JPH05133A - Ｎｍｒ位相コントラスト流れ測定用符号化方式 - Google Patents
Ｎｍｒ位相コントラスト流れ測定用符号化方式Info
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- JPH05133A JPH05133A JP3222468A JP22246891A JPH05133A JP H05133 A JPH05133 A JP H05133A JP 3222468 A JP3222468 A JP 3222468A JP 22246891 A JP22246891 A JP 22246891A JP H05133 A JPH05133 A JP H05133A
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】 ＮＭＲシステムにおいて、未知の方向の運動
を効率的に測定し、更に信号対雑音比の改善を図る。 【構成】 ＮＭＲシステムで未知の方向に動くスピンの
運動を測定するための方法に四つの別々の測定サイクル
が含まれる。第一のサイクルは基準位相を確立し、後続
の三つの測定サイクルの各々には各デカルト座標対に沿
って運動を測定するための運動符号化磁界勾配が含まれ
る。四つの測定値全部を組み合わせることにより、ｘ、
ｙおよびｚ座標沿った各運動成分が計算される。
を効率的に測定し、更に信号対雑音比の改善を図る。 【構成】 ＮＭＲシステムで未知の方向に動くスピンの
運動を測定するための方法に四つの別々の測定サイクル
が含まれる。第一のサイクルは基準位相を確立し、後続
の三つの測定サイクルの各々には各デカルト座標対に沿
って運動を測定するための運動符号化磁界勾配が含まれ
る。四つの測定値全部を組み合わせることにより、ｘ、
ｙおよびｚ座標沿った各運動成分が計算される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は核磁気共鳴イメー
ジング方法および装置である。更に詳しくは、本発明は
流れを測定し、そして流れるかまたは動く対象のＮＭＲ
画像を作成するための方法に関するものである。
ジング方法および装置である。更に詳しくは、本発明は
流れを測定し、そして流れるかまたは動く対象のＮＭＲ
画像を作成するための方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つどの核もそれが配
置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しかし、
そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性質
（核の磁気回転比γ）の性質によって決まる特性角周波
数（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差運
動を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼
ぶ。
置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しかし、
そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性質
（核の磁気回転比γ）の性質によって決まる特性角周波
数（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差運
動を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼
ぶ。
【０００３】人体組織のような物質に一様な磁界（分極
磁界Ｂ0 ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）のランダムな方向を向いた磁気成分は相
互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面内にラーモア周波数
に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質すなわち組織に加え
られると、正味の、揃えられたモーメントＭｚがｘ−ｙ
平面まで回転または「傾き」、正味横磁気モーメントＭ
ｔが作成され、これはラーモア周波数でｘ−ｙ平面内で
回転すなわちスピンする。正味磁気モーメントＭｚが傾
けられる程度、したがって正味横磁気モーメントＭｔの
大きさは主として、印加される励起磁界Ｂ1 の時間長と
大きさによって決まる。
磁界Ｂ0 ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）のランダムな方向を向いた磁気成分は相
互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面内にラーモア周波数
に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質すなわち組織に加え
られると、正味の、揃えられたモーメントＭｚがｘ−ｙ
平面まで回転または「傾き」、正味横磁気モーメントＭ
ｔが作成され、これはラーモア周波数でｘ−ｙ平面内で
回転すなわちスピンする。正味磁気モーメントＭｚが傾
けられる程度、したがって正味横磁気モーメントＭｔの
大きさは主として、印加される励起磁界Ｂ1 の時間長と
大きさによって決まる。
【０００４】この現象の実際的な価値は励起信号Ｂ1 の
終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単なシステムでは、励起されたスピンが受信コイ
ル内に振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波
数はラーモア周波数であり、その初期振幅Ａ0 は横磁気
モーメントＭｔの大きさによって決定される。放出信号
の振幅Ａは時間ｔとともに次式のように指数関数的に減
衰する。
終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単なシステムでは、励起されたスピンが受信コイ
ル内に振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波
数はラーモア周波数であり、その初期振幅Ａ0 は横磁気
モーメントＭｔの大きさによって決定される。放出信号
の振幅Ａは時間ｔとともに次式のように指数関数的に減
衰する。
【０００５】
【数３】
減衰定数１／Ｔ2 * は磁界の均一性、および「スピンス
ピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼ばれるＴ2 に
よって左右される。Ｔ2 定数は完全に均一な磁界内で励
起信号Ｂ1 が除去された後にスピンの揃った歳差運動が
位相外しされる指数速度に逆比例する。
ピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼ばれるＴ2 に
よって左右される。Ｔ2 定数は完全に均一な磁界内で励
起信号Ｂ1 が除去された後にスピンの揃った歳差運動が
位相外しされる指数速度に逆比例する。
【０００６】ＮＭＲ信号の振幅Ａに寄与するもう一つの
重要な要素はスピン格子緩和プロセスと呼ばれ、これは
時定数Ｔ1 で特徴付けられる。これは正味磁気モーメン
トＭの、磁気分極軸（ｚ）に沿ったその平衡値への復帰
を記述する。Ｔ1 時定数はＴ2 より長く、医学的に関心
のある殆どの物質ではずっと長くなる。
重要な要素はスピン格子緩和プロセスと呼ばれ、これは
時定数Ｔ1 で特徴付けられる。これは正味磁気モーメン
トＭの、磁気分極軸（ｚ）に沿ったその平衡値への復帰
を記述する。Ｔ1 時定数はＴ2 より長く、医学的に関心
のある殆どの物質ではずっと長くなる。
【０００７】本発明に特に関連するＮＭＲ測定は「パル
スＮＭＲ測定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定は励
起期間と信号放出期間に分けられる。このような測定は
サイクリックに行われ、ＮＭＲ測定が多数回繰り返され
ることにより、各サイクルの間に異なるデータが累積さ
れる。すなわち、対象の中の異なる位置で同じ測定が行
われる。非常に様々な予備励起手法が知られており、こ
れらの手法では大きさ、継続時間、および方向が異なる
１個以上の励起パルス（Ｂ1 ）が印加される。このよう
な励起パルスは狭い周波数スペクトル（選択的励起パル
ス）を有していてもよく、あるいはある範囲の共鳴周波
数にわたって横磁化Ｍｔを生じる広い周波数スペクトル
（非選択的励起パルス）を有していてもよい。従来技術
は特定のＮＭＲ現象を利用するように設計されて、ＮＭ
Ｒ測定プロセスの特定の問題を克服する励起手法を充分
にそなえている。
スＮＭＲ測定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定は励
起期間と信号放出期間に分けられる。このような測定は
サイクリックに行われ、ＮＭＲ測定が多数回繰り返され
ることにより、各サイクルの間に異なるデータが累積さ
れる。すなわち、対象の中の異なる位置で同じ測定が行
われる。非常に様々な予備励起手法が知られており、こ
れらの手法では大きさ、継続時間、および方向が異なる
１個以上の励起パルス（Ｂ1 ）が印加される。このよう
な励起パルスは狭い周波数スペクトル（選択的励起パル
ス）を有していてもよく、あるいはある範囲の共鳴周波
数にわたって横磁化Ｍｔを生じる広い周波数スペクトル
（非選択的励起パルス）を有していてもよい。従来技術
は特定のＮＭＲ現象を利用するように設計されて、ＮＭ
Ｒ測定プロセスの特定の問題を克服する励起手法を充分
にそなえている。
【０００８】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、対象
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
がｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御
することによって、スピン励起の空間分布を制御するこ
とができ、結果として得られるＮＭＲ信号の位置を識別
することができる。
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
がｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御
することによって、スピン励起の空間分布を制御するこ
とができ、結果として得られるＮＭＲ信号の位置を識別
することができる。
【０００９】画像を再構成するためのＮＭＲデータは多
重角投影再構成およびフーリエ変換（ＦＴ）のような多
数の利用可能な手法の一つを使って収集することができ
る。通常、このような手法には、順次構成される複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）から成るパルスシーケンスが含まれ
る。各ビューは一つ以上のＮＭＲ実験を含むことがで
き、各実験に少なくともＲＦ励起パルスおよび磁界勾配
パルスが含まれることにより、空間情報が符号化された
ＮＭＲ信号を生じる。周知の通り、ＮＭＲ信号は自由誘
導減衰（ＦＩＤ）またはスピンエコー信号とすることが
できる。
重角投影再構成およびフーリエ変換（ＦＴ）のような多
数の利用可能な手法の一つを使って収集することができ
る。通常、このような手法には、順次構成される複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）から成るパルスシーケンスが含まれ
る。各ビューは一つ以上のＮＭＲ実験を含むことがで
き、各実験に少なくともＲＦ励起パルスおよび磁界勾配
パルスが含まれることにより、空間情報が符号化された
ＮＭＲ信号を生じる。周知の通り、ＮＭＲ信号は自由誘
導減衰（ＦＩＤ）またはスピンエコー信号とすることが
できる。
【００１０】しばしば「スピンワープ」（ｓｐｉｎ−ｗ
ａｒｐ）と呼ばれる周知のＦＴ手法の一変形を参照し
て、本発明の実施例を詳細に説明する。このスピンワー
プ手法についてはフィジックス・イン・メディシン・ア
ンド・バイオロジー誌（Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ， Ｖｏｌ． ２
５， ｐｐ． ７５１−７５６ （１９８０））所載の
ダブリュー・エー・エデルシユタイン他の論文「Ｓｐｉ
ｎ Ｗａｒｐ ＮＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄＡｐｐ
ｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｔｏ Ｈｕｍａｎ Ｗｈｏｌｅ−
Ｂｏｄｙ Ｉｍａｇｉｎｇ」に述べられている。
ａｒｐ）と呼ばれる周知のＦＴ手法の一変形を参照し
て、本発明の実施例を詳細に説明する。このスピンワー
プ手法についてはフィジックス・イン・メディシン・ア
ンド・バイオロジー誌（Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ， Ｖｏｌ． ２
５， ｐｐ． ７５１−７５６ （１９８０））所載の
ダブリュー・エー・エデルシユタイン他の論文「Ｓｐｉ
ｎ Ｗａｒｐ ＮＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄＡｐｐ
ｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｔｏ Ｈｕｍａｎ Ｗｈｏｌｅ−
Ｂｏｄｙ Ｉｍａｇｉｎｇ」に述べられている。
【００１１】要約すると、スピンワープ手法はＮＭＲ信
号の取得に先立って可変振幅位相符号化磁界勾配パルス
を用いることにより、空間情報をこの勾配の方向に位相
符号化する。例えば二次元構成（２ＤＦＴ）では、一つ
の方向に沿って位相符号化勾配（Ｇｙ）を印加すること
によりその方向で空間情報が符号化された後、位相符号
化方向に直角な方向に読み出し磁界勾配（Ｇｘ）が存在
する状態で信号が取得される。スピンエコー取得の間、
存在する読み出し勾配は空間情報を直角方向に符号化す
る。通常の２ＤＦＴパルスシーケンスでは、走査の間に
取得される一連のビューで位相符号化勾配パルスＧｙの
大きさを増大する（△Ｇｙ）ことにより一組のＮＭＲデ
ータが作成され、これから全体の画像を再構成すること
ができる。
号の取得に先立って可変振幅位相符号化磁界勾配パルス
を用いることにより、空間情報をこの勾配の方向に位相
符号化する。例えば二次元構成（２ＤＦＴ）では、一つ
の方向に沿って位相符号化勾配（Ｇｙ）を印加すること
によりその方向で空間情報が符号化された後、位相符号
化方向に直角な方向に読み出し磁界勾配（Ｇｘ）が存在
する状態で信号が取得される。スピンエコー取得の間、
存在する読み出し勾配は空間情報を直角方向に符号化す
る。通常の２ＤＦＴパルスシーケンスでは、走査の間に
取得される一連のビューで位相符号化勾配パルスＧｙの
大きさを増大する（△Ｇｙ）ことにより一組のＮＭＲデ
ータが作成され、これから全体の画像を再構成すること
ができる。
【００１２】関心のある領域の中のスピンの動きまたは
流れを測定するための多数の周知のＮＭＲ手法がある。
これらの中に「飛行時間（time-of-flight）」法が含ま
れている。この飛行時間法では、スピンのボーラス
（塊）が特定の上流の位置を通過するときボーラスが励
起され、結果として生じる横磁化の状態を下流の位置で
調べることによりボーラスの速度が判定される。この方
法は多年パイプ内の流れを測定するために使用され、近
年は人間の手足の血流を測定するために使用されてき
た。この方法の例は米国特許第３，５５９，０４４号、
第３，１９１，１１９号、第３，４１９，７９３号、お
よび第４，７７７，９５７号に開示されている。
流れを測定するための多数の周知のＮＭＲ手法がある。
これらの中に「飛行時間（time-of-flight）」法が含ま
れている。この飛行時間法では、スピンのボーラス
（塊）が特定の上流の位置を通過するときボーラスが励
起され、結果として生じる横磁化の状態を下流の位置で
調べることによりボーラスの速度が判定される。この方
法は多年パイプ内の流れを測定するために使用され、近
年は人間の手足の血流を測定するために使用されてき
た。この方法の例は米国特許第３，５５９，０４４号、
第３，１９１，１１９号、第３，４１９，７９３号、お
よび第４，７７７，９５７号に開示されている。
【００１３】第二の流れ測定手法は流入／流出（in flo
w ／out flow）法である。この方法では、単一の局所化
されたボリューム（ｖｏｌｕｍｅ）またはスライスの中
のスピンが励起され、短時間後に結果の横磁化を調べる
ことにより、ボリュームまたはスライスから流出した励
起スピンの影響およびボリュームまたはスライスに流入
した別に励起されたスピンの影響が測定される。この方
法の例が米国特許第４，５７４，２３９号、第４，５３
２，４７３号、および第４，５１６，５８２号に述べら
れている。
w ／out flow）法である。この方法では、単一の局所化
されたボリューム（ｖｏｌｕｍｅ）またはスライスの中
のスピンが励起され、短時間後に結果の横磁化を調べる
ことにより、ボリュームまたはスライスから流出した励
起スピンの影響およびボリュームまたはスライスに流入
した別に励起されたスピンの影響が測定される。この方
法の例が米国特許第４，５７４，２３９号、第４，５３
２，４７３号、および第４，５１６，５８２号に述べら
れている。
【００１４】動きまたは流れを測定するための第三の手
法は磁界勾配を通って流れるスピンの生じるＮＭＲ信号
は速度に比例した位相シフトを示すという事実に基づい
ている。測定サイクルの間の速度がほぼ一定である流れ
の場合、ＮＭＲ信号の位相の変化は次式で与えられる。
法は磁界勾配を通って流れるスピンの生じるＮＭＲ信号
は速度に比例した位相シフトを示すという事実に基づい
ている。測定サイクルの間の速度がほぼ一定である流れ
の場合、ＮＭＲ信号の位相の変化は次式で与えられる。
【００１５】
Δφ＝γＭ1 ｖ （１）
但し、Ｍ1 は磁界勾配の一次モーメント、γは磁気回転
比、ｖはスピンの速度である。他の発生源の生じる位相
シフトによるこの測定の誤差を消去するため、異なる磁
界勾配モーメントで少なくとも２回測定を行うのが普通
のやりかたである。このとき任意の位置に於ける二つの
測定の間の位相差は次式のようになる。
比、ｖはスピンの速度である。他の発生源の生じる位相
シフトによるこの測定の誤差を消去するため、異なる磁
界勾配モーメントで少なくとも２回測定を行うのが普通
のやりかたである。このとき任意の位置に於ける二つの
測定の間の位相差は次式のようになる。
【００１６】
Δφ＝γΔＭ1 ｖ （２）
異なる磁界勾配モーメントで二つの完全な走査を行な
い、データ配列の各位置で再構成画像の測定位相を減算
することにより、勾配磁界の方向に絶えず動くスピンの
速度を正確に測定する位相マップが作成される。したが
って、流れの方向がわかっている場合、または一つの方
向だけの流れ成分を希望する場合には、二つの測定サイ
クルが必要となる。
い、データ配列の各位置で再構成画像の測定位相を減算
することにより、勾配磁界の方向に絶えず動くスピンの
速度を正確に測定する位相マップが作成される。したが
って、流れの方向がわかっている場合、または一つの方
向だけの流れ成分を希望する場合には、二つの測定サイ
クルが必要となる。
【００１７】未知の方向に流れるスピンの速度を測定し
たいときは、三つ以上の測定サイクルが必要とされる。
例えば、通常の６点法では各軸に沿った速度成分Ｖｘ、
ＶｙおよびＶｚを測定するために、各デカルト座標ｘ、
ｙ、ｚに沿って二つの位相測定が行われる。次に、総速
度が次式のように計算される。
たいときは、三つ以上の測定サイクルが必要とされる。
例えば、通常の６点法では各軸に沿った速度成分Ｖｘ、
ＶｙおよびＶｚを測定するために、各デカルト座標ｘ、
ｙ、ｚに沿って二つの位相測定が行われる。次に、総速
度が次式のように計算される。
【００１８】
【数４】
但し、
ｖx ＝（φx1−φx2）／γΔＭx1
ｖy ＝（φy1−φy2）／γΔＭy1
ｖz ＝（φz1−φz2）／γΔＭz1
ΔＭx1，ΔＭy1，ΔＭz1＝それぞれｘ、ｙおよびｚに沿
った、各測定値対の間の運動符号化勾配一次モーメント
の変化 φx1，φx2，φy1，φy2，φz1，φz2＝位相測定値 既知の流れ方向の２点測定と比較した場合、６点測定で
は実行に３倍の時間がかかり、測定された速度の信号対
雑音比は良くも悪くもならない。
った、各測定値対の間の運動符号化勾配一次モーメント
の変化 φx1，φx2，φy1，φy2，φz1，φz2＝位相測定値 既知の流れ方向の２点測定と比較した場合、６点測定で
は実行に３倍の時間がかかり、測定された速度の信号対
雑音比は良くも悪くもならない。
【００１９】簡単な４点測定を使用して、未知の方向の
流れを測定することもできる。６点法は３対の測定で構
成され、各対は基準測定およびデカルト座標の一つに沿
った流れ符号化測定と考えることができる。三つの流れ
符号化測定のすべてで同じ基準測定（流れ符号化無し）
を使用した場合には、四つの測定だけが必要とされる。
四つの測定値がφref 、φx 、φy 、φz である場合に
は、測定される速度成分は次のようになる。
流れを測定することもできる。６点法は３対の測定で構
成され、各対は基準測定およびデカルト座標の一つに沿
った流れ符号化測定と考えることができる。三つの流れ
符号化測定のすべてで同じ基準測定（流れ符号化無し）
を使用した場合には、四つの測定だけが必要とされる。
四つの測定値がφref 、φx 、φy 、φz である場合に
は、測定される速度成分は次のようになる。
【００２０】
ｖx ＝（φx −φref ）／γΔＭx1
ｖy ＝（φy −φref ）／γΔＭy1
ｖz ＝（φz −φref ）／γΔＭz1 （４）
このとき総速度は式（３）に従って計算される。
【００２１】簡単な４点法では６点法に比べて総測定時
間を３３％だけ短縮することができるが、測定誤差は大
きくなる。これは共通の基準測定値が使用され、かつ各
成分測定値ｖx 、ｖy およびｖz の誤差が相関している
という事実による。流れ方向が各測定軸に沿って等しい
成分を有しているとき、簡単な４点法の分散（σ2 ）が
６点法のそれの２倍であるということを示すことができ
る。ある方向では分散が６点法のそれより低くなり、す
べての方向について平均すると二つの方法の分散は等し
くなる。
間を３３％だけ短縮することができるが、測定誤差は大
きくなる。これは共通の基準測定値が使用され、かつ各
成分測定値ｖx 、ｖy およびｖz の誤差が相関している
という事実による。流れ方向が各測定軸に沿って等しい
成分を有しているとき、簡単な４点法の分散（σ2 ）が
６点法のそれの２倍であるということを示すことができ
る。ある方向では分散が６点法のそれより低くなり、す
べての方向について平均すると二つの方法の分散は等し
くなる。
【００２２】
【発明の概要】本発明はＮＭＲシステムを使用して未知
の方向のスピンの運動を測定するための改良された方法
に関するものである。更に詳しく述べると、本発明は運
動を測定するための平衡形４点ＮＭＲ法であり、基準測
定サイクルを符号化することにより基準位相が測定さ
れ、後続の三つの測定サイクルの各々を符号化すること
により三つの運動軸のそれぞれの対のベクトル和に沿っ
た運動が測定され、四つの測定サイクル全部の結果を組
み合わせることにより各運動軸に沿った運動成分が計算
される。更に、すべての運動成分を組み合わせることに
より総運動を計算することができる。
の方向のスピンの運動を測定するための改良された方法
に関するものである。更に詳しく述べると、本発明は運
動を測定するための平衡形４点ＮＭＲ法であり、基準測
定サイクルを符号化することにより基準位相が測定さ
れ、後続の三つの測定サイクルの各々を符号化すること
により三つの運動軸のそれぞれの対のベクトル和に沿っ
た運動が測定され、四つの測定サイクル全部の結果を組
み合わせることにより各運動軸に沿った運動成分が計算
される。更に、すべての運動成分を組み合わせることに
より総運動を計算することができる。
【００２３】本発明の全般的な目的は未知の方向の運動
を効率的に測定することである。本発明の平衡形４点法
では６点法に比べて測定時間が３３％短縮される。更
に、本発明は既知の方向の運動を測定するための２サイ
クル法と比べて２倍の時間を必要とするが、平衡形４点
法による速度測定の信号対雑音比は２点法に比べて
（２）1/2 に大きくなる。
を効率的に測定することである。本発明の平衡形４点法
では６点法に比べて測定時間が３３％短縮される。更
に、本発明は既知の方向の運動を測定するための２サイ
クル法と比べて２倍の時間を必要とするが、平衡形４点
法による速度測定の信号対雑音比は２点法に比べて
（２）1/2 に大きくなる。
【００２４】本発明の利点は主として、四つの測定値全
部を等しい絶対重みで組み合わせることにより各運動成
分が計算されることによっている。φ0 が（例えば、流
れ補償された）基準測定の結果であれば、第一の測定サ
イクルφ1 は第一の座標対ｘおよびｙに沿った運動に対
