JPH03139327A - 動きの核磁気共鳴画像を形成する装置 - Google Patents
動きの核磁気共鳴画像を形成する装置Info
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- JPH03139327A JPH03139327A JP2205350A JP20535090A JPH03139327A JP H03139327 A JPH03139327 A JP H03139327A JP 2205350 A JP2205350 A JP 2205350A JP 20535090 A JP20535090 A JP 20535090A JP H03139327 A JPH03139327 A JP H03139327A
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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】
発明の背景
本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）作像法に関し、更に詳し
くは、心臓の壁部および／または弁部の動作の迅速に得
られるＮＭＲプロフィール画像を形成する新規な方法に
関する。
くは、心臓の壁部および／または弁部の動作の迅速に得
られるＮＭＲプロフィール画像を形成する新規な方法に
関する。
現在、心臓作像法の最も利用されている方法は超音波心
臓検査法であり、これは患者に対する危険が比較的少な
い状態で心臓の運動にアクセスして、心臓の比較的完全
な検査を行う適度に迅速な相互作用手段を提供している
。しかしながら、比較的密集した肋骨が超音波の伝播を
実質的に妨げるだめに超音波心臓検査法は患者の肋骨の
間の位置から（「ウィンドウ」を通して）心臓を見るこ
とに制限されるということが周知である。この医学的診
断法は一般に完全な心臓検査の一部としてＭモード検査
を含んでいる。Ｍモード超音波心臓検査法においては、
１次元軸に沿って観察される組織の境界部分の時間的に
変化する位置の連続したプロットが、超音波エネルギの
固定したペンシル状のビームに対して動く作像すべき心
臓部分（壁部および／または弁部）の運動によって得ら
れる。しかしながら、すべての患者にこのような超音波
検査に適した「ウィンドウ」が存在せず、患者によって
は僧帽弁などのようなある心臓機能を見ることが限られ
ている。従って、Ｍモード検査法の全ての機能を有し、
作像すべき患者内の密集度の異なる解剖学的部分を通る
ように形成されるウィンドウに制限されることなく壁部
および／または弁部の運動にアクセスすることができ、
更に正確なビーム位置決めおよび適当なコントラストを
得ることができる、超音波以外の手法を利用したＭモー
ド作像法を提供することが非常に要望されている。非侵
入性ＮＭＲ心臓検査は周知のＮＭＲ作像技術を利用して
、心臓の優れた全体画像を形成し、それに対する画像の
座標および角度を定めることができる。従って、心臓を
相互作用的に調べ、心臓の種々の壁部および／または弁
部の運動を連続的に記録する比較的迅速な心臓プロフィ
ールを形成するＭモード技術を提供することが望まれて
いる。
臓検査法であり、これは患者に対する危険が比較的少な
い状態で心臓の運動にアクセスして、心臓の比較的完全
な検査を行う適度に迅速な相互作用手段を提供している
。しかしながら、比較的密集した肋骨が超音波の伝播を
実質的に妨げるだめに超音波心臓検査法は患者の肋骨の
間の位置から（「ウィンドウ」を通して）心臓を見るこ
とに制限されるということが周知である。この医学的診
断法は一般に完全な心臓検査の一部としてＭモード検査
を含んでいる。Ｍモード超音波心臓検査法においては、
１次元軸に沿って観察される組織の境界部分の時間的に
変化する位置の連続したプロットが、超音波エネルギの
固定したペンシル状のビームに対して動く作像すべき心
臓部分（壁部および／または弁部）の運動によって得ら
れる。しかしながら、すべての患者にこのような超音波
検査に適した「ウィンドウ」が存在せず、患者によって
は僧帽弁などのようなある心臓機能を見ることが限られ
ている。従って、Ｍモード検査法の全ての機能を有し、
作像すべき患者内の密集度の異なる解剖学的部分を通る
ように形成されるウィンドウに制限されることなく壁部
および／または弁部の運動にアクセスすることができ、
更に正確なビーム位置決めおよび適当なコントラストを
得ることができる、超音波以外の手法を利用したＭモー
ド作像法を提供することが非常に要望されている。非侵
入性ＮＭＲ心臓検査は周知のＮＭＲ作像技術を利用して
、心臓の優れた全体画像を形成し、それに対する画像の
座標および角度を定めることができる。従って、心臓を
相互作用的に調べ、心臓の種々の壁部および／または弁
部の運動を連続的に記録する比較的迅速な心臓プロフィ
ールを形成するＭモード技術を提供することが望まれて
いる。
発明の概要
本発明によれば、サンプルの一部分の運動を記録するほ
ぼ連続した画像を形成する方法がＩｇ６４され、この方
法ではまず作像すべきサンプルに交差する典型的には直
径が１インチ（２，５４ｃｍ）以下の比較的細い円筒形
の磁化領域をＮＭＲ励起する。ＲＦ励起パルスが発生し
ている間に二次元を通る磁界勾配を方向付けしなおす回
転勾配（ρ）パルス信号を使用することが現在好ましい
