JPH0634785B2 - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

核磁気共鳴イメージング装置

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JPH0634785B2
JPH0634785B2 JP63025215A JP2521588A JPH0634785B2 JP H0634785 B2 JPH0634785 B2 JP H0634785B2 JP 63025215 A JP63025215 A JP 63025215A JP 2521588 A JP2521588 A JP 2521588A JP H0634785 B2 JPH0634785 B2 JP H0634785B2
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Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は核磁気共鳴イメージング装置に関する。
〔従来の技術〕
核磁気共鳴イメージング装置において、動きのある部分
を有する血管撮像における画像形成の手順を第3図を用
いて説明する。
これは、いわゆるセンシティブ画像とインセンシティブ
画像と称される画像を得、後者から前者を減算して血管
走行系の画像を得るようにしている。
まず、第3図(a)、(b)、(c)、(d)に示すシーケンスに従
って、センシティブ画像を得る。
その手順は、 1) 磁気共鳴用RFパルス301をかけ、同時にZ方向
傾斜磁場302を印加して特定のスライス面の磁化を励
起する。さらに、Z方向傾斜磁場303を印加して磁化
の位相をそろえる。
2) その後、Y方向傾斜磁場304を印加して位相エン
コードを行う。
3) 同時に、X方向傾斜磁場305,306を順に印加
し、X方向傾斜磁場306の印加時にMR信号307を
計測する。
4) 収奪したMR信号307に、フーリエ変換処理を行
って、再生画像を得る。
次に、3図(a)、(b)、(c)、(d)に示すシーケンスに従っ
て、インセンシティブ画像を得る。
その手順は、 まず、上記(1),(2)まで同じで、その後、(3)同時に一
連のX方向傾斜磁場308,309,310を印加し、
X方向傾斜磁場310の印加時にMR信号307を計測
する。
(4) 収奪したMR信号307に、フーリエ変換処理を
行って、再生画像を得る。
このようにして得られたインセンシティブ画像からセン
シティブ画像を減算することにより血管走行系の画像が
得られる原理について、以下説明する。
第3図において、X方向傾斜磁場305の印加と、30
6のはじめの時間Tの間の印加によって生じる被検体内
の磁化の位相まわりをそれぞれ、第1位相、第2位相と
呼ぶことにする。この時静止部分における第1位相、第
2位相の和は0となる。しかし、血流部分においては、
磁化が速度を持って傾斜磁場内を移動するために第1位
相と第2位相の和は0とはならず、血流速度νによって
まちまちの値による。仮りにνが時間によらず一定で、
X方向に向いていると、第1位相と第2位相との和φ
は、 φ=6πγT2Gν となる。
ここで、γは定数、GはX方向傾斜磁場勾配、TはX方
向傾斜磁場305の印加時間である。
このように、位相φは血流速度νによる変わるが、一般
にνはスライス厚方向に沿って一定な値でないため、位
相φもスライス厚方向に沿ってばらばらな値となり、従
って計測される信号は互いに打ち消しあって小さな値と
なってしまう。これから、センシティブ画像のみでは血
管走行系は画像化されない。
一方、一連のX方向傾斜磁場308の印加と、309の
はじめの時間Tの間の印加によって生じる磁化の位相ま
わりを第3位相と称し、X方向傾斜磁場309の後半の
時間Tの間および310のはじめの時間Tの間の印加に
よって生じる磁化の位相まわりを第4位相と称する。こ
の場合、静止部分における第3位相と第4位相との和は
前記センシティブの場合と同じになる。しかし、血流部
分において、νが時間によらず一定でX方向を向いてい
るとするとき、第3位相と第4位相との和φ′も0とな
る。なぜなら第3位相φ3と第4位相φ4はそれぞれ、 φ3=−2πγT2Gν φ4=2πγT2Gν であり、 φ′=φ3+φ4=0 となるためである。従って、流速によって位相φ′が区