して符号化を行い、第二の測定サイクルφ2 は第二の座
標対ｘおよびｚに沿った運動に対して符号化を行い、第
三の測定サイクルφ3 は第三の座標対ｙおよびｚに沿っ
た運動に対して符号化を行う。次に、これらの測定値を
次のように組み合わせることにより、それぞれの運動成
分を計算することができる。
部を等しい絶対重みで組み合わせることにより各運動成
分が計算されることによっている。φ0 が（例えば、流
れ補償された）基準測定の結果であれば、第一の測定サ
イクルφ1 は第一の座標対ｘおよびｙに沿った運動に対
して符号化を行い、第二の測定サイクルφ2 は第二の座
標対ｘおよびｚに沿った運動に対して符号化を行い、第
三の測定サイクルφ3 は第三の座標対ｙおよびｚに沿っ
た運動に対して符号化を行う。次に、これらの測定値を
次のように組み合わせることにより、それぞれの運動成
分を計算することができる。
【００２５】
ｖx ＝（−φ0 ＋φ1 ＋φ2 −φ3 ）／２γΔＭx1
ｖy ＝（−φ0 ＋φ1 −φ2 ＋φ3 ）／２γΔＭy1
ｖz ＝（−φ0 −φ1 ＋φ2 ＋φ3 ）／２γΔＭz1 （５）
次に、式（３）に示されるようにこれらの運動成分を組
み合わせることにより、総速度（ｖ）を計算することが
できる。四つの測定値全部が各運動成分の計算に等しく
寄与していることに注意しなければならない。
み合わせることにより、総速度（ｖ）を計算することが
できる。四つの測定値全部が各運動成分の計算に等しく
寄与していることに注意しなければならない。
【００２６】上記のように、既知の方向に動くスピンの
速度は２サイクルで測定することができ、次のように計
算することができる。
速度は２サイクルで測定することができ、次のように計
算することができる。
【００２７】ｖ1 ＝（φ1 −φ0 ）γΔＭx1
各データ組の生じる画像の誤差は相関が無く、（実数成
分、虚数成分の一方または両方）の分散がσ2 であると
すれば、ｖ1 の測定値の分散は次式のようになる。
分、虚数成分の一方または両方）の分散がσ2 であると
すれば、ｖ1 の測定値の分散は次式のようになる。
【００２８】
σv1 2 ＝２σ2 ／Ｍ2 （γΔＭ1 ）2 （６）
但し、Ｍは画像内のＮＭＲ信号の大きさである。
【００２９】これと対照的に、四つの測定値の分散が等
しくて相関が無く、かつ三つの一次モーメントの変化△
Ｍx1、△Ｍy1、および△Ｍz1がすべて△Ｍ1 に等しいと
すれば、本発明に従って測定された速度（ｖ）の分散は
次のように表すことができる。
しくて相関が無く、かつ三つの一次モーメントの変化△
Ｍx1、△Ｍy1、および△Ｍz1がすべて△Ｍ1 に等しいと
すれば、本発明に従って測定された速度（ｖ）の分散は
次のように表すことができる。
【００３０】
【数５】
括弧内の項を展開すると、すべての交差項は相殺し、次
の結果が得られる。
の結果が得られる。
【００３１】
σv 2 ＝σ2 ／π2 Ｍ2 （γΔＭ1 ）2 （８）
換言すれば、本発明の平衡形４点法を使用する速度測定
値の分散は〔式（６）および（８）を比較することによ
り〕２点法を使用する既知の方向の速度の測定値の分散
の半分となる。
値の分散は〔式（６）および（８）を比較することによ
り〕２点法を使用する既知の方向の速度の測定値の分散
の半分となる。
【００３２】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明から明らかとなろう。説明では付図を参照す
るが、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施
例を図示している。しかし、このような実施例は必ずし
も本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範
囲の解釈に当たっては請求の範囲を参照しなければなら
ない。
以下の説明から明らかとなろう。説明では付図を参照す
るが、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施
例を図示している。しかし、このような実施例は必ずし
も本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範
囲の解釈に当たっては請求の範囲を参照しなければなら
ない。
【００３３】
【実施例の説明】図１は本発明を含み、ゼネラルエレク
トリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏ
ｍｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という商標
名で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要構成
要素をブロック図形式で示したものである。システム全
体の動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａ
ｌ）のＭＶ４０００のような主コンピュータ１０１を含
むホストコンピュータシステム１００によって制御され
る。コンピュータ１００にはインタフェース１０２が含
まれており、これを介して複数のコンピュータ周辺装置
および他のＮＭＲシステム構成要素が主コンピュータ１
０１に結合されている。コンピュータ周辺装置の中には
磁気テープ駆動装置１０４があり、主コンピュータ１０
１の指示のもとにこれを使って患者のデータおよび画像
データをテープに保管することができる。処理した患者
データは画像ディスク記憶装置１１０に格納してもよ
い。取得したＮＭＲデータの予備処理と画像再構成のた
め配列プロセッサ１０６が使用される。画像プロセッサ
１０８の機能は拡大、画像比較、グレースケール調整、
実時間データディスプレーのような対話型画像ディスプ
レー操作を可能にすることである。コンピュータシステ
ム１００にはディスク記憶装置１１２を使用するなまの
（すなわち画像構成前の）ＮＭＲデータを記憶するため
の手段が含まれている。操作卓１１６もインタフェース
１０２を介して主コンピュータ１０１に結合されてお
り、これにより操作者は患者の検査に関連するデータ、
ならびに較正、走査の開始および終了のようなＮＭＲシ
ステムの正しい動作に必要な付加的なデータを入力する
手段が得られる。操作卓はディスクまたは磁気テープに
記憶された画像をディスプレーするためにも使用され
る。
トリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏ
ｍｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という商標
名で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要構成
要素をブロック図形式で示したものである。システム全
体の動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａ
ｌ）のＭＶ４０００のような主コンピュータ１０１を含
むホストコンピュータシステム１００によって制御され
る。コンピュータ１００にはインタフェース１０２が含
まれており、これを介して複数のコンピュータ周辺装置
および他のＮＭＲシステム構成要素が主コンピュータ１
０１に結合されている。コンピュータ周辺装置の中には
磁気テープ駆動装置１０４があり、主コンピュータ１０
１の指示のもとにこれを使って患者のデータおよび画像
データをテープに保管することができる。処理した患者
データは画像ディスク記憶装置１１０に格納してもよ
い。取得したＮＭＲデータの予備処理と画像再構成のた
め配列プロセッサ１０６が使用される。画像プロセッサ
１０８の機能は拡大、画像比較、グレースケール調整、
実時間データディスプレーのような対話型画像ディスプ
レー操作を可能にすることである。コンピュータシステ
ム１００にはディスク記憶装置１１２を使用するなまの
（すなわち画像構成前の）ＮＭＲデータを記憶するため
の手段が含まれている。操作卓１１６もインタフェース
１０２を介して主コンピュータ１０１に結合されてお
り、これにより操作者は患者の検査に関連するデータ、
ならびに較正、走査の開始および終了のようなＮＭＲシ
ステムの正しい動作に必要な付加的なデータを入力する
手段が得られる。操作卓はディスクまたは磁気テープに
記憶された画像をディスプレーするためにも使用され
る。
【００３４】コンピュータシステム１００はシステム制
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でイーサネット（Ｅｔｈｅｒｎｅ
ｔ）回線網のような直列通信回線網１０３によつてシス
テム制御器１１８と通信する。システム制御器１１８に
は、パルス制御モジュール（ＰＣＭ）１２０、無線周波
数トランシーバ１２２、ステータス制御モジュール（Ｓ
ＣＭ）１２４、および全体を１２６で表した電源のよう
な数個のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は
プログラム制御のもとに主コンピュータ１０１が発生す
る制御信号を使って、勾配コイル励起を制御するディジ
タル波形ならびにＲＦ励起パルスを変調するためトラン
シーバ１２２で使用されるＲＦエンベロープ波形を発生
する。勾配波形はＧｘ増幅器１３０、Ｇｙ増幅器１３
２、およびＧｚ増幅器１３４で構成される勾配増幅シス
テム１２８に印加される。各増幅器１３０、１３２、１
３４は磁石アセンブリ１４６の一部であるアセンブリ１
３６の中の対応する勾配コイルを励起するために使用さ
れる。付勢されると、勾配コイルは磁界勾配Ｇｘ、Ｇｙ
およびＧｚを発生する。
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でイーサネット（Ｅｔｈｅｒｎｅ
ｔ）回線網のような直列通信回線網１０３によつてシス
テム制御器１１８と通信する。システム制御器１１８に
は、パルス制御モジュール（ＰＣＭ）１２０、無線周波
数トランシーバ１２２、ステータス制御モジュール（Ｓ
ＣＭ）１２４、および全体を１２６で表した電源のよう
な数個のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は
プログラム制御のもとに主コンピュータ１０１が発生す
る制御信号を使って、勾配コイル励起を制御するディジ
タル波形ならびにＲＦ励起パルスを変調するためトラン
シーバ１２２で使用されるＲＦエンベロープ波形を発生
する。勾配波形はＧｘ増幅器１３０、Ｇｙ増幅器１３
２、およびＧｚ増幅器１３４で構成される勾配増幅シス
テム１２８に印加される。各増幅器１３０、１３２、１
３４は磁石アセンブリ１４６の一部であるアセンブリ１
３６の中の対応する勾配コイルを励起するために使用さ
れる。付勢されると、勾配コイルは磁界勾配Ｇｘ、Ｇｙ
およびＧｚを発生する。
【００３５】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３お
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形制御信号はトランシーバ１２２がＲＦ搬送波
の変調およびモード制御のために使用する。送信モード
では、送信器はＲＦ電力増幅器１２３に無線周波数信号
を供給する。次に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石アセ
ンブリ１４６の中にあるＲＦコイル１３８を励磁する。
患者の中の励起されたスピンが放射するＮＭＲ信号が送
信に使用されるのと同じＲＦコイルまたは異なるＲＦコ
イルによって検知される。信号はトランシーバ１２２の
受信部で検出、増幅、復調、フィルタリング、およびデ
ィジタル化される。処理された信号はインタフェース１
０２とトランシーバ１２２を結合する専用の片方向、高
速ディジタルリンク１０５によって主コンピュータ１０
１に送られる。
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形制御信号はトランシーバ１２２がＲＦ搬送波
の変調およびモード制御のために使用する。送信モード
では、送信器はＲＦ電力増幅器１２３に無線周波数信号
を供給する。次に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石アセ
ンブリ１４６の中にあるＲＦコイル１３８を励磁する。
患者の中の励起されたスピンが放射するＮＭＲ信号が送
信に使用されるのと同じＲＦコイルまたは異なるＲＦコ
イルによって検知される。信号はトランシーバ１２２の
受信部で検出、増幅、復調、フィルタリング、およびデ
ィジタル化される。処理された信号はインタフェース１