ものである。こうして励起されたＮＭＲ応答信号は円筒
形の励起ビームの長平方向に沿って方向付けされてビー
ム上の位置を設定する読み出し勾配の存在下で収集され
る。収集されたデータはフーリエ変換が適用される。そ
の結果のデータは円筒形ビームの軸に沿ったサンプルの
プロフィールの実時間記録である。円筒形ビームの軸は
励起および読み出し勾配磁界を適当に混合することによ
って任意の方向に方向付けすることができる。デカルト
座標系における３つの直交勾配を使用することが現在好
ましいものである。ＮＭＲ作像装置の静磁界の中心から
、ＮＭＲ作像装置の撮像容積内の任意の特定の位置まで
の円筒形ビームの空間的オフセットは、ρパルスＲＦ波
形の周波数変調によって得ることができる。
ぼ連続した画像を形成する方法がＩｇ６４され、この方
法ではまず作像すべきサンプルに交差する典型的には直
径が１インチ（２，５４ｃｍ）以下の比較的細い円筒形
の磁化領域をＮＭＲ励起する。ＲＦ励起パルスが発生し
ている間に二次元を通る磁界勾配を方向付けしなおす回
転勾配（ρ）パルス信号を使用することが現在好ましい
ものである。こうして励起されたＮＭＲ応答信号は円筒
形の励起ビームの長平方向に沿って方向付けされてビー
ム上の位置を設定する読み出し勾配の存在下で収集され
る。収集されたデータはフーリエ変換が適用される。そ
の結果のデータは円筒形ビームの軸に沿ったサンプルの
プロフィールの実時間記録である。円筒形ビームの軸は
励起および読み出し勾配磁界を適当に混合することによ
って任意の方向に方向付けすることができる。デカルト
座標系における３つの直交勾配を使用することが現在好
ましいものである。ＮＭＲ作像装置の静磁界の中心から
、ＮＭＲ作像装置の撮像容積内の任意の特定の位置まで
の円筒形ビームの空間的オフセットは、ρパルスＲＦ波
形の周波数変調によって得ることができる。
好適な一態様においては、円筒形ビームの直径と選択的
励起パルスの継続期間との間のかね合いはＮＭＲ１Ｊｓ
￥の最大勾配スルーレート（ｓｌｅｗ ｒａｔＯ）に依
存しており、約７ミリ秒の典型的なパルス継続期間が１
ｃ１１１のビーム直径を達成するのに利用されている。
励起パルスの継続期間との間のかね合いはＮＭＲ１Ｊｓ
￥の最大勾配スルーレート（ｓｌｅｗ ｒａｔＯ）に依
存しており、約７ミリ秒の典型的なパルス継続期間が１
ｃ１１１のビーム直径を達成するのに利用されている。
約３０ミリ秒のシーケンス繰り返し時間ＴＲを用いると
毎秒少なくとも３０プロフイールが発生され、これらの
プロフィール・データは一連の行にプロットされて、時
間につれて変化するプロフィールを記録することができ
る。
毎秒少なくとも３０プロフイールが発生され、これらの
プロフィール・データは一連の行にプロットされて、時
間につれて変化するプロフィールを記録することができ
る。
従って、本発明の目的は、患者の心臓領域などのような
対象部のＮＭＲプロフィール作像を迅速に得る新規な方
法を提供することにある。
対象部のＮＭＲプロフィール作像を迅速に得る新規な方
法を提供することにある。
本発明の上記および他の目的は添付の図面を参照した次
に示す詳細な説明から明らかになるであろう。
に示す詳細な説明から明らかになるであろう。
好適実施例の詳細な説明
第１図はここに記載した本発明のＮＭＲパルスシーケン
スを使用するのに適したＮＭＲ作像装置１０の主な構成
要素を示す簡略ブロック図である。この装置１０は汎用
ミニコンピユータ１１を有し、このコンピュータはディ
スク記憶装置１１ａおよびインタフェース装置１１ｂに
機能的に接続されている。ＲＦ送信器１２、信号平均化
装置１４、ならびにＸ、ＹおよびＺ勾配コイル２０゜２
１および２２をそれぞれ付勢する勾配電源１６゜１７お
よび１８は、インタフェース装置１１ｂを介してコンピ
ュータ１１にすべて接続されている。
スを使用するのに適したＮＭＲ作像装置１０の主な構成
要素を示す簡略ブロック図である。この装置１０は汎用
ミニコンピユータ１１を有し、このコンピュータはディ
スク記憶装置１１ａおよびインタフェース装置１１ｂに
機能的に接続されている。ＲＦ送信器１２、信号平均化
装置１４、ならびにＸ、ＹおよびＺ勾配コイル２０゜２
１および２２をそれぞれ付勢する勾配電源１６゜１７お
よび１８は、インタフェース装置１１ｂを介してコンピ
ュータ１１にすべて接続されている。
ＲＦ送信器１２はコンピュータ１１からのパルス・エン
ベロープでゲートされ、所要の変調を有するＲＦパルス
を発生し、検査の対象部中の核の共鳴を励起する。この
ＲＦパルスは作像法に応じて１００ワツトから数キロワ
ットまで変化する種々のレベルにＲＦ電力増幅器２４で
増幅されて、送信コイル２６に供給される。全身作像法
の場合のようにサンプルの体積が大きい場合には高い電
力レベルが必要となり、大きなＮＭＲ周波数帯域幅を励
起するのに短い幅のパルスが必要になる。
ベロープでゲートされ、所要の変調を有するＲＦパルス
を発生し、検査の対象部中の核の共鳴を励起する。この
ＲＦパルスは作像法に応じて１００ワツトから数キロワ
ットまで変化する種々のレベルにＲＦ電力増幅器２４で
増幅されて、送信コイル２６に供給される。全身作像法
の場合のようにサンプルの体積が大きい場合には高い電
力レベルが必要となり、大きなＮＭＲ周波数帯域幅を励
起するのに短い幅のパルスが必要になる。
ＮＭＲ信号は受信コイル２７で感知され、低雑音の前置