々となることがないため、インセンシティブ画像では血
管がうつる。
それ故、インセンシティブ画像からセンシティブ画像を
減算するとによって、静止部はキャンセルされ、血管走
行系のもが画像化される。
従来技術の他の例として、磁気共鳴用RFパルスによっ
て倒される(静止部の)磁化の角度を360゜にするも
のがある。これにより、静止部の磁化は励起されない
が、血流部の磁化はその流れのため完全に360゜に倒
されることがないため励起される。従って、その後、エ
コーを起こして信号を計測すれば、血流部分からの信号
のみが得られる。具体的な手段としては、前記第3図
(a)、(b)、(c)、(f)に示すシーケンスに従って、インセ
ンシティブ画像を得る手順と同様で、ただ、第3図(a)
の磁気共鳴用RFパルス301を、磁化360゜倒すR
Fパルスに特定するものである。これによりインセンシ
ティブ画像一枚で、血管走行系が画像化される。
〔発明が解決しようとする課題〕
上記血管撮影における従来技術にあっては、エコーの中
心時刻における、被検体の流速をもつ部分から出る共鳴
信号と、同じ位置にある静止部分から出るべき共鳴信号
との位相差(この位相差を以下流速位相という)を0に
する配慮しかなされていなかった。従って、エコーの中
心時刻以外の時刻における流速位相に関して配慮のなさ
れていないから、様々な血流速度のために、時刻がエコ
ーの中心時刻から離れるに従って流速位相が様々に乱れ
てしまっていた。このため、インセンシティブ画像であ
っても血管はあまりよく画像化できなかった。
本発明は、このような事情に基づいてなされたものであ
り、流速位相の乱れをなくして、良好な血管走行系画像
を得ることのできる核磁気共鳴イメージング装置を提供
するにある。
〔問題点を解決するための手段〕
本発明は、上記目的を達成するために、被検体中の計測
空間を複数個の部分領域に分ける手段と、各部分領域の
いて流速を持つ部分から出る共鳴信号と同じ位置にある
静止部分から出るべき共鳴信号との位相差である流速位
相の目標値として目標位相値を定める手段と、各部分領
域における共鳴信号の流速位相が目標位相値に一致する
ように傾斜磁場のパラメータを変えて撮像する手段と、
得られた各部分領域における撮像データに基づいて被検
体中の計測空間の合成データを得る手段と、合成データ
から上記流速を持つ部分の信号を抽出し描画する手段と
を備えた核磁気共鳴イメージング装置を提案するもので
ある。
撮像する手段は、より具体的には、高周波磁場印加直後
より各々の撮像が対応する部分領域上の共鳴信号が計測
される時刻の代表値である取込時刻までの傾斜磁場の一
次モーメントの値から、再生画像の直流成分を表わす信
号が計測される時刻であるエコー中心時刻より取込時刻
までの傾斜磁場の0次モーメントと取込時刻との積を引
いた値である血流モーメントに対して、流速位相が比例
するとみなし、目標位相値と血流モーメントとが比例す
るように傾斜磁場を印加して撮像する手段である。
すなわち、上記手段において、 1.計測空間Xを複数個の部分領域X1,X2……Xnに
分け、その各々のXj上の前記流速位相の値の目標値θj
(以下を目標位相値と呼ぶ)を定める。
2.部分領域Xjの各々に対応して、次に示す撮像を行
う。
(i)磁気共鳴用RFパルスを印加して、被検体の一部
の磁化を励起する。そして、このときの時刻を0とみな
す。
(ii)次式を満たす傾斜磁場Gjを印加し、同時に共鳴
信号Sjの計測を行う。
ここで、tjは部分領域Xj上の信号を計測する時刻の代
表値(以下これを取り込み時刻と呼ぶ)であり、Toは前
記エコーの中心時刻,γ′は定数である。
(iii)位相エンコードを用いるフーリエ変換法による
撮像の場合は、位相エンコードの印加量を変えつつ、前
記(i)、(ii)を位相エンコード回数だけ繰り返す。
3.得られた前記計測データSjに対し、部分領域Xj
にあるSjの値に注目して合成を行い、合成データSを
得る。
4.合成データSから血流部分からの信号を抽出する。
〔作用〕
被検体内の血流速度は、時間に関しては一定であると仮
定し、このとき前記流速位相が前記(1)式の左辺に比例
することがわかる。すなわち、実空間上の任意の点Qに
対し、時刻t=tjにおいて点Q付近に流入してきた血
流中のプロトン{Pk}(k=1,2……n)が各々速度
kをもつものとすると、Pkの各時刻における位置Qk