０２とトランシーバ１２２を結合する専用の片方向、高
速ディジタルリンク１０５によって主コンピュータ１０
１に送られる。
【００３６】ＰＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４は独立な
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ）８０８６のような１６ビットのマイクロプロセ
ッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者のクレードル（ｃ
ｒａｄｌｅ）の位置および可動患者位置合わせ光扇状ビ
ーム（図示しない）の位置に関する情報を取得するため
の手段が含まれている。主コンピュータ１０１はこの情
報を使って画像ディスプレーおよび再構成パラメータを
修正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送システム１５０およ
び位置合わせシステム１４８の作動のような機能の開始
も行う。
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ）８０８６のような１６ビットのマイクロプロセ
ッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者のクレードル（ｃ
ｒａｄｌｅ）の位置および可動患者位置合わせ光扇状ビ
ーム（図示しない）の位置に関する情報を取得するため
の手段が含まれている。主コンピュータ１０１はこの情
報を使って画像ディスプレーおよび再構成パラメータを
修正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送システム１５０およ
び位置合わせシステム１４８の作動のような機能の開始
も行う。
【００３７】勾配コイルアセンブリ１３６およびＲＦ送
受信コイル１３８は分極磁界を作成するために使用され
る磁石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者位置合わ
せシステム１４８、シム（ｓｈｉｍ）コイル電源１４
０、および主磁石電源１４２を含む主磁石アセンブリの
一部を構成する。主電源１４２を用いて、磁石の生じる
分極磁界を適切な動作強度である１．５テスラとした
後、主電源１４２を切り離す。
受信コイル１３８は分極磁界を作成するために使用され
る磁石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者位置合わ
せシステム１４８、シム（ｓｈｉｍ）コイル電源１４
０、および主磁石電源１４２を含む主磁石アセンブリの
一部を構成する。主電源１４２を用いて、磁石の生じる
分極磁界を適切な動作強度である１．５テスラとした
後、主電源１４２を切り離す。
【００３８】外部発生源からの干渉を最小限にするた
め、磁石、勾配コイルアセンブリ、ＲＦ送受信コイル、
および患者取り扱い装置を含むＮＭＲシステム構成要素
は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入れられてい
る。シールドは一般に部屋全体を囲む銅またはアルミニ
ウムの遮蔽網によって行われる。遮蔽網はシステムの発
生するＲＦ信号を封じ込める役目を果たすとともに、室
外で発生したＲＦ信号からシステムを遮蔽する。
め、磁石、勾配コイルアセンブリ、ＲＦ送受信コイル、
および患者取り扱い装置を含むＮＭＲシステム構成要素
は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入れられてい
る。シールドは一般に部屋全体を囲む銅またはアルミニ
ウムの遮蔽網によって行われる。遮蔽網はシステムの発
生するＲＦ信号を封じ込める役目を果たすとともに、室
外で発生したＲＦ信号からシステムを遮蔽する。
【００３９】特に図１および２に示すようにトランシー
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界を発生する構成要素およびコイル１３
８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する構成
要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわち搬
送波の周波数は周波数シンセサイザ２００が作成する。
周波数シンセサイザ２００は主コンピュータ１０１から
通信リンク１０３を介して一組みのデイジタル信号を受
ける。これらのディジタル信号は出力２０１に生じなけ
ればならない周波数を１ヘルツの分解能で示す。この命
令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加される。変調
器２０２では線２０３を介して受けた信号に応じてＲＦ
搬送波が周波数変調および振幅変調を受ける。結果のＲ
Ｆ励起信号はＰＣＭ１２０から線２０４を介して受けた
制御信号に応じてターンオンおよびターンオフされる。
線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルスの大きさは
送信減衰回路２０６によって減衰される。送信減衰回路
２０６は主コンピュータ１０１から通信リンク１０３を
介してディジタル信号を受ける。減衰されたＲＦ励起パ
ルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動する電力増幅器１
２３に印加される。
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界を発生する構成要素およびコイル１３
８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する構成
要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわち搬
送波の周波数は周波数シンセサイザ２００が作成する。
周波数シンセサイザ２００は主コンピュータ１０１から
通信リンク１０３を介して一組みのデイジタル信号を受
ける。これらのディジタル信号は出力２０１に生じなけ
ればならない周波数を１ヘルツの分解能で示す。この命
令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加される。変調
器２０２では線２０３を介して受けた信号に応じてＲＦ
搬送波が周波数変調および振幅変調を受ける。結果のＲ
Ｆ励起信号はＰＣＭ１２０から線２０４を介して受けた
制御信号に応じてターンオンおよびターンオフされる。
線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルスの大きさは
送信減衰回路２０６によって減衰される。送信減衰回路
２０６は主コンピュータ１０１から通信リンク１０３を
介してディジタル信号を受ける。減衰されたＲＦ励起パ
ルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動する電力増幅器１
２３に印加される。
【００４０】やはり図１および図２に示すように、被検
体の中の励起されたスピンが生じるＮＭＲ信号は受信コ
イル１３８Ｂによってピックアップされ、受信器２０７
の入力に印加される。受信器２０７はＮＭＲ信号を増幅
する。次に、これは主コンピュータ１０１からリンク１
０３を介して受けたディジタル減衰信号によって定まる
量だけ減衰される。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線
２０８を介して与えられる信号によってターンオンおよ
びターンオフする。これにより、遂行している特定の取
得が必要とする期間だけＮＭＲ信号が取得される。
体の中の励起されたスピンが生じるＮＭＲ信号は受信コ
イル１３８Ｂによってピックアップされ、受信器２０７
の入力に印加される。受信器２０７はＮＭＲ信号を増幅
する。次に、これは主コンピュータ１０１からリンク１
０３を介して受けたディジタル減衰信号によって定まる
量だけ減衰される。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線
２０８を介して与えられる信号によってターンオンおよ
びターンオフする。これにより、遂行している特定の取
得が必要とする期間だけＮＭＲ信号が取得される。
【００４１】受信されたＮＭＲ信号が直角検出器２０９
によって復調されることにより、二つの信号ＩおよびＱ
が作成される。この二つの信号はエイリアシング防止
（ａｎｔｉ−ａｌｉａｓｉｎｇ）フィルタ（図示せず）
を介して、まとめて２１５と表されている一対のアナロ
グーディジタル変換器に結合されている。直角検出器２
０９はまた第二の周波数シンセサイザ２１０からＲＦ基
準信号を受ける。これを用いて、直角検出器２０９はＲ
Ｆ基準と同相であるＮＭＲ信号（Ｉ信号）成分の振幅お
よびＲＦ基準と直角であるＮＭＲ信号（Ｑ信号）成分の
振幅を検知する。
によって復調されることにより、二つの信号ＩおよびＱ
が作成される。この二つの信号はエイリアシング防止
（ａｎｔｉ−ａｌｉａｓｉｎｇ）フィルタ（図示せず）
を介して、まとめて２１５と表されている一対のアナロ
グーディジタル変換器に結合されている。直角検出器２
０９はまた第二の周波数シンセサイザ２１０からＲＦ基
準信号を受ける。これを用いて、直角検出器２０９はＲ
Ｆ基準と同相であるＮＭＲ信号（Ｉ信号）成分の振幅お
よびＲＦ基準と直角であるＮＭＲ信号（Ｑ信号）成分の
振幅を検知する。
【００４２】受信したＮＭＲ信号のＩ成分およびＱ成分
は取得周期全体にわたって６４ｋＨｚのサンプリング速
度でＡ／Ｄ変換器２１５によって継続的にサンプリング
され、ディジタル化される。ＮＭＲ信号のＩ成分とＱ成
分の各々に対して２５６個のディジタル数の組が同時に
取得され、これらのディジタル数は直列リンク１０５を
介して主コンピュータ１０１に伝えられる。各ディジタ
ル数対は複素値Ｉ＋ｉＱであると考えられる。
は取得周期全体にわたって６４ｋＨｚのサンプリング速
度でＡ／Ｄ変換器２１５によって継続的にサンプリング
され、ディジタル化される。ＮＭＲ信号のＩ成分とＱ成
分の各々に対して２５６個のディジタル数の組が同時に
取得され、これらのディジタル数は直列リンク１０５を
介して主コンピュータ１０１に伝えられる。各ディジタ
ル数対は複素値Ｉ＋ｉＱであると考えられる。
【００４３】図１のＮＭＲシステムは一連のパルスシー
ケンスを遂行することにより、所望の速度画像を再構成
するのに充分なＮＭＲデータを収集する。特に図３Ａに
示すように、第一のパルスシーケンスは通常の一次モー
メント無効化勾配エコーシーケンスであり、その中でＧ
ｚスライス選択勾配パルス３０１が存在する状態で選択
的ＲＦ励起パルス３００が被検体に印加される。励起パ
ルス３００はフリップ（ｆｌｉｐ）角αをそなえてお
り、αの代表的な値は３０°である。スライス選択勾配
パルス３０１の生じる位相シフトに対して励起パルス３
００から時間ＴＥ後に作成されるＮＭＲ信号３０３を補
償するため、そしてＮＭＲ信号３０３をｚ軸に沿った速
度に対して鋭敏でないようにするため、米国特許第４，
７３１，５８３号に開示されているように、Ｇｚ勾配コ
イルが負のＧｚ勾配パルス３０４の後に正のＧｚ勾配パ
ルス３０５を発生する。例えば、一つの方法はパルス３
０１と同じ幅であるが符号が逆のパルス３０４を使うこ
とであり、パルス３０５はパルス３０１に対して幅は半
分であるが、高さは同じである。パルス３０４および３
０５がｚ軸に沿った速度を補償するが、加速度およびよ
り高次の運動を補償するためのより複雑な勾配波形も熟
練した当業者には知られている。
ケンスを遂行することにより、所望の速度画像を再構成
するのに充分なＮＭＲデータを収集する。特に図３Ａに
示すように、第一のパルスシーケンスは通常の一次モー
メント無効化勾配エコーシーケンスであり、その中でＧ
ｚスライス選択勾配パルス３０１が存在する状態で選択
的ＲＦ励起パルス３００が被検体に印加される。励起パ
ルス３００はフリップ（ｆｌｉｐ）角αをそなえてお
り、αの代表的な値は３０°である。スライス選択勾配
パルス３０１の生じる位相シフトに対して励起パルス３
００から時間ＴＥ後に作成されるＮＭＲ信号３０３を補
償するため、そしてＮＭＲ信号３０３をｚ軸に沿った速
度に対して鋭敏でないようにするため、米国特許第４，
７３１，５８３号に開示されているように、Ｇｚ勾配コ
イルが負のＧｚ勾配パルス３０４の後に正のＧｚ勾配パ
ルス３０５を発生する。例えば、一つの方法はパルス３
０１と同じ幅であるが符号が逆のパルス３０４を使うこ
とであり、パルス３０５はパルス３０１に対して幅は半