増幅器２９で増幅され、更に増幅、検出および濾波のた
めに受信器２９に供給される。それから、この信号は信
号平均化装置１４で平均化され、コンピュータ１１で処
理されるためにディジタル化される。前置増幅器２８お
よび受信器２９は能動的ゲーティングまたは受動的フィ
ルタによって送信時のＲＦパルスから保護される。
増幅器２９で増幅され、更に増幅、検出および濾波のた
めに受信器２９に供給される。それから、この信号は信
号平均化装置１４で平均化され、コンピュータ１１で処
理されるためにディジタル化される。前置増幅器２８お
よび受信器２９は能動的ゲーティングまたは受動的フィ
ルタによって送信時のＲＦパルスから保護される。
コンピュータ１１はＮＭＲパルス用のゲーティングおよ
びエンベロープ変調を行い、前置増幅器およびＲＦ電力
増幅器用のブランキングを行い、また勾配電源用の電圧
波形を供給する。・また、コンピュータはフーリエ変換
、画像再構成、データのフィルタ処理、画像表示および
記憶機能（これらの全ては本発明の範囲外のものである
）のようなデータ処理を行う。
びエンベロープ変調を行い、前置増幅器およびＲＦ電力
増幅器用のブランキングを行い、また勾配電源用の電圧
波形を供給する。・また、コンピュータはフーリエ変換
、画像再構成、データのフィルタ処理、画像表示および
記憶機能（これらの全ては本発明の範囲外のものである
）のようなデータ処理を行う。
送信および受信ＲＦコイルは希望により単一のコイルで
構成してもよい。代わりとして、電気的に直交する２つ
の別々のコイルを使用してもよい。
構成してもよい。代わりとして、電気的に直交する２つ
の別々のコイルを使用してもよい。
後者の構成はパルス送信中に受信器へのＲＦパルスの進
入を低減するという利点がある。いずれの場合も、コイ
ルは磁石手段３０により発生される静磁界Ｂｏの方向に
直交している。コイルはＲＦシールド箱内の囲いによっ
て装置の残りの部分から隔離される。
入を低減するという利点がある。いずれの場合も、コイ
ルは磁石手段３０により発生される静磁界Ｂｏの方向に
直交している。コイルはＲＦシールド箱内の囲いによっ
て装置の残りの部分から隔離される。
磁界勾配コイル２０．２１および２２はそれぞれ磁界勾
配Ｇ、、ＧｙおよびＧ２を形成するのに必要である。こ
こに説明する作像パルス・シーケンスにおいては、勾配
はサンプルの体積全体にわたって単調かつ線形でなけれ
ばならない。多値勾配磁界はエイリアジングとして知ら
れているＮＭＲ信号データにおける劣化を生じさせ、こ
れは画像に厳しいアーティファクトを生ずる。非線形勾
配は画像に幾何学的歪みを生じさせる。
配Ｇ、、ＧｙおよびＧ２を形成するのに必要である。こ
こに説明する作像パルス・シーケンスにおいては、勾配
はサンプルの体積全体にわたって単調かつ線形でなけれ
ばならない。多値勾配磁界はエイリアジングとして知ら
れているＮＭＲ信号データにおける劣化を生じさせ、こ
れは画像に厳しいアーティファクトを生ずる。非線形勾
配は画像に幾何学的歪みを生じさせる。
次に、第２図を参照すると、本発明の作像法の典型的な
使用例を示し、人間の披検体である心臓３０の所望の部
分（壁および／または弁）の運動の連続した実時間プロ
フィールを求める。選択的に励起された検査「ビーム」
３１ （すなわち円筒形の励起パターン）はサンプルの
所望の部分を通るように方向付けされる。ここにおいて
、ビームはサンプルの心臓の右側壁部３０ｒを通り、次
いで右心室、隔壁および左心室を通り、心臓の左側壁部
３０１を通る。ビーム３１はこの図において心臓の隔壁
Ｓにほぼ直角であるような角度で方向付けされる。超音
波心臓検査法と異なって、ＮＭＲ磁界勾配およびＲＦ倍
信号ビームの特性を設定する）は実質的に減衰しないし
、またサンプルの部分の密度の変化によって変更されな
いので、特別な「ウィンドウ」を位置ぎめして利用する
必要はない。ビーム３１は動きを作像すべき任意の部分
３２を通るように設けることができる。本発明の方法は
実時間で作像位置３２の運動を示すデータを戻し、典型
的には心臓サンプルの各鼓動毎に作像位置３２の少なく
とも１２個の表示を発生する。
使用例を示し、人間の披検体である心臓３０の所望の部
分（壁および／または弁）の運動の連続した実時間プロ
フィールを求める。選択的に励起された検査「ビーム」
３１ （すなわち円筒形の励起パターン）はサンプルの
所望の部分を通るように方向付けされる。ここにおいて
、ビームはサンプルの心臓の右側壁部３０ｒを通り、次
いで右心室、隔壁および左心室を通り、心臓の左側壁部
３０１を通る。ビーム３１はこの図において心臓の隔壁
Ｓにほぼ直角であるような角度で方向付けされる。超音
波心臓検査法と異なって、ＮＭＲ磁界勾配およびＲＦ倍
信号ビームの特性を設定する）は実質的に減衰しないし
、またサンプルの部分の密度の変化によって変更されな
いので、特別な「ウィンドウ」を位置ぎめして利用する
必要はない。ビーム３１は動きを作像すべき任意の部分
３２を通るように設けることができる。本発明の方法は
実時間で作像位置３２の運動を示すデータを戻し、典型
的には心臓サンプルの各鼓動毎に作像位置３２の少なく
とも１２個の表示を発生する。
第３図はＮＭＲ装置の磁石の作像容積内のデカルト座標
系の２軸にほぼ平行に伸びている円筒形検査ビーム３１
に基づいた作像データを形成するのに使用されるＲＦお
よび勾配磁界励起信号を示す波形図である。ここでは説