は次のようになる。
k(t)=(Q−tjVk)+tVk…(2) またプロトンPkの時刻tjにおける位相φjkは、 であり、時刻tjにおける点Q付近の静止部の位相φ
jは、次式で与えられる。
従って、時刻tjにおける点Q付近での流速位相φは、
次式で与えられる。
前記(2)式を(3)式に代入すると、 これによって、φが前記(1)式の左辺に比例することが
わかる。
そこで、{Vk}がkによらずほぼ一定とみなせる場合
には、(1)式の右辺のγ′として{Vk}の平均値とγ
の積をとれば、実際流速位相がθjとなることが前記
(4)式からわかる。特にθj=0の場合は、(1)式の
γ′を1とすれば、実際流速位相は0となる。
以上により、(1)式を満たすように傾斜磁場Gjを印加
することにより、時刻tjにおいては流速位相を目標位
相値に一致させることができる。
したがって、Sjの時刻tjの頃の値を各jについて収奪
し合成を行うことによって、全時刻において流速位相を
目標位相値にほぼ一致させた合成データ得ることができ
る。
特にθj=0の場合、前記(1)式の右辺は0となり、
{Vk}に対する予測なしにGjの形状が定まり、また
{Vk}がkによらずほぼ一定である必要もない。
あるいは、θj=C×({Vk}の平均値)の場合(ただ
し、CはVk等によらない定数)は、(1)式の右辺はC
/γとなり、{Vk}に対する予測なしにGjの形状が定
まり、また合成データから再生された画像の位相からθ
jを算出すれば、{Vk}の平均値を求めることができ
る。
〔実施例〕
第4図は、本願発明による核磁気共鳴イメージング装置
の一実施例の構成を示すブロック図である。同図におい
て、シーケンス制御部401は、被検体からNMR信号
を検出するために発生させる各種パルスおよび磁場をコ
ントロールするようになっている。このシーケンス制御
部401により、送信器402からは被検体の特定の核
種類を共鳴させるための高周波パルスを送出するように
なっている。また、前記シーケンス制御部401によ
り、磁場制御部403からはNMR信号の共鳴周波数を
決定する静磁場とその強さおよび方向を任意にコントロ
ールできる信号を送出させるようになっている。そし
て、この信号は磁場駆動部404に入力され、この磁場
駆動部404は前記磁場制御部403からの信号に基づ
いて、計測に必要な磁場を発生させるようになってい
る。
一方、被検体から発生するNMR信号を被波後、計測を
行なう受信部405で受信し、この受信器405から取
り込んだ計測信号をもとに処理装置406で画像画構成
および各種演算を行ない、これにより再構成された画像
をCRTディスプレイ407に表示するようになってい
る。
なお、ECG部408は被検体の心拍をとらえ、撮影の
タイミングを心拍と同期をかけるようにしている。
このような構成において、第1図をもとに制御手順を示
す。
(1) ステップ101は、計測空間XをX1,X2,X3
……Xjに分割する。
具体的には第2図の205,206,207に示すよう
に分割し、計測空間Xの部分領域を定める。すなわち、
エコー中心時刻T0として、tの区間 T0−T≦t≦T0+T をn等分する点tjに対し、Xjを Xj={(t,k)∈×|tj≦t≦tj1} (ただしj=1,2,……n、t1=T0−T、tn+1=
0+T) により定める。この実施例ではT0=22msec、T=4m
sec、θj=0と定めている。
(2) ステップ102は、Xn上の信号の流速位相を制
御する。これは第5図(a),(b),(c),(d)に示
す。同図において、ajをi=1,2,……nと変え
て、これに基づく撮像を1回ずつ行なう。ここでa
jは、 であり、このとき前記(1)式が成立する。
1回の撮像手順は次のようにしてなされる。
kをk=127〜128の値に変化させつつ、以下の
(i)〜(iv)を256回繰り返し、計測信号S
j(t,k)を得る。このとき被検体は、5000Gの静磁場
のもとにおかれているものとする。
(i)ECG部408により、心拍のα波から特定の時
間だけ待つ。
(ii)磁化を90゜倒す磁気共鳴用RFパルス501
と、Z方向傾斜磁場GZ(0.3G/cm)502を4m
sの間印加して、特定のスライス面の磁化を励起し、さ
らにZ方向傾斜磁場−GZ503を2msの間印加し
て、磁化の位相をそろえる。
(iii)y方向傾斜磁場Gy×k/128(Gy=0.