分であるが、高さは同じである。パルス３０４および３
０５がｚ軸に沿った速度を補償するが、加速度およびよ
り高次の運動を補償するためのより複雑な勾配波形も熟
練した当業者には知られている。
【００４４】ＮＭＲ信号３０３を位置符号化するため、
ＲＦ励起パルス３００の印加後間もなく位相符号化Ｇｙ
勾配パルス３０６が被検体に印加される。当業者には周
知の通り、完全な走査は一連のこれらのパルスシーケン
スで構成され、一連の、たとえば２５６個の離散的な位
相符号化値をＧｙ位相符号化パルスの値として順次用い
ることにより、ｙ軸に沿ってＮＭＲ信号を生じるスピン
の位置が突き止められる。ＮＭＲ勾配エコー信号３０３
を取得するときに作成され、ＮＭＲ信号３０３を周波数
符号化するＧｘ勾配パルス３０７により、ｘ軸に沿った
位置が突き止められる。Ｇｙ位相符号化勾配パルス３０
６と異なり、Ｇｘ読み出し勾配パルス３０７は走査全体
の間、一定の値に留まる。勾配エコー３０３を作成し、
これをｘ軸に沿った速度に感応しないようにするため、
米国特許第４，７３１，５８３号に開示されているよう
にパルス３０７に先立って勾配パルス３０８および３０
９が作成される。
ＲＦ励起パルス３００の印加後間もなく位相符号化Ｇｙ
勾配パルス３０６が被検体に印加される。当業者には周
知の通り、完全な走査は一連のこれらのパルスシーケン
スで構成され、一連の、たとえば２５６個の離散的な位
相符号化値をＧｙ位相符号化パルスの値として順次用い
ることにより、ｙ軸に沿ってＮＭＲ信号を生じるスピン
の位置が突き止められる。ＮＭＲ勾配エコー信号３０３
を取得するときに作成され、ＮＭＲ信号３０３を周波数
符号化するＧｘ勾配パルス３０７により、ｘ軸に沿った
位置が突き止められる。Ｇｙ位相符号化勾配パルス３０
６と異なり、Ｇｘ読み出し勾配パルス３０７は走査全体
の間、一定の値に留まる。勾配エコー３０３を作成し、
これをｘ軸に沿った速度に感応しないようにするため、
米国特許第４，７３１，５８３号に開示されているよう
にパルス３０７に先立って勾配パルス３０８および３０
９が作成される。
【００４５】ＮＭＲ信号３０３がトランシーバ１２２に
よって取得され、１行の２５６個の複素数にディジタル
化され、この２５６個の複素数は主コンピュータ１０１
のメモリに記憶される。Ｇｙ位相符号化勾配の各々の値
に対して、ＮＭＲ信号３０３が作成、取得、ディジタル
化され、２５６個の複素数の別々の行に記憶される。し
たがって、走査完了時に二次元（２５６×２５６）マト
リックスの複素数がコンピュータ１０１に記憶される。
流れ感応化勾配が印加されないときに作成されるこれら
のＮＭＲ信号をフーリエ変換して通常のＮＭＲ画像とす
ることができる。これらの流れ補償された信号から作成
される画像データをここでは基準画像データＳ0 と呼ぶ
ことにする。これは後で述べるように基準位相画像φ0
を計算するために使用される。
よって取得され、１行の２５６個の複素数にディジタル
化され、この２５６個の複素数は主コンピュータ１０１
のメモリに記憶される。Ｇｙ位相符号化勾配の各々の値
に対して、ＮＭＲ信号３０３が作成、取得、ディジタル
化され、２５６個の複素数の別々の行に記憶される。し
たがって、走査完了時に二次元（２５６×２５６）マト
リックスの複素数がコンピュータ１０１に記憶される。
流れ感応化勾配が印加されないときに作成されるこれら
のＮＭＲ信号をフーリエ変換して通常のＮＭＲ画像とす
ることができる。これらの流れ補償された信号から作成
される画像データをここでは基準画像データＳ0 と呼ぶ
ことにする。これは後で述べるように基準位相画像φ0
を計算するために使用される。
【００４６】三つの付加的な測定サイクルを実行するこ
とにより、本発明を実施するために必要なデータが取得
される。これらの測定サイクルは図３Ａのパルスシーケ
ンスを用いるが、一つの重要な相違点がある。すなわ
ち、これらの測定サイクルには、一対のデカルト座標に
沿った速度にＮＭＲ信号３０３を感応させる運動符号化
磁界勾配が含まれる。図３Ａのパルスシーケンスの位置
符号化勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを作成するのと同じコ
イルがこれらの運動符号化磁界勾配を作成する。
とにより、本発明を実施するために必要なデータが取得
される。これらの測定サイクルは図３Ａのパルスシーケ
ンスを用いるが、一つの重要な相違点がある。すなわ
ち、これらの測定サイクルには、一対のデカルト座標に
沿った速度にＮＭＲ信号３０３を感応させる運動符号化
磁界勾配が含まれる。図３Ａのパルスシーケンスの位置
符号化勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを作成するのと同じコ
イルがこれらの運動符号化磁界勾配を作成する。
【００４７】更に詳しく述べると、図３Ａのパルスシー
ケンスを使って基準測定を行った後、図３Ｂに示す付加
的な勾配パルス３１０−３１３を用いて第一の運動符号
化測定が行われる。これらの付加的な勾配パルス３１０
−３１３が図３Ａの運動補償された勾配パルスに追加さ
れ、それぞれのｘ軸およびｙ軸に沿って双極性の勾配を
作成する。これらの双極性の勾配パルス３１０／３１１
および３１２／３１３は後続のＮＭＲ信号３０３をｘ軸
およびｙ軸に沿って動くスピンの速度に感応させる。各
パルス３１０、３１１の面積Ａｘは等しく、時間ｔx だ
け離れている。したがって、一次モーメントの変化はΔ
Ｍx1＝Ａx ｔx で表される。同様に、パルス３１２、３
１３はそれぞれ面積がＡｙであり、時間ｔy だけ離れて
おり、一次モーメントの変化ΔＭy1＝Ａy ｔy を生ず
る。前に述べたように、これらの一次モーメントの変化
△Ｍx1および△Ｍy1が速度感度を決定し、速度感度は通
常、面積ＡｘおよびＡｙをそれぞれ調整することによっ
て制御される。
ケンスを使って基準測定を行った後、図３Ｂに示す付加
的な勾配パルス３１０−３１３を用いて第一の運動符号
化測定が行われる。これらの付加的な勾配パルス３１０
−３１３が図３Ａの運動補償された勾配パルスに追加さ
れ、それぞれのｘ軸およびｙ軸に沿って双極性の勾配を
作成する。これらの双極性の勾配パルス３１０／３１１
および３１２／３１３は後続のＮＭＲ信号３０３をｘ軸
およびｙ軸に沿って動くスピンの速度に感応させる。各
パルス３１０、３１１の面積Ａｘは等しく、時間ｔx だ
け離れている。したがって、一次モーメントの変化はΔ
Ｍx1＝Ａx ｔx で表される。同様に、パルス３１２、３
１３はそれぞれ面積がＡｙであり、時間ｔy だけ離れて
おり、一次モーメントの変化ΔＭy1＝Ａy ｔy を生ず
る。前に述べたように、これらの一次モーメントの変化
△Ｍx1および△Ｍy1が速度感度を決定し、速度感度は通
常、面積ＡｘおよびＡｙをそれぞれ調整することによっ
て制御される。
【００４８】被検体の完全な１走査に対してこれらの運
動符号化勾配パルス３１０−３１３を用いることによ
り、複素数の２５６×２５６の配列が作成される。この
データ組をフーリエ変換することにより、画像（Ｓ1 ）
が作成される。画像（Ｓ1 ）を後述するように処理する
ことにより、第一の増分された位相測定値φ1 が作成さ
れる。
動符号化勾配パルス３１０−３１３を用いることによ
り、複素数の２５６×２５６の配列が作成される。この
データ組をフーリエ変換することにより、画像（Ｓ1 ）
が作成される。画像（Ｓ1 ）を後述するように処理する
ことにより、第一の増分された位相測定値φ1 が作成さ
れる。
【００４９】特に図３Ａおよび３Ｃを参照して説明する
と、第二の測定サイクルが実行されて運動符号化勾配パ
ルス３１４−３１７が印加されることにより、ＮＭＲ信
号３０３がｘ軸およびｚ軸に沿った速度に感応する。パ
ルス３１４および３１５はパルス３１０および３１１と
ほぼ同じである。パルス３１６および３１７は面積がＡ
ｚで等しく、時間ｔz だけ離れている。パルス３１６お
よび３１７は一次モーメントに変化ΔＭz1＝Ａz ｔz を
生ずる。これらの運動符号化勾配パルスが図３Ａの運動
補償された勾配パルスに追加される。結果のＮＭＲ信号
が取得されて、複素数の２５６×２５６の配列が作成さ
れる。この配列を変換することにより、画像データ組Ｓ
2 が作成され、これを使って第二の増分された位相測定
値φ2 が計算される。
と、第二の測定サイクルが実行されて運動符号化勾配パ
ルス３１４−３１７が印加されることにより、ＮＭＲ信
号３０３がｘ軸およびｚ軸に沿った速度に感応する。パ
ルス３１４および３１５はパルス３１０および３１１と
ほぼ同じである。パルス３１６および３１７は面積がＡ
ｚで等しく、時間ｔz だけ離れている。パルス３１６お
よび３１７は一次モーメントに変化ΔＭz1＝Ａz ｔz を
生ずる。これらの運動符号化勾配パルスが図３Ａの運動
補償された勾配パルスに追加される。結果のＮＭＲ信号
が取得されて、複素数の２５６×２５６の配列が作成さ
れる。この配列を変換することにより、画像データ組Ｓ
2 が作成され、これを使って第二の増分された位相測定
値φ2 が計算される。
【００５０】特に図３Ａおよび３Ｄを参照して説明する
と、ｙ軸およびｚ軸に沿った速度に感応するように運動
符号化勾配パルス３１８−３２１で最後の測定サイクル
が実行される。パルス３１８および３１９は３１２およ
び３１３とほぼ同じであり、パルス３２０および３２１
はパルス３１６および３１７とほぼ同じである。勾配パ
ルス３１８−３２１が図３Ａの運動補償された勾配パル
スに追加されることにより、一次モーメントの変化△Ｍ
y1および△Ｍz1が作成される。結果の信号が取得される
ことにより、複素数の２５６×２５６の画像配列Ｓ3 が
作成され、これを使って第三の増分された位相測定値φ
3 が計算される。
と、ｙ軸およびｚ軸に沿った速度に感応するように運動
符号化勾配パルス３１８−３２１で最後の測定サイクル
が実行される。パルス３１８および３１９は３１２およ
び３１３とほぼ同じであり、パルス３２０および３２１
はパルス３１６および３１７とほぼ同じである。勾配パ
ルス３１８−３２１が図３Ａの運動補償された勾配パル
スに追加されることにより、一次モーメントの変化△Ｍ
y1および△Ｍz1が作成される。結果の信号が取得される
ことにより、複素数の２５６×２５６の画像配列Ｓ3 が
作成され、これを使って第三の増分された位相測定値φ
3 が計算される。
【００５１】これによりこの方法のデータ取得ステップ
が完了し、四つのデータ組Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3
を使ってデータ処理ステップが開始される。
が完了し、四つのデータ組Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3
を使ってデータ処理ステップが開始される。
【００５２】必要なデータを取得するため他の多くのパ
ルスシーケンスを使用し得ることは当業者には明らかで
ある。更に、位相符号化値を増分させる前に各位相符号
化値で四つの測定が行われるように、すなわち「ビュ
ー」を行うように、四つのデータ組Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 お
よびＳ3 の取得のはさみこみ（インタリーブ）を行うこ
とができる。また、米国特許第４，４４３，７６０号に
述べられているように信号対雑音比を改善するため、ま
たはシステム誤差を相殺するため各データ組に対する各
位相符号化値で多重測定を行うことができる。そして最
後に、各位相測定に対して勾配モーメントＭ1 を作成す
るため多数の異なる手法がある。例えば、勾配パルスは
図３Ｂ−３Ｄに示すのと異なる形状とすることができ
る、あるいは勾配パルスを時間的に離して一次モーメン
トを大きくしてもよいし、あるいはそれらの継続時間を
詰めてもよい。また、１８０°ＲＦパルスを使用するス
ピンエコーシーケンスを使ってもよい。速度符号化パル
スが１８０°ＲＦ励起パルスの両側に作成される場合に
は、双極性勾配パルスを使わないで、両方の速度符号化
パルスが同じ極性であってもよい。基準位相測定に非零
の勾配一次モーメントを含めることも可能であり、実
際、基準位相測定に使用されるパルスが三つの座標の各
々に沿って一次モーメント−△Ｍx1、−△Ｍy1、および
−△Ｍz1を有している場合には、各シーケンスに対する
勾配一次モーメントの大きさを半減することができる。
重要な要素は、時間ＴＥに於ける勾配パルスの正味総面
積（零次モーメント）を変えないで一次モーメントを△
Ｍ1 だけ変えるように各軸に対して勾配波形が変えられ
るということである。
ルスシーケンスを使用し得ることは当業者には明らかで