明の簡単化のためにこの特定の方向を選択した。この座
標系のＺ（縦）軸に対するビームの他の方向付け（角度
オフセット）への移動および装置の作像容積の中心から
の空間的オフセットは米国特許箱４，８１２，７６０号
明細書に記載されているような周知の方法を利用して得
ることができる。この２次元（２Ｄ）の選択的なＮＭＲ
反転および再集束パルスの組は、シーケンス開始時刻ｔ
ｏに開始し、かつ時刻ｔ１に終了する同時変調ＲＦ励起
パルス３４を利用する。ＲＦパルスは対称であるか、ま
たは図示のように非対称である振幅変調されたエンベロ
ープを有している。ＲＦパルス３４と同時に、２次元磁
界勾配が、所望の円筒形検査ビーム３１を発生するため
に選択された方法でそれ自身を再方向付けするに空間ス
パイラルを発生する二次元の勾配磁界、例えばＧｘおよ
びＧｙにより供給される。−対の勾配パルス３６および
３８は時間につれて線形に減少する振幅を有し、時刻ｔ
ｏから時刻ｔ１までの励起期間Ｔｅ内に複数の例えば８
個の周期を有する。このパルスは本来再集束され、余分
な勾配再集束用ローブ（１ｏｂｅ）の必要性を除去して
いる。これらの励起パルスは、検査ビームが作像容積の
Ｚ軸から大きな角度（９００以上までも）傾斜している
場合でも利用できることがわかった。
系の２軸にほぼ平行に伸びている円筒形検査ビーム３１
に基づいた作像データを形成するのに使用されるＲＦお
よび勾配磁界励起信号を示す波形図である。ここでは説
明の簡単化のためにこの特定の方向を選択した。この座
標系のＺ（縦）軸に対するビームの他の方向付け（角度
オフセット）への移動および装置の作像容積の中心から
の空間的オフセットは米国特許箱４，８１２，７６０号
明細書に記載されているような周知の方法を利用して得
ることができる。この２次元（２Ｄ）の選択的なＮＭＲ
反転および再集束パルスの組は、シーケンス開始時刻ｔ
ｏに開始し、かつ時刻ｔ１に終了する同時変調ＲＦ励起
パルス３４を利用する。ＲＦパルスは対称であるか、ま
たは図示のように非対称である振幅変調されたエンベロ
ープを有している。ＲＦパルス３４と同時に、２次元磁
界勾配が、所望の円筒形検査ビーム３１を発生するため
に選択された方法でそれ自身を再方向付けするに空間ス
パイラルを発生する二次元の勾配磁界、例えばＧｘおよ
びＧｙにより供給される。−対の勾配パルス３６および
３８は時間につれて線形に減少する振幅を有し、時刻ｔ
ｏから時刻ｔ１までの励起期間Ｔｅ内に複数の例えば８
個の周期を有する。このパルスは本来再集束され、余分
な勾配再集束用ローブ（１ｏｂｅ）の必要性を除去して
いる。これらの励起パルスは、検査ビームが作像容積の
Ｚ軸から大きな角度（９００以上までも）傾斜している
場合でも利用できることがわかった。
ｋ空間を効率的にサンプリングするスパイラルに続く勾
配波形３６および３８をもってに空間を通る重み付けさ
れた軌道のフ→工変換である体積を励起する検査ビーム
を発生できることは知られている。ｋ空間速度に対して
正規化できる付随するＲＦ信号波形３４はに空間軌道用
の重み付は関数として作用し、このためガウス形プロフ
ィール断面を有する円筒形励起ビームを発生するのに本
方法を使用することができる。半径座標のパルスを設計
して半径方向に対称な励起パルスを発生することによっ
て均一な円盤状断面を有する所望の心臓検査ビームが達
成される。そして、パルスの帯域幅は特定のＮＭＲ装置
で利用できる特定の最大勾配スルーレートの制約を条件
としてに空間の横断速度を変更することによって最大に
することができる。
配波形３６および３８をもってに空間を通る重み付けさ
れた軌道のフ→工変換である体積を励起する検査ビーム
を発生できることは知られている。ｋ空間速度に対して
正規化できる付随するＲＦ信号波形３４はに空間軌道用
の重み付は関数として作用し、このためガウス形プロフ
ィール断面を有する円筒形励起ビームを発生するのに本
方法を使用することができる。半径座標のパルスを設計
して半径方向に対称な励起パルスを発生することによっ
て均一な円盤状断面を有する所望の心臓検査ビームが達
成される。そして、パルスの帯域幅は特定のＮＭＲ装置
で利用できる特定の最大勾配スルーレートの制約を条件
としてに空間の横断速度を変更することによって最大に
することができる。
検査ビーム励起期間Ｔｅの後、流れ補償勾配パルス４０
ａ、４０ｂおよび４０ｃを時刻ｔ１から時刻ｔ２までの
流れ補償期間ｔ。１に利用することができ、また別のＺ
勾配補償ローブ（ｌｏｂｅ） ４２を時刻ｔ２からｔ３
までの第２の補償期間Ｔ。２に供給することができる。
ａ、４０ｂおよび４０ｃを時刻ｔ１から時刻ｔ２までの
流れ補償期間ｔ。１に利用することができ、また別のＺ
勾配補償ローブ（ｌｏｂｅ） ４２を時刻ｔ２からｔ３
までの第２の補償期間Ｔ。２に供給することができる。
流れ補償用両極性勾配を追加することによって血流のコ
ントラストを反転し、流れによるアーティファクトを抑
圧する。時刻ｔ３から時刻ｔ５までの読み出し期間Ｔ、
に読み出しサブシーケンスが設けられ、ここで検査ビー
ムが再方向付けを受ける平面に直角な（ここでは、ｘ−
ｙ平面に直角な）ビーム方向（ここでは、Ｚ方向）に読
み出し勾配Ｇ の信号パルス４４「ｌｚ が供給される。勾配−エコーＮＭＲ応答信号４６が受信
されて、中心エコー時刻ｔ４を中心にした何効なデータ
収集ゲート４８によってゲートされる。収集期間Ｔ、・