3G/cm)504を4msの間印加する。
(iv)同時に、x方向傾斜磁場Gx(Gx=0.3G/
cm)505をaimsの間印加し、次にx方向傾斜磁場
−Gx506をT+ajmsの間印加し、次に、x方向
傾斜地場Gxを2Tmsの間印加すると同時にMR信号
508を計測する。
(3) ステップ103は、第1〜第n撮影データの合成
データを作成する。これは第2図204に示すように前
ステップ102で得られた計測データSj(t,k)を
用いて、合成データS(t,k)を得る。すなわち、 S(t,k)=Sj(t,k)iftj≦t≦t j+1 (j=1,2,……n) (4) ステップ104は、血流部分からの信号描出血管
走行系画像表示を行なう。これは、第5図において、a
j=0として、これに基づく撮像を行ない、計測データ
S′(t,k)を得る。
その手順は前記ステップ102の(i)〜(iv)をk=−1
27〜128の値に変化させて全く同様に行なう。なお
被検体は5000Gの静磁場のもとにおく。次に2次元
離散FFT(F)を2つのデータ、S(t,k)、S′
(t,k)に対して行ない、画像A,A′を得る。
A =FS A′=FS′ 最後に、2枚の画像の差Bが血管走行系画像として得ら
れる。
このようにすれば、データs(t,k)では、計測空間
全体Xの上で流速位相がほぼ0であるため、画像Aには
血流部分がうつっているが、画像A′では、前記従来技
術のセンシティブ画像で説明したように、血流部分がう
つっていないため、その差である画像Bは血流がうつ
り、静止部はキャンセルされてうつっていない。したが
って、良好な血管走行系画像を得ることができるように
なる。
次に、他の実施例を上述した実施例と比較しながら説明
する。
〔実施例2〕 (1) ステップ101:上記ステップ101と同じ。
(2) ステップ102:上記ステップ102と同じ。た
だし、(ii)の磁化を90゜倒す磁気共鳴用RFパルス
501を、磁化を360゜倒す様に変更する。
(3) ステップ103:上記ステップ103と同じ。
(4) ステップ104:2次元離散FFT(F)をデー
タS(t,k)に対して行ない、画像Aを得る。
A=FS 〔実施例3〕 (1) ステップ101:第6図の605,606,60
7に示すように、計測空間Xの部分領域Xjを定める。
すなわち、エコーの中心時刻T0として、Tの区間 T0−T≦t≦T0 をn等分する点tjに対し、Xjを Xj={(t,k)∈×|tj-1≦t≦tj+1 ort*j+1≦t≦t*j-1} (ただしjは1,2,……n,t0=T0−T,tn
0* j=2T0−tj) により定める。
本実施例の場合、T0=22ms,T=4msでありO
j=0とする。
(2) ステップ102:第5図(a)(b)(c)(d)において、
jをj=1,2,3,……nと変え、これに基づく撮
像を1回ずつ行なう。ここでajは、 であり、このとき前記(1)式が成立する。
1回の撮像手順は次のとおりである。
(i)5000Gの静磁場のもとに被検体をおく。
(ii)磁化を20゜倒す磁気共鳴用RFパルスを、4ms
ecの間印加して、その後26msec待つことを40回繰り
返す。
(iii)kをk=−127〜128の値に変化させつ
つ、以下の(a)〜(c)を256回繰り返し、計測信
号Sj(t,k)を得る。
(a)磁化を20゜倒す磁気共鳴用RFパルス501
と、Z方向傾斜磁場Gz(0.G/cm)502を4msec
の間印加して、特定のスライス面の磁化を励起し、さら
にZ方向傾斜磁場−Gz503を2msecを間印加して、
磁化の位相をそろえる。
(b)その後、y方向傾斜磁場Gy×k/128(Gy
=0.3G/cm)504を4msecの間印加する。
(c)同時に、x方向傾斜磁場Gx(Gx=0.3G/
cm)505をajmsecの間印加し、次にx方向傾斜磁場
−Gx506をT+ajmsecの間印加し、次にx方向傾
斜磁場Gxを2Tmsecの間印加すると同時にMR信号5
08を計測する。その後、4msec間待つ。
(3) ステップ103:第6図604に示すように、前
ステップ102で得られた計測データSj(t,k)を
用いて、次式の合成データS(t,k)を得る。
ここで関数μ(τ)は、 (4) ステップ104:第5図(a)、(b)、(c)、(d)にお
いて、Oj=0とし、これに基づく撮像を行い、計測デ
ータS′(t,k)を得る。その手段は前記実施例3のス
テップ102において(i),(ii),(iii)を行う。
次に次式によりΔSを得る。
ΔS(t,k)=S′(t,k)−S(t,k) これに離散FFT(F)を行うことにより、血管走行系画
像を得ることができる。