ある。更に、位相符号化値を増分させる前に各位相符号
化値で四つの測定が行われるように、すなわち「ビュ
ー」を行うように、四つのデータ組Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 お
よびＳ3 の取得のはさみこみ（インタリーブ）を行うこ
とができる。また、米国特許第４，４４３，７６０号に
述べられているように信号対雑音比を改善するため、ま
たはシステム誤差を相殺するため各データ組に対する各
位相符号化値で多重測定を行うことができる。そして最
後に、各位相測定に対して勾配モーメントＭ1 を作成す
るため多数の異なる手法がある。例えば、勾配パルスは
図３Ｂ−３Ｄに示すのと異なる形状とすることができ
る、あるいは勾配パルスを時間的に離して一次モーメン
トを大きくしてもよいし、あるいはそれらの継続時間を
詰めてもよい。また、１８０°ＲＦパルスを使用するス
ピンエコーシーケンスを使ってもよい。速度符号化パル
スが１８０°ＲＦ励起パルスの両側に作成される場合に
は、双極性勾配パルスを使わないで、両方の速度符号化
パルスが同じ極性であってもよい。基準位相測定に非零
の勾配一次モーメントを含めることも可能であり、実
際、基準位相測定に使用されるパルスが三つの座標の各
々に沿って一次モーメント−△Ｍx1、−△Ｍy1、および
−△Ｍz1を有している場合には、各シーケンスに対する
勾配一次モーメントの大きさを半減することができる。
重要な要素は、時間ＴＥに於ける勾配パルスの正味総面
積（零次モーメント）を変えないで一次モーメントを△
Ｍ1 だけ変えるように各軸に対して勾配波形が変えられ
るということである。
【００５３】速度画像を作成するための四つのデータ組
Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 の処理が図４に示されてい
る。すべての処理は蓄積プログラムの命令の指示のもと
にコンピュータシステム１００で実行される。取得され
たＮＭＲデータをフーリエ変換することによって作成さ
れる複素画像Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 に対する四つ
のデータ組はブロック３３４−３３７で表される複素数
配列Ｓ0 （ｘ，ｙ）、Ｓ1 （ｘ，ｙ）、Ｓ2 （ｘ，ｙ）
およびＳ3 （ｘ，ｙ）として格納される。
Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 の処理が図４に示されてい
る。すべての処理は蓄積プログラムの命令の指示のもと
にコンピュータシステム１００で実行される。取得され
たＮＭＲデータをフーリエ変換することによって作成さ
れる複素画像Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 に対する四つ
のデータ組はブロック３３４−３３７で表される複素数
配列Ｓ0 （ｘ，ｙ）、Ｓ1 （ｘ，ｙ）、Ｓ2 （ｘ，ｙ）
およびＳ3 （ｘ，ｙ）として格納される。
【００５４】配列３３４−３３７の各要素は四つの実験
の各々に於ける空間内の位置すなわち画素でスピンによ
り発生されるＮＭＲ信号の大きさおよび位相についての
情報を含む複素数である。配列３３４−３３７の各要素
に対してＮＭＲ信号の位相が次式のように計算される。
の各々に於ける空間内の位置すなわち画素でスピンによ
り発生されるＮＭＲ信号の大きさおよび位相についての
情報を含む複素数である。配列３３４−３３７の各要素
に対してＮＭＲ信号の位相が次式のように計算される。
【００５５】
【数６】
但し、Ｑ＝画素に於ける複素数の「虚数」成分
Ｉ＝測定された値の「実数」成分。
【００５６】式（９）で使用される逆正接関数はフォー
トラン（ＦＯＲＴＲＡＮ）コンピュータ言語の「ＡＴＡ
Ｎ２」のような四象限逆正接であることが好ましい。
トラン（ＦＯＲＴＲＡＮ）コンピュータ言語の「ＡＴＡ
Ｎ２」のような四象限逆正接であることが好ましい。
【００５７】これらの計算の結果、四つの２５６×２５
６の位相配列３３８−３４１が作成されることにより、
位相測定値φ0 （ｘ，ｙ）、φ1（ｘ，ｙ）、φ
2 （ｘ，ｙ）およびφ3 （ｘ，ｙ）が得られる。
６の位相配列３３８−３４１が作成されることにより、
位相測定値φ0 （ｘ，ｙ）、φ1（ｘ，ｙ）、φ
2 （ｘ，ｙ）およびφ3 （ｘ，ｙ）が得られる。
【００５８】位相測定値φ0 （ｘ，ｙ）は第一の（たと
えば、流れ補償された）実験（図３Ａ）の各画素に於け
るＮＭＲ位相である。これらの値は通常、Ｂ0 の不均一
性、ＲＦ浸透効果、パルスシーケンス同調のような影響
により、また図３Ａのパルスシーケンスで使用される勾
配パルスによってどのような運動符号化が行われても、
零ではない。後続のφ1 、φ2 およびφ3 の測定もこれ
らの影響を受ける。しかし、これらには図３Ｂ、３Ｃお
よび３Ｄの増分して印加される運動符号化勾配パルスお
よびｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸に沿ったスピンの速度によ
る位相成分も含まれている。位相値φ0 、φ1 、φ2 お
よびφ3 を次のように組み合わせることにより、画像の
各画素でのスピンの三つの速度成分を計算することがで
きる。
えば、流れ補償された）実験（図３Ａ）の各画素に於け
るＮＭＲ位相である。これらの値は通常、Ｂ0 の不均一
性、ＲＦ浸透効果、パルスシーケンス同調のような影響
により、また図３Ａのパルスシーケンスで使用される勾
配パルスによってどのような運動符号化が行われても、
零ではない。後続のφ1 、φ2 およびφ3 の測定もこれ
らの影響を受ける。しかし、これらには図３Ｂ、３Ｃお
よび３Ｄの増分して印加される運動符号化勾配パルスお
よびｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸に沿ったスピンの速度によ
る位相成分も含まれている。位相値φ0 、φ1 、φ2 お
よびφ3 を次のように組み合わせることにより、画像の
各画素でのスピンの三つの速度成分を計算することがで
きる。
【００５９】空間内の各点（ｘ，ｙ）に対して、スピン
速度成分Ｖｘ、ＶｙおよびＶｚが次式を使って計算され
る。
速度成分Ｖｘ、ＶｙおよびＶｚが次式を使って計算され
る。
【００６０】
ｖx ＝（−φ0 ＋φ1 ＋φ2 −φ3 ）／２γΔＭx1 （１０）
ｖy ＝（−φ0 ＋φ1 −φ2 ＋φ3 ）／２γΔＭy1 （１１）
ｖz ＝（−φ0 −φ1 ＋φ2 ＋φ3 ）／２γΔＭz1 （１２）
但し、△Ｍx1、△Ｍy1および△Ｍz1はｘ、ｙおよびｚの
各軸に於ける基準位相と他の位相測定値との間の運動符
号化勾配の一次モーメントの変化である。
各軸に於ける基準位相と他の位相測定値との間の運動符
号化勾配の一次モーメントの変化である。
【００６１】これらの計算の結果、空間の各点で速度の
ｘ、ｙおよびｚ成分を示す三つの２５６×２５６要素の
配列３４２−３４４が得られる。これらの成分を組み合
わせることにより、単一の配列３４５を作成することが
できる。配列３４５は空間内の各点でのスピンの速度Ｖ
（ｘ，ｙ）を示す。
ｘ、ｙおよびｚ成分を示す三つの２５６×２５６要素の
配列３４２−３４４が得られる。これらの成分を組み合
わせることにより、単一の配列３４５を作成することが
できる。配列３４５は空間内の各点でのスピンの速度Ｖ
（ｘ，ｙ）を示す。
【００６２】
【数７】
配列３４５の値Ｖ（ｘ，ｙ）はディスプレイにマッピン
グすることができ、ディスプレイでは値Ｖ（ｘ，ｙ）は
画像画素の強度、すなわち明るさを制御する。
グすることができ、ディスプレイでは値Ｖ（ｘ，ｙ）は
画像画素の強度、すなわち明るさを制御する。
【００６３】本発明の平衡形４点法は単一の既知の方向
のスピン速度を測定するために必要な時間の２倍の時間
で、任意の方向に動くスピンの速度を測定する。しか
し、走査時間のこの増加は付随する信号対雑音比の改善
として充分に反映される。
のスピン速度を測定するために必要な時間の２倍の時間
で、任意の方向に動くスピンの速度を測定する。しか
し、走査時間のこの増加は付随する信号対雑音比の改善
として充分に反映される。
【００６４】他の画像も形成し、ディスプレイすること
ができる。例えば、別々の速度成分Ｖｘ、ＶｙまたはＶ
ｚの画像を作成することができる。また、標準三角手法
を使って流れの方向の画像を計算し、ディスプレイする
ことができる。
ができる。例えば、別々の速度成分Ｖｘ、ＶｙまたはＶ
ｚの画像を作成することができる。また、標準三角手法
を使って流れの方向の画像を計算し、ディスプレイする
ことができる。
【００６５】好ましい実施例では、各方向の一次モーメ
ントの変化△Ｍx1、△Ｍy1および△Ｍz1は同じである。
これは運動の方向が未知である場合には理想的である
が、そうである必要はない。各軸に沿って異なる流れ符
号化の強さを使うことも可能である。例えば、φ1 およ
びφ2 を測定するとき図３Ｂおよび３Ｃでより大きい△
Ｍx1（例えば、より大きいＡｘ）を使うことによってｘ
方向に、より強い符号化を使うことができる。このよう
な場合、Ｖｘは式（１０）に従って計算される。より大
きな△Ｍx1を使用することにより速度のより精密な測定
値が得られるが、エイリアシングが生じる前のダイナミ
ックレンジが小さくなる。次式の条件のいずれかが存在
すれば、エイリアシングが生じる。
ントの変化△Ｍx1、△Ｍy1および△Ｍz1は同じである。
これは運動の方向が未知である場合には理想的である
が、そうである必要はない。各軸に沿って異なる流れ符
号化の強さを使うことも可能である。例えば、φ1 およ
びφ2 を測定するとき図３Ｂおよび３Ｃでより大きい△
Ｍx1（例えば、より大きいＡｘ）を使うことによってｘ
方向に、より強い符号化を使うことができる。このよう
な場合、Ｖｘは式（１０）に従って計算される。より大
きな△Ｍx1を使用することにより速度のより精密な測定
値が得られるが、エイリアシングが生じる前のダイナミ
ックレンジが小さくなる。次式の条件のいずれかが存在
すれば、エイリアシングが生じる。
【００６６】
｜γｖx ΔＭx1＋γｖy ΔＭy1｜ ＞π
｜γｖx ΔＭx1＋γｖz ΔＭz1｜ ＞π （１４）
｜γｖy ΔＭy1＋γｖz ΔＭz1｜ ＞π
この条件下で、高速度によるエイリアシングなしで各運
動軸に沿って最も精密な測定値を生じるように一次モー
メントを選択することができる。
動軸に沿って最も精密な測定値を生じるように一次モー
メントを選択することができる。
【００６７】本発明は画像を作成することなく実施する
ことも可能である。すなわち、図３Ａのパルスシーケン
ス中のイメージング勾配を消去することができ、上記の
ように四つの測定を行うことができる。このように行わ
れた速度測定値はＮＭＲシステムの感度領域内のすべて
のスピンの運動を表す。
ことも可能である。すなわち、図３Ａのパルスシーケン
ス中のイメージング勾配を消去することができ、上記の
ように四つの測定を行うことができる。このように行わ
れた速度測定値はＮＭＲシステムの感度領域内のすべて
のスピンの運動を表す。
【００６８】また、本発明ではより高次の運動を測定す
ることができる。例えば、二次モーメントを持つが一次
または零次のモーメントを持たない四つのローブのある
波形に図３Ｂ−３Ｄの波形を置き換えることにより、加
速度を測定することができる。四つの測定が行われ、位
相を次式のように組合わせることにより加速度が示され
る。
ることができる。例えば、二次モーメントを持つが一次
または零次のモーメントを持たない四つのローブのある
波形に図３Ｂ−３Ｄの波形を置き換えることにより、加
速度を測定することができる。四つの測定が行われ、位
相を次式のように組合わせることにより加速度が示され
る。
【００６９】
ａx ＝（−φ0 ＋φ1 ＋φ2 −φ3 ）／（４γΔＭx2）
ａy ＝（−φ0 ＋φ1 −φ2 ＋φ3 ）／（４γΔＭy2） （１５）
ａz ＝（−φ0 −φ1 ＋φ2 ＋φ3 ）／（４γΔＭz2）
三つの方向のスピンの運動に関連した様々のパラメータ
は本発明を使用して測定することができる。また、本発
明を３次元手法とともに使用することにより３次元の運
動マップを作成することもできる。
は本発明を使用して測定することができる。また、本発
明を３次元手法とともに使用することにより３次元の運
動マップを作成することもできる。
【図１】本発明を用いたＮＭＲシステムのブロック図で
ある。
ある。
【図２】図１のＮＭＲシステムの一部を構成するトラン
シーバの電気ブロック図である。
シーバの電気ブロック図である。
【図３】データを取得して速度を測定するために使用さ
れるＮＭＲパルスシーケンスを示すグラフである。