は、約３０ミリ秒のＴＲを有する典型的なシーケンスに
おいて約８ミリ秒である。
ントラストを反転し、流れによるアーティファクトを抑
圧する。時刻ｔ３から時刻ｔ５までの読み出し期間Ｔ、
に読み出しサブシーケンスが設けられ、ここで検査ビー
ムが再方向付けを受ける平面に直角な（ここでは、ｘ−
ｙ平面に直角な）ビーム方向（ここでは、Ｚ方向）に読
み出し勾配Ｇ の信号パルス４４「ｌｚ が供給される。勾配−エコーＮＭＲ応答信号４６が受信
されて、中心エコー時刻ｔ４を中心にした何効なデータ
収集ゲート４８によってゲートされる。収集期間Ｔ、・
は、約３０ミリ秒のＴＲを有する典型的なシーケンスに
おいて約８ミリ秒である。
その後、再方向付は磁界が検出の発生用に供給される勾
配で無効化勾配信号パルス５０ａおよび５０ｂが供給さ
れて、次のプロフィール作像シーケンスが時刻ｔｏ’
に（３０および５０ミリ秒の繰り返し時間ＴＲで、すな
わち毎秒的２０ないし約３３．３３３個の画像で）開始
する前に、全体の磁化の位ｔ■ずらしを行ってコヒーレ
ンスを除去する。
配で無効化勾配信号パルス５０ａおよび５０ｂが供給さ
れて、次のプロフィール作像シーケンスが時刻ｔｏ’
に（３０および５０ミリ秒の繰り返し時間ＴＲで、すな
わち毎秒的２０ないし約３３．３３３個の画像で）開始
する前に、全体の磁化の位ｔ■ずらしを行ってコヒーレ
ンスを除去する。
２Ｄ励起パルスを設計する１つの方法は、スパイラルに
空間軌道を記述する勾配波形を特定することから始める
。
空間軌道を記述する勾配波形を特定することから始める
。
ｋｘ （ｔ）−ｇ （１−ｔ／Ｔｅ）ｃｏｓ （
ωｔ） ［１ｋｙ （ｔ）−ｐＣ（１−ｔ／Ｔ
ｅ）ｓｉｎ （ωｔ） ［２］ここにおいて、
ω−２ｗ／Ｔｅ 、Ｏ≦ｔ≦Ｔ６ｂおよびｎはスパイラ
ルにおけるターン数（例えば、８）である。勾配波形ｇ
、ｃ （ｔ）＝ （１／γ）（ｄｋ、／ｄ ｔ）および
ｇｙ （ｔ）＝ （１／γ）（ｄｋｙ／ｄｔ）はに空
間軌道から導出される。
ωｔ） ［１ｋｙ （ｔ）−ｐＣ（１−ｔ／Ｔ
ｅ）ｓｉｎ （ωｔ） ［２］ここにおいて、
ω−２ｗ／Ｔｅ 、Ｏ≦ｔ≦Ｔ６ｂおよびｎはスパイラ
ルにおけるターン数（例えば、８）である。勾配波形ｇ
、ｃ （ｔ）＝ （１／γ）（ｄｋ、／ｄ ｔ）および
ｇｙ （ｔ）＝ （１／γ）（ｄｋｙ／ｄｔ）はに空
間軌道から導出される。
それから、２ＤプロフイールＰ （ｘ、ｙ）を励起する
のに必要とされるＲＦ波形３４は、ｋ空間軌道の正しい
重み付けを行うために選択される。
のに必要とされるＲＦ波形３４は、ｋ空間軌道の正しい
重み付けを行うために選択される。
ここにおいて、ｐ （ｋ （ｔ） ）はＰ （ｘ、
ｙ）のフーリエ変換である。式（１）および（２）によ
って与えられるスパイラル軌道の場合には、次のように
なる。
ｙ）のフーリエ変換である。式（１）および（２）によ
って与えられるスパイラル軌道の場合には、次のように
なる。
円筒状に対称なプロフィールＰ （ｘ、 ｙ）の場合
には、円筒座標（ｒ、 θ）および（ｋ、 θｋ）
に変換し、ｐ（玉（ｔ））を次式のように表す。
には、円筒座標（ｒ、 θ）および（ｋ、 θｋ）
に変換し、ｐ（玉（ｔ））を次式のように表す。
ｐ （ｋ （ｔ））−２ｘ、１’ Ｐ （ｒ）
ｒＪｏ （ｋ （ｔ）ｒ）ｄｒ［５］ ここにおいて、Ｊｏは０次ベッセル関数である。
ｒＪｏ （ｋ （ｔ）ｒ）ｄｒ［５］ ここにおいて、Ｊｏは０次ベッセル関数である。
それから、ｐ （ｋ （ｔ） ）はＰ （ｒ）のバンケ
ル（Ｉｌａｎｋｅｌ）変換である。
ル（Ｉｌａｎｋｅｌ）変換である。
第３ａ図に示されているように、検査ビーム３１′はス
パイラルのサイクル数に比例するとともに、またスポッ
トの大きさ（すなわち１／に）に比例する位相はずれ成
分により、エイリアジング半径Ｒ△のエイリアジング励
起リング５２を有する。このエイリアジング・リング５
２は第３ｂ図中に見られるが、これは第３ａ図の検査ビ
ーム５１′で照射された均一な厚さおよび密度を有する
ファントムの１．５Ｔの装置で撮った画像である。
パイラルのサイクル数に比例するとともに、またスポッ
トの大きさ（すなわち１／に）に比例する位相はずれ成
分により、エイリアジング半径Ｒ△のエイリアジング励
起リング５２を有する。このエイリアジング・リング５
２は第３ｂ図中に見られるが、これは第３ａ図の検査ビ
ーム５１′で照射された均一な厚さおよび密度を有する
ファントムの１．５Ｔの装置で撮った画像である。
エイリアジング・リング５２が観察を妨げることを防止
するために、ビーム３１′のスポットの大きさ（直径）
または励起勾配波形３６および３８のサイクル数はリン
グ５２を関心のある動いている組織領域の外側に設ける
に充分な大きさにする必要がある。代わりに、応答信号
はサンプル内への（および表面コイル５４の平面より下
の）作像位置３２の深さに比例した半径Ｒの表面コイル
・アンテナ５４で受信することができる。この半径Ｒは
エイリアジング半径Ｒ＾より小さい。また、受信用表面
コイルを使用することによって信号対２ｉ音比を増大す
ることができる。
するために、ビーム３１′のスポットの大きさ（直径）
または励起勾配波形３６および３８のサイクル数はリン
グ５２を関心のある動いている組織領域の外側に設ける
に充分な大きさにする必要がある。代わりに、応答信号
はサンプル内への（および表面コイル５４の平面より下
の）作像位置３２の深さに比例した半径Ｒの表面コイル
