し、この測定結果から
標準画像と呼ばれる第１の画像の特徴を導出し、 ｄ）画像コード化勾配磁場と第１の感応化勾配磁場の存
在下で、第１シリーズのシーケンスと同じ特徴を有する
第２シリーズのＳＳＦＰタイプのラジオ周波数の電磁波
励起シーケンスを身体に印加し、 ｅ）身体が応答して第２シリーズの各シーケンスの終了
時に発生する磁気共鳴信号を測定し、この測定結果から
感応化画像と呼ばれる第２の画像の特徴を導出し、 ｆ）標準画像と呼ばれる第１の画像の特徴と感応化画像
と呼ばれる第２の画像の特徴を比較することによって身
体内の体積素の運動に対応する第３の画像の特徴を導出
する段階を含むことを特徴とする方法。 - （２）ｇ）第３シリーズのシーケンスを通じ、第１の感
応化勾配磁場とは異なる第２の感応化勾配磁場の存在下
でシーケンスを実行することにより段階ｄ）、ｅ）、ｆ
）を繰り返して感応化画像と呼ばれる第４の画像の特徴
を獲得し、 ｈ）標準画像と呼ばれる第１の画像の特徴と感応化画像
と呼ばれる第４の画像の特徴を比較することによって身
体内の体積素の運動に対応する第５の画像の特徴を導出
し、 ｉ）第３の画像の特徴を第５の画像の特徴と比較するこ
とによって身体内の分子の拡散を表す第６の画像および
／または身体内の液体の潅流を表す第７の画像を導出す
ることを特徴とする請求項１に記載の方法。 - （３）獲得した画像を表示することを特徴とする請求項
１または２に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR8714098A FR2621693A1 (fr) | 1987-10-13 | 1987-10-13 | Procede d'imagerie de mouvements intravoxels par rmn dans un corps |
| FR8714098 | 1987-10-13 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01135340A true JPH01135340A (ja) | 1989-05-29 |
| JP2769473B2 JP2769473B2 (ja) | 1998-06-25 |
Family
ID=9355755
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63258342A Expired - Lifetime JP2769473B2 (ja) | 1987-10-13 | 1988-10-13 | Ｎｍｒにより身体内の体積素の運動を表示する装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5092335A (ja) |
| EP (1) | EP0312427B1 (ja) |
| JP (1) | JP2769473B2 (ja) |
| DE (1) | DE3863740D1 (ja) |
| ES (1) | ES2023000B3 (ja) |
| FR (1) | FR2621693A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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