れるＮＭＲパルスシーケンスを示すグラフである。
【図４】図３のパルスシーケンスを使って取得されたＮ
ＭＲデータからどのように速度画像が再構成されるかを
簡略に表した流れ図である。
ＭＲデータからどのように速度画像が再構成されるかを
簡略に表した流れ図である。
１０１ 主コンピュータ
１０２ インタフェース
１０４ 磁気テープ駆動装置
１０６ 配列プロセッサ
１０８ 画像プロセッサ
１１０ 画像ディスク記憶装置
１１２ なまのデータのディスク記憶装置
１１８ システム制御器
１２３ ＲＦ増幅器
１２８ 勾配増幅システム
１３６ 勾配コイルアセンブリ
１３８ ＲＦ送信／受信コイル
１４６ 主磁石アセンブリ
フロントページの続き
(51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所
Ｇ０１Ｐ 13/00 Ｄ 8708−2Ｆ
(72)発明者 ガリイ・ハロルド・グローバー
アメリカ合衆国、カリフオルニア州、メン
ロ・パーク、ハーバード・アベニユー、
825番
Claims (18)
- 【請求項１】 ＮＭＲシステムでスピンの運動を測定す
るための方法に於いて、 ａ）基準ＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより基準
ＮＭＲ信号Ｓ0 を作成するステップ、 ｂ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が上記基準ＮＭ
Ｒ測定サイクルとは異なる第一および第二のデカルト座
標に沿ったモーメントを有するパルスを含むことによ
り、結果として得られるＮＭＲ信号Ｓ1 を上記第一およ
び第二のデカルト座標に沿った運動スピンの運動に感応
させる第一のＮＭＲ測定サイクルを遂行するステップ、 ｃ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が上記基準ＮＭ
Ｒ測定サイクルとは異なる第一のデカルト座標および第
三のデカルト座標に沿ったモーメントを有するパルスを
含むことにより、結果として得られるＮＭＲ信号Ｓ2 を
上記第一および第三のデカルト座標に沿った運動スピン
の運動に感応させる第二のＮＭＲ測定サイクルを遂行す
るステップ、 ｄ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が上記基準ＮＭ
Ｒ測定サイクルとは異なる第二および第三のデカルト座
標に沿ったモーメントを有するパルスを含むことによ
り、結果として得られるＮＭＲ信号Ｓ3 を上記第二およ
び第三のデカルト座標に沿った運動スピンの運動に感応
させる第三のＮＭＲ測定サイクルを遂行するステップ、
および ｅ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることによりスピンの運動を示す値を計算するステッ
プ を含むことを特徴とするスピン運動測定方法。 - 【請求項２】 更に、 ｆ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることにより、上記第一のデカルト座標に沿ったスピ
ンの運動を示す第二の値を計算するステップ、 ｇ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることにより、上記第二のデカルト座標に沿ったスピ
ンの運動を示す第三の値を計算するステップ、 ｈ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることにより、上記第三のデカルト座標に沿ったスピ
ンの運動を示す第四の値を計算するステップ、および ｉ）ステップｆ）、ｇ）およびｈ）で計算された三つの
値を組み合わせることにより、三次元空間内でのでスピ
ンの運動を示す値を作成するステップ を含む請求項１記載のスピン運動測定方法。 - 【請求項３】 第一、第二および第三の各デカルト座標
に沿って作成されるモーメントが一次モーメントであ
り、上記値で表わされる運動が上記の一つのデカルト座
標に沿った運動スピンの速度である請求項１記載のスピ
ン運動測定方法。 - 【請求項４】 ＮＭＲ信号が対応する位相値φ0 、
φ1 、φ2 およびφ3 に変換され、位相値φ1 とφ2 を
算術的に加算し、それから位相値φ0 とφ3 を減算する
ことによりＮＭＲ信号がステップｅ）で組合わされる請
求項１記載のスピン運動測定方法。 - 【請求項５】 第二、第三および第四のそれぞれの値の
自乗の和の平方根を計算することにより、値がステップ
ｉ）で組合わされる請求項２記載のスピン運動測定方
法。 - 【請求項６】 ＮＭＲシステムでスピンの運動を表す画
像を作成するための方法に於いて、 ａ）基準ＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより基準
データ組Ｓ0 ′を取得するステップ、 ｂ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が基準ＮＭＲ測
定サイクルとは異なる第一および第二のデカルト座標に
沿ったモーメントＭを有するパルスを含むことにより、
結果として得られるデータ組Ｓ1 ′を上記第一および第
二のデカルト座標に沿ったスピンの運動に感応させるよ
うなＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより第一のデ
ータ組Ｓ1 ′を取得するステップ、 ｃ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が基準ＮＭＲ測
定サイクルとは異なる第一のデカルト座標および第三の
デカルト座標に沿ったモーメントＭを有するパルスを含
むことにより、第二のデータ組Ｓ2 ′を上記第一および
第三のデカルト座標に沿ったスピンの運動に感応させる
ような第二のＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより
第二のデータ組Ｓ2 ′を取得するステップ、 ｄ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が基準ＮＭＲ測
定サイクルとは異なる第二および第三のデカルト座標に
沿ったモーメントＭを有するパルスを含むことにより、
第三のデータ組Ｓ3 ′を上記第二および第三のデカルト
座標に沿ったスピンの運動に感応させるような第三のＮ
ＭＲ測定サイクルを遂行することにより第三のデータ組
Ｓ3 ′を取得するステップ、 ｅ）上記データ組Ｓ0 ′、Ｓ1 ′、Ｓ2 ′およびＳ3 ′
の各々にフーリエ変換を施すことにより対応する変換さ
れたデータ組Ｓ0 （ｘ，ｙ）、Ｓ1 （ｘ，ｙ）、Ｓ
2（ｘ，ｙ）およびＳ3 （ｘ，ｙ）を作成するステッ
プ、 ｆ）それぞれの変換されたデータ組Ｓ0 （ｘ，ｙ）、Ｓ
1 （ｘ，ｙ）、Ｓ2 （ｘ，ｙ）およびＳ3 （ｘ，ｙ）か
ら位相値組φ0 （ｘ，ｙ）、φ1 （ｘ，ｙ）、φ
2 （ｘ，ｙ）およびφ3 （ｘ，ｙ）を計算するステッ
プ、 ｇ）ｋを定数値として次式 ｍx （ｘ，ｙ）＝ｋ（−φ0 （ｘ，ｙ）＋φ1 （ｘ，ｙ） ＋φ2 （ｘ，ｙ）−φ3 （ｘ，ｙ）） に従って１組の運動成分ｍx （ｘ，ｙ）を計算するステ
ップを含むことを特徴とするスピンの運動を表す画像を
作成するための方法。 - 【請求項７】 更に、 ｈ）次式 ｍy （ｘ，ｙ）＝ｋ（−φ0 （ｘ，ｙ）＋φ1 （ｘ，ｙ） −φ2 （ｘ，ｙ）＋φ3 （ｘ，ｙ）） に従って１組の運動成分ｍy （ｘ，ｙ）を計算するステ
ップ、 ｉ）次式 ｍz （ｘ，ｙ）＝ｋ（−φ0 （ｘ，ｙ）−φ1 （ｘ，ｙ） ＋φ2 （ｘ，ｙ）＋φ3 （ｘ，ｙ）） に従って１組の運動成分ｍz （ｘ，ｙ）を計算するステ
ップ、 ｊ）次式 【数１】 に従って１組のスピン運動値ｍ（ｘ，ｙ）を計算するス
テップ、およびｋ）各画素の明るさが対応するスピン運
動値ｍ（ｘ，ｙ）によつて決定される画像を作成するス
テップを含むことを特徴とする請求項６記載のスピンの
運動を表す画像を作成するための方法。 - 【請求項８】 上記第一、第二および第三のデカルト座
標に沿ってモーメント−Ｍ／２を有する磁界勾配パルス
をそなえたＮＭＲ測定サイクルで基準データ組Ｓ0 ′が
取得される請求項６記載のスピンの運動を表す画像を作
成するための方法。 - 【請求項９】 イメージングされる運動が速度であり、
モーメントＭが一次モーメントである請求項６記載のス
ピンの運動を表す画像を作成するための方法。 - 【請求項１０】 ＮＭＲシステムでスピンの運動を測定
するための装置に於いて、 ａ）基準ＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより基準
ＮＭＲ信号Ｓ0 を作成する手段、 ｂ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が上記基準ＮＭ
Ｒ測定サイクルとは異なる第一および第二のデカルト座
標に沿ったモーメントを有するパルスを含むことによ
り、結果として得られるＮＭＲ信号Ｓ1 を上記第一およ
び第二のデカルト座標に沿った運動スピンの運動に感応
させる第一のＮＭＲ測定サイクルを遂行する手段、 ｃ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が上記基準ＮＭ
Ｒ測定サイクルとは異なる第一のデカルト座標および第
三のデカルト座標に沿ったモーメントを有するパルスを
含むことにより、結果として得られるＮＭＲ信号Ｓ2 を
上記第一および第三のデカルト座標に沿った運動スピン
の運動に感応させる第二のＮＭＲ測定サイクルを遂行す
る手段、 ｄ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が上記基準ＮＭ
Ｒ測定サイクルとは異なる第二および第三のデカルト座
標に沿ったモーメントを有するパルスを含むことによ
り、結果として得られるＮＭＲ信号Ｓ3 を上記第二およ
び第三のデカルト座標に沿った運動スピンの運動に感応
させる第三のＮＭＲ測定サイクルを遂行する手段、およ
び ｅ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることによりスピンの運動を示す値を計算する手段 を含むことを特徴とするスピン運動測定装置。 - 【請求項１１】 更に、 ｆ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることにより、上記第一のデカルト座標に沿ったスピ
ンの運動を示す第二の値を計算する手段、 ｇ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることにより、上記第二のデカルト座標に沿ったスピ
ンの運動を示す第三の値を計算する手段、 ｈ）ＮＭＲ信号Ｓ0 、Ｓ1 、Ｓ2 およびＳ3 を組み合わ
せることにより、上記第三のデカルト座標に沿ったスピ
ンの運動を示す第四の値を計算する手段、および ｉ）手段ｆ）、ｇ）およびｈ）で計算された三つの値を
組み合わせることにより、三次元空間内でのスピンの運
動を示す値を作成する手段 を含む請求項１０記載のスピン運動測定装置。 - 【請求項１２】 第一、第二および第三の各デカルト座
標に沿って作成されるモーメントが一次モーメントであ
り、上記値で表わされる運動が上記の一つのデカルト座
標に沿った運動スピンの速度である請求項１０記載のス
ピン運動測定装置。 - 【請求項１３】 ＮＭＲ信号が対応する位相値φ0 、φ
1 、φ2 およびφ3 に変換され、位相値φ1 とφ2 を算
術的に加算し、それから位相値φ0 とφ3 を減算するこ
とによりＮＭＲ信号が手段ｅ）で組合わされる請求項１
０記載のスピン運動測定装置。 - 【請求項１４】 第二、第三および第四のそれぞれの値
の自乗の和の平方根を計算することにより、値が手段
ｉ）で組合わされる請求項１１記載のスピン運動測定装
置。 - 【請求項１５】 ＮＭＲシステムでスピンの運動を表す
画像を作成するための装置に於いて、 ａ）基準ＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより基準
データ組Ｓ0 ′を取得する手段、 ｂ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が基準ＮＭＲ測
定サイクルとは異なる第一および第二のデカルト座標に
沿ったモーメントＭを有するパルスを含むことにより、
結果として得られるデータ組Ｓ1 ′を上記第一および第
二のデカルト座標に沿ったスピンの運動に感応させるよ
うなＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより第一のデ