・アンテナ５４で受信することができる。この半径Ｒは
エイリアジング半径Ｒ＾より小さい。また、受信用表面
コイルを使用することによって信号対２ｉ音比を増大す
ることができる。
広帯域パルスは該パルスの全体にわたって最大スルーレ
ートに合うようにに空間軌道の横断速度を変化させるこ
とによって設計された。これは共鳴に対して同じ励起特
性を有するが一定角速度パルスの帯域幅の２倍を有する
パルスを生じる。半径Ｒの均一なスポットの場合には、
ＲＦ励起は式（５）から次式のように決定される。
ートに合うようにに空間軌道の横断速度を変化させるこ
とによって設計された。これは共鳴に対して同じ励起特
性を有するが一定角速度パルスの帯域幅の２倍を有する
パルスを生じる。半径Ｒの均一なスポットの場合には、
ＲＦ励起は式（５）から次式のように決定される。
［６〕
ここにおいて、ＪＩは一次ベッセル関数である。
実際の２Ｄパルスの場合には、小さな直径の円筒形ビー
ム３１は、同じに空間スパイラル軌道を使用した均一な
円形プロフィールで形成されたビームに対して、ガウス
形励起プロフィールを使用して形成することができる。
ム３１は、同じに空間スパイラル軌道を使用した均一な
円形プロフィールで形成されたビームに対して、ガウス
形励起プロフィールを使用して形成することができる。
また、ガウス形プロフィールのフーリエ変換はガウス関
数であり、励起は次式のようになる。
数であり、励起は次式のようになる。
第３ａ図の感度プロフィールは第３図に示す信号から生
じる８つの勾配サイクルを有するガウス形パルスによる
感度プロフィールである。小さなスポット直径において
は、ガウス形パルスは、感度プロフィールにおいてほと
んどリンギングを発生しないので、定数ｎの場合に均一
な円形パルスよりも好ましいものである。
じる８つの勾配サイクルを有するガウス形パルスによる
感度プロフィールである。小さなスポット直径において
は、ガウス形パルスは、感度プロフィールにおいてほと
んどリンギングを発生しないので、定数ｎの場合に均一
な円形パルスよりも好ましいものである。
第４ａ図はうつ伏せ状態の男性の志願者の１Ｈの軸方向
の画像であり、心臓は胸骨に隣接して固定されている。
の画像であり、心臓は胸骨に隣接して固定されている。
画像は４つの異なる検出ビームを示し、その各々は関連
する白い径路に従うように計画されている。３つのビー
ムは心筋領域を左下から右上に横切るように計画され、
残りの１つのビームは該領域を左上から右下に横切るよ
うに計画されている。８サイクル、１ｃｍの直径の最適
化されたガウス形選択的パルスが２ガウス／ ｃｔｎ
−ミリ秒のスルーレートによって制約されるようにＴｅ
＝ ６． ５ ミリ秒で発生する。勾配再集束された
エコーはＩＤＦＴを有する選択的２Ｄパルスの軸に沿っ
たプロフィールに構成される。各プロフィールは２５６
Ｘ２５６の画像の１行として表示される。典型的には、
３０のプロフィールが毎秒収集される。繰り返し時間Ｔ
Ｒは３５ミリ秒であり、エコー時間（ｔ４ ｔ＋）は
図示の例において２０ミリ秒である。選択された円筒形
の軸はスパイラルを構成する勾配の種々の成分を混合す
ることによって方向付けされる。例えば、Ｘ軸にそって
プロフィールを形成するために、回転勾配がＧｙおよび
Ｇ２に供給され、Ｚ軸に沿ったプロフィールはＧ１およ
びＧｙ勾配を使用する。斜めの方向は各軸に沿った成分
を必要とし、ｋ空間に斜めのスパイラルを発生する。勾
配の中心からビームを距離７だけ変位させることは、Ｒ
Ｆ励起を慢素指数関数ｅｘｐ （“「玉°（ｔ）・７）
によって変調することによって達成される。変調された
波形は予め計算されてテーブルに記憶されており、この
ためビームの配置を調節するために迅速に呼び出すこと
ができる。人間の心臓を実際にプロフィールする前に、
画像の平面内において選択的励起軸を回転させるととも
に、異なるオフセット距離を使用することによって、「
ビーム」の位置を相互作用的に制御することを行った。
する白い径路に従うように計画されている。３つのビー
ムは心筋領域を左下から右上に横切るように計画され、
残りの１つのビームは該領域を左上から右下に横切るよ
うに計画されている。８サイクル、１ｃｍの直径の最適
化されたガウス形選択的パルスが２ガウス／ ｃｔｎ
−ミリ秒のスルーレートによって制約されるようにＴｅ
＝ ６． ５ ミリ秒で発生する。勾配再集束された
エコーはＩＤＦＴを有する選択的２Ｄパルスの軸に沿っ
たプロフィールに構成される。各プロフィールは２５６
Ｘ２５６の画像の１行として表示される。典型的には、
３０のプロフィールが毎秒収集される。繰り返し時間Ｔ
Ｒは３５ミリ秒であり、エコー時間（ｔ４ ｔ＋）は
図示の例において２０ミリ秒である。選択された円筒形
の軸はスパイラルを構成する勾配の種々の成分を混合す
ることによって方向付けされる。例えば、Ｘ軸にそって
プロフィールを形成するために、回転勾配がＧｙおよび
Ｇ２に供給され、Ｚ軸に沿ったプロフィールはＧ１およ
びＧｙ勾配を使用する。斜めの方向は各軸に沿った成分
を必要とし、ｋ空間に斜めのスパイラルを発生する。勾
配の中心からビームを距離７だけ変位させることは、Ｒ
Ｆ励起を慢素指数関数ｅｘｐ （“「玉°（ｔ）・７）
によって変調することによって達成される。変調された
波形は予め計算されてテーブルに記憶されており、この
ためビームの配置を調節するために迅速に呼び出すこと
ができる。人間の心臓を実際にプロフィールする前に、
画像の平面内において選択的励起軸を回転させるととも
に、異なるオフセット距離を使用することによって、「
ビーム」の位置を相互作用的に制御することを行った。
ビームは、エイリアジング・リング（充分大きな直径を
有する）が移動している血液と交差しないように位置決
めされる。心臓のプロフィール・データはゲート動作を
行うことなしに連続的に取られ、心臓の領域の周期的な
振動は志願者の心臓の速度に一致しているこ止が第４ｂ
図−第４ｄ図でわかる。改良された信号対雑音比が心臓
の頂点近くに設けられたＲ−７ｃｍを有する表面コイル
を使用して得られた。
有する）が移動している血液と交差しないように位置決
めされる。心臓のプロフィール・データはゲート動作を
行うことなしに連続的に取られ、心臓の領域の周期的な
振動は志願者の心臓の速度に一致しているこ止が第４ｂ
図−第４ｄ図でわかる。改良された信号対雑音比が心臓
の頂点近くに設けられたＲ−７ｃｍを有する表面コイル
を使用して得られた。
感知領域を心臓近くに制限することによってプロフィー
ルの選択性が改良された。表面コイルを使用しないと、
視野の外側からの信号のエイリアジングを防止するため
に比較的大きな視野が必要である。第４ｂ図においては
、ビーム（第４ａ図の左下から右上への線に沿ったビー
ム）が左心室の前側の壁部と交差して、周期的な壁の運
動を示している。第４ａ図の線に対して左心室の壁部に
沿って前側に移した場合には、第４ｃ図に示すように別
の壁部の運動パターンが現れる。ビームを隔壁に対して
直角になるように回転して、隔壁および心室の運動を記
録すると第４ｄ図に示すようになる。この図には、不整
脈すなわち心臓サイクルの局部的な不規則さがＭＲ心臓
プロフィール形成の連続的な記録技術（ゲート動作を使
用して多数のサイクルにわたって平均化する現在の診断
用ＭＲ心ｆｆｌ映画と異なる）によって測定できること
が示されていることに注意されたい。心臓を多数の場所
について検査することによって、異常な領域を検出する
ことができるともに、心臓機能の異なる属性を評価する
ことができる。流れを補償することによって流れのアー
ティファクトのいくつかが除去されて、明らかな背景雑
音が低減し、心臓における血液からの信号を増大するこ
とがわかる。
ルの選択性が改良された。表面コイルを使用しないと、
視野の外側からの信号のエイリアジングを防止するため
に比較的大きな視野が必要である。第４ｂ図においては
、ビーム（第４ａ図の左下から右上への線に沿ったビー
ム）が左心室の前側の壁部と交差して、周期的な壁の運
動を示している。第４ａ図の線に対して左心室の壁部に
沿って前側に移した場合には、第４ｃ図に示すように別
の壁部の運動パターンが現れる。ビームを隔壁に対して
直角になるように回転して、隔壁および心室の運動を記
録すると第４ｄ図に示すようになる。この図には、不整
脈すなわち心臓サイクルの局部的な不規則さがＭＲ心臓
プロフィール形成の連続的な記録技術（ゲート動作を使
用して多数のサイクルにわたって平均化する現在の診断
用ＭＲ心ｆｆｌ映画と異なる）によって測定できること
が示されていることに注意されたい。心臓を多数の場所
について検査することによって、異常な領域を検出する
ことができるともに、心臓機能の異なる属性を評価する
ことができる。流れを補償することによって流れのアー
ティファクトのいくつかが除去されて、明らかな背景雑
音が低減し、心臓における血液からの信号を増大するこ
とがわかる。
以」−１この新規な発明の好適ないくつかの実施例につ
いて詳しく説明したが、本技術分野に専門知識を有する
者にとっては多くの変更および変形を行うことができる
ことは明らかであろう。例えば、流れ補償勾配ローブ４
１ａおよび４１ｂ（第３図）および予備位相調整ローブ
（４１ｃおよび４２）は省略してもよいし、半フーリエ
再構成により自由誘導減衰として収集されたテークを用
いて流れのアーティファクトを更に低減することもでき
る。従って、本発明は特許請求の範囲によって限定され
るものであって、ここに説明した特定の細部および手段
によって制限されるものではないことを理解されたい。
いて詳しく説明したが、本技術分野に専門知識を有する
者にとっては多くの変更および変形を行うことができる
ことは明らかであろう。例えば、流れ補償勾配ローブ４
１ａおよび４１ｂ（第３図）および予備位相調整ローブ
（４１ｃおよび４２）は省略してもよいし、半フーリエ
再構成により自由誘導減衰として収集されたテークを用
いて流れのアーティファクトを更に低減することもでき
る。従って、本発明は特許請求の範囲によって限定され
るものであって、ここに説明した特定の細部および手段
によって制限されるものではないことを理解されたい。
第１図は本発明の方法を使用するのに適したＮ〜ＩＲ作
像装置のブロック図である。 第２図は隔壁にほぼ直角に伸びている理想的な選択的励
起検査ビームで心室部分を検査する例を示す、本発明の
原理を理解するのに有益な人間の心筋領域の概略構成図
である。 第３図は本発明の原理によるＲＦおよび勾配磁界励起信
号ならびにその結果のＮＭＲ応答信号を示す一群の波形
図である。 第３ａ図は第３図に示す励起サブシーケンスで用いた信
号から生じるガウス形選択的励起検査ビームの感度プロ
フィールを示すグラフである。 第３ｂ図は実質的に均一な厚さおよび密度ををする大き