ータ組Ｓ1 ′を取得する手段、 ｃ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が基準ＮＭＲ測
定サイクルとは異なる第一のデカルト座標および第三の
デカルト座標に沿ったモーメントＭを有するパルスを含
むことにより、第二のデータ組Ｓ2 ′を上記第一および
第三のデカルト座標に沿ったスピンの運動に感応させる
ような第二のＮＭＲ測定サイクルを遂行することにより
第二のデータ組Ｓ2 ′を取得する手段、 ｄ）ＮＭＲシステムで作成する磁界勾配が基準ＮＭＲ測
定サイクルとは異なる第二および第三のデカルト座標に
沿ったモーメントＭを有するパルスを含むことにより、
第三のデータ組Ｓ3 ′を上記第二および第三のデカルト
座標に沿ったスピンの運動に感応させるような第三のＮ
ＭＲ測定サイクルを遂行することにより第三のデータ組
Ｓ3 ′を取得する手段、 ｅ）上記データ組Ｓ0 ′、Ｓ1 ′、Ｓ2 ′およびＳ3 ′
の各々にフーリエ変換を施すことにより対応する変換さ
れたデータ組Ｓ0 （ｘ，ｙ）、Ｓ1 （ｘ，ｙ）、Ｓ
2（ｘ，ｙ）およびＳ3 （ｘ，ｙ）を作成する手段、 ｆ）それぞれの変換されたデータ組Ｓ0 （ｘ，ｙ）、Ｓ
1 （ｘ，ｙ）、Ｓ2 （ｘ，ｙ）およびＳ3 （ｘ，ｙ）か
ら位相値組φ0 （ｘ，ｙ）、φ1 （ｘ，ｙ）、φ
2 （ｘ，ｙ）およびφ3 （ｘ，ｙ）を計算する手段、 ｇ）ｋを定数値として次式 ｍx （ｘ，ｙ）＝ｋ（−φ0 （ｘ，ｙ）＋φ1 （ｘ，ｙ） ＋φ2 （ｘ，ｙ）−φ3 （ｘ，ｙ）） に従って１組の運動成分ｍx （ｘ，ｙ）を計算する手段
を含むことを特徴とするスピンの運動を表す画像を作成
するための装置。 - 【請求項１６】 更に、 ｈ）次式 ｍy （ｘ，ｙ）＝ｋ（−φ0 （ｘ，ｙ）＋φ1 （ｘ，ｙ） −φ2 （ｘ，ｙ）＋φ3 （ｘ，ｙ）） に従って１組の運動成分ｍy （ｘ，ｙ）を計算する手
段、 ｉ）次式 ｍz （ｘ，ｙ）＝ｋ（−φ0 （ｘ，ｙ）−φ1 （ｘ，ｙ） ＋φ2 （ｘ，ｙ）＋φ3 （ｘ，ｙ）） に従って１組の運動成分ｍz （ｘ，ｙ）を計算する手
段、 ｊ）次式 【数２】 に従って１組のスピン運動値ｍ（ｘ，ｙ）を計算する手
段、および ｋ）各画素の明るさが対応するスピン運動値ｍ（ｘ，
ｙ）によつて決定される画像を作成する手段 を含むことを特徴とする請求項１５記載のスピンの運動
を表す画像を作成するための装置。 - 【請求項１７】 上記第一、第二および第三のデカルト
座標に沿ってモーメント−Ｍ／２を有する磁界勾配パル
スをそなえたＮＭＲ測定サイクルで基準データ組Ｓ0 ′
が取得される請求項１５記載のスピンの運動を表す画像
を作成するための装置。 - 【請求項１８】 イメージングされる運動が速度であ
り、モーメントＭが一次モーメントである請求項１５記
載のスピンの運動を表す画像を作成するための装置。
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| US07/564,945 US5093620A (en) | 1990-08-09 | 1990-08-09 | Encoding for nmr phase contrast flow measurement |
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103609836A (zh) * | 2013-11-20 | 2014-03-05 | 昆明赛德饲料有限公司 | 一种饲料用蚕沙工业化加工方法 |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5225779A (en) * | 1991-08-28 | 1993-07-06 | Ihc Hospitals, Inc. | Hybrid magnetic aresonance spatial and velocity imaging |
| JP3162444B2 (ja) * | 1991-11-28 | 2001-04-25 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴診断装置 |
| US6163152A (en) * | 1998-06-15 | 2000-12-19 | General Electric Company | Method and system for correcting errors in MR images due to regions of gradient non-uniformity for parametric imaging such as quantitative flow analysis |
| US6188922B1 (en) * | 1999-01-08 | 2001-02-13 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Phase contrast imaging using interleaved projection data |
| US6393313B1 (en) | 2000-08-23 | 2002-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Producing a phase contrast MR image from a partial Fourier data acquisition |
| GB0122405D0 (en) * | 2001-09-17 | 2001-11-07 | Royal Brompton & Harefield Nhs | Magnetic resonance imaging |
| US7561909B1 (en) | 2002-09-16 | 2009-07-14 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | MRI navigator methods and systems |
| US7993285B2 (en) * | 2002-11-05 | 2011-08-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device having flexible distal tip |
| EP2317333A1 (de) * | 2009-10-30 | 2011-05-04 | Max-Delbrück-Centrum für Molekulare Medizin (MDC) | MRT-Betriebsverfahren |
Family Cites Families (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3191119A (en) * | 1962-06-05 | 1965-06-22 | Jerome R Singer | Apparatus for measuring flow using magnetic resoance |
| US3419793A (en) * | 1965-04-02 | 1968-12-31 | Badger Meter Mfg Co | Volumetric flow measuring device employing pulsed paramagnetic resonance |
| US3559044A (en) * | 1968-04-18 | 1971-01-26 | Badger Meter Mfg Co | Side band detection system for nuclear magnetic resonance flowmeters |
| US4516075A (en) * | 1983-01-04 | 1985-05-07 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR scanner with motion zeugmatography |
| 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 |
| US4574239A (en) * | 1983-07-19 | 1986-03-04 | The Regents Of The University Of California | Method for flow measurement using nuclear magnetic resonance |
| US4629987A (en) * | 1983-09-08 | 1986-12-16 | Southwest Research Institute | Method and apparatus for nuclear magnetic resonant measurement of flow velocity |
| US4621234A (en) * | 1983-12-05 | 1986-11-04 | Lovelace Medical Foundation | Pulsed NMR flow measurement |
| US4609872A (en) * | 1984-08-10 | 1986-09-02 | General Electric Company | NMR multiple-echo phase-contrast blood flow imaging |
| US4777957A (en) * | 1985-06-14 | 1988-10-18 | General Electric Company | Method for measuring and imaging fluid flow |
| EP0208601B1 (fr) * | 1985-06-27 | 1989-10-25 | General Electric Cgr S.A. | Procédé d'imagerie par résonance magnétique nucléaire |
| US4683431A (en) * | 1985-08-16 | 1987-07-28 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging of high velocity flows |
| US4689560A (en) * | 1985-08-16 | 1987-08-25 | Picker International, Inc. | Low R.F. dosage magnetic resonance imaging of high velocity flows |
| US4731583A (en) * | 1985-11-15 | 1988-03-15 | General Electric Company | Method for reduction of MR image artifacts due to flowing nuclei by gradient moment nulling |
| US4901019A (en) * | 1986-08-18 | 1990-02-13 | The General Hospital Corporation | Three-dimensional imaging |
| US5022397A (en) * | 1987-02-11 | 1991-06-11 | General Electric Company | Multiple-echo NMR angiography with multiple-velocity images |
| DE3864888D1 (de) * | 1987-04-30 | 1991-10-24 | Siemens Ag | Kernspin-tomographiegeraet. |
-
1990
- 1990-08-09 US US07/564,945 patent/US5093620A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-08-08 JP JP3222468A patent/JPH0616770B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1991-08-08 EP EP19910307295 patent/EP0470843A3/en not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103609836A (zh) * | 2013-11-20 | 2014-03-05 | 昆明赛德饲料有限公司 | 一种饲料用蚕沙工业化加工方法 |
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