なファントムに対して第３図のがウス形選択的励起シー
ケンスで利用されるビーム感度プロフィールの画像を示
す図である。 第４ａ図は選択的励起ビームの軸を局部化するために使
用されるゲートされた軸を横切る方向の厚さが１ ｃｍ
の心臓画像を示すＮＭＲ装置の表示を示す図である。 第４ｂ図乃至第４ｄ図は志願者の被検体の心筋の３つの
異なる位置における心臓の運動のプロフィールを示す図
である。 １１・・・コンピュータ、ｌｌａ・・・ディスク記憶装
置、ｌｌｂ・・・インタフェース装置、１２・・・ＲＦ
送（ｒｓ ｒｓ、１４−・・信号平均化装置、１６．１
７．１８・・・勾配電源、２０，２１．２２・・・勾配
コイル、２４・・・ＲＦ電力増幅器、２６・・・送信コ
イル、２７・・・受信コイル、２８・・・前置増幅器、
３０・・・磁石手段。 ｌ死ｔアｌ
像装置のブロック図である。 第２図は隔壁にほぼ直角に伸びている理想的な選択的励
起検査ビームで心室部分を検査する例を示す、本発明の
原理を理解するのに有益な人間の心筋領域の概略構成図
である。 第３図は本発明の原理によるＲＦおよび勾配磁界励起信
号ならびにその結果のＮＭＲ応答信号を示す一群の波形
図である。 第３ａ図は第３図に示す励起サブシーケンスで用いた信
号から生じるガウス形選択的励起検査ビームの感度プロ
フィールを示すグラフである。 第３ｂ図は実質的に均一な厚さおよび密度ををする大き
なファントムに対して第３図のがウス形選択的励起シー
ケンスで利用されるビーム感度プロフィールの画像を示
す図である。 第４ａ図は選択的励起ビームの軸を局部化するために使
用されるゲートされた軸を横切る方向の厚さが１ ｃｍ
の心臓画像を示すＮＭＲ装置の表示を示す図である。 第４ｂ図乃至第４ｄ図は志願者の被検体の心筋の３つの
異なる位置における心臓の運動のプロフィールを示す図
である。 １１・・・コンピュータ、ｌｌａ・・・ディスク記憶装
置、ｌｌｂ・・・インタフェース装置、１２・・・ＲＦ
送（ｒｓ ｒｓ、１４−・・信号平均化装置、１６．１
７．１８・・・勾配電源、２０，２１．２２・・・勾配
コイル、２４・・・ＲＦ電力増幅器、２６・・・送信コ
イル、２７・・・受信コイル、２８・・・前置増幅器、
３０・・・磁石手段。 ｌ死ｔアｌ
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、作像容積を定める１組の軸の原点にある所定の中心
位置に対するサンプルの選択された部分の動きの核磁気
共鳴（ＮＭＲ）画像を形成する方法であって、 （ａ）前記作像容積内に形成された静磁界の中に前記サ
ンプルを配置し、 （ｂ）比較的細い検査ビームによって定められた前記サ
ンプルの領域中の原子核のスピン磁化を励起し、 （ｃ）前記選択されたサンプルの部分を通って伸びるよ
うに前記検査ビームを動かし、 （ｄ）前記検査ビームに沿って方向付けられ且つそれに
沿った前記選択された部分の位置を設定する大きさを有
する読み出し磁界勾配の存在下で、前記の励起された領
域からＮＭＲ応答信号を収集し、 （ｅ）前記選択されたサンプル部分の位置を可視的に記
録するために前記収集したデータを所望の形式で表示さ
せる各ステップを含む前記方法。 ２、前記ステップ（ｂ）−（ｄ）が周期的に繰り返され
て、前記選択されたサンプル部分の時間に対する動きを
表示装置に記録する請求項１記載の方法。 ３、心臓が前記サンプルであり、前記の各繰り返しが約
３０および約５０ミリ秒の間の繰り返し期間Ｔ＿Ｒで行
われる請求項２記載の方法。 ４、毎秒約２０乃至約３５回、前記繰り返しが行われる
請求項３記載の方法。 ５、毎秒約２０乃至約５０回、前記繰り返しが行われる
請求項２記載の方法。 ６、前記ステップ（ｃ）が、作像しようとする核種の共
鳴周波数にほぼ等しい周波数の励起ＲＦ信号パルスを供
給し、同時に前記サンプルを通る前記検査ビームの三次
元での方向に直角に選択された平面に再方向付けされる
勾配磁界を供給することを含む請求項２記載の方法。 ７、前記再方向付け勾配磁界は前記作像容積の軸に対す
る前記検査ビームの傾斜角度を設定し、前記ステップ（
ｃ）がＲＦ励起信号の周波数を変調して、前記検査ビー
ムを前記所定の中心位置から空間的に移動させることを
更に含んでいる請求項６記載の方法。 ８、前記検査ビームがほぼ円筒形である請求項７記載の
方法。 ９、前記検査ビームがほぼ均一な断面形状を有している
請求項８記載の方法。 １０、前記検査ビームがほぼガウス形断面形状を有して
いる請求項８記載の方法。 １１、前記検査ビームが半径Ｒ＿Ａの所にエイリアシン
グ・リングを有し、前記ステップ（ｄ）が、Ｒ＿Ａ未満
の有効受信半径Ｒを有し且つ前記選択されたサンプル部
分とほぼ整列した中心軸を有する受信アンテナで前記Ｍ
ＭＲ応答信号を受信することを含んでいる請求項８記載
の方法。 １２、前記再方向付け磁界勾配を流れ補償して、前記検
査ビームを通って流れる流体からの応答信号への影響を
低減するステップを更に含む請求項６記載の方法。 １３、読み出し磁界勾配を流れ補償するステップを更に
含む請求項１２記載の方法。 １４、前記の各繰り返しの前に、前記再方向付け勾配磁
界における全体の磁化の位相ずらしを行うステップを更
に含む請求項１３記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
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