〔実施例4〕 ステップ101:前記実施例3のステップ101と同
じ。ただし、To=28ms,T=4msであり、目標
位相θjは θj=γ×(流速V) とする。
ステップ104:第5図(a)、(b)、(c)、(d)ににおい
て、bjをj=1.2.3……nと変え、これに基づく
撮像を1回づつ行う。ここでbjは、 であり、この時前記(1)式が成立する。
ただし、ここで第7図702の磁化を180゜を倒すパ
ルスの前に印加した傾斜磁場は、その符号を逆にして考
えて (1)式を計算する。
1回の撮像手順は次の通りである。
kをk=−127〜128の値に変化させつつ、以下の
(i)〜(vi)を256回繰返し、計測信号Sj(t,k)を得
る。このとき、被検体は5000Gの静磁場のもとにお
くものとする。
(i)ECGにより、心拍の波から特定の時間だけ待つ。
(ii)その後、磁化を90゜倒す磁気共鳴用RFパルス7
01と、Z方向傾斜磁場Gz(0.3G/cm)709を4m
secの間印加して、特定のスライス面の磁化を励起しさ
らにZ方向傾斜磁場−Gz704を2msecの間印加して、磁
化の位相をそろえる。
(iii)その後、X方向傾斜磁場−Gx(0.3G/cm)70
7をbjmsecの間印加し、次にX方向傾斜磁場Gx708
をbjmsecの間印加する。
(iv)その後、磁化を180゜倒す磁気共鳴用RFパルス
702と、Z方向傾斜磁場Gz(0.3G/cm)705を
4msecの間印加して、スライス面内の磁化を反転する。
(v)その後、Y方向傾斜磁場Gy×k/ps(Gy=0.3G/
cm)706を4msecの間印加する。
(vi)同時にX方向傾斜磁場−Gz709をTmsecの間印
加し次にX方向傾斜磁場Gx710を2Tmsecの間印加する
と同時にMR信号711を計測する。
ステープ103:前ステップ102で得られた計測デー
タSj(t,k)を用いて、合成データS(t,k)を得る。その
方法は、前記実施例3のステップ103と同様にして行
う。
ステップ104:第7図(a)、(b)、(c)、(d)において、
j=0msとし、これに基づく撮像を行い、計測デー
タS′(t,k)を得る。
その手順は前記ステップ102と同様である。次に次式
により、ΔSを求める。
ΔSj(t,k)=S(t,k)−S′(t,k) これに離散FFT(F)を行うことにより、血管走行系画
像を得る。さらに、血管走行系画像上の信号の位相は、
θjの定め方より、流速Vに比例しているため、流速V
の値が得られる。以上の実施例により、良好な血管走行
系画像および流速Vを得ることができる。
〔発明の効果〕
以上説明したことから明らかなように、本発明による核
磁気共鳴イメージング装置によれば、MR信号を計測す
る計測空間全体にわたって、流速のために生じる信号の
位相変化(流速位相)を、あらかじめ定めた値にほぼ一定
させたデータを得ることができるようになる。このた
め、流速による画質劣化の少ない高画質な血管走行系画
像が得られるようになる。
【図面の簡単な説明】
第1図は、本発明による核磁気共鳴イメージング装置の
操作手順の一実施例を示すフローチャート、第2図およ
び第6図は、本発明において計測空間を部分領域に分割
する場合と計測データを合成する場合とを示す図、第3
図は従来にて利用したシーケンスを示す図、第4図は本
発明による核磁気共鳴イメージング装置の一実施例を示
すブロック図、第5図および第7図は本発明による核磁
気共鳴イメージング装置に利用されるシーケンスの一実
施例を示した図である。 401……シーケンス制御部、402……送信器、 403……磁場制御部、404……磁場駆動部、 405……受信部、406……処理装置、 408……ECG部。

Claims (2)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】被検体中の計測空間を複数個の部分領域に
    分ける手段と、 前記各部分領域において流速を持つ部分から出る共鳴信
    号と同じ位置にある静止部分から出るべき共鳴信号との
    位相差である流速位相の目標値として目標位相値を定め
    る手段と、 前記各部分領域における前記共鳴信号の前記流速位相が
    前記目標位相値に一致するように傾斜磁場のパラメータ
    を変えて撮像する手段と、 得られた前記各部分領域における撮像データに基づいて
    前記被検体中の前記計測空間の合成データを得る手段
    と、 前記合成データから上記流速を持つ部分の信号を抽出し
    描画する手段と を備えた核磁気共鳴イメージング装置。
  2. 【請求項2】請求項1に記載の核磁気共鳴イメージング
    装置において、 前記撮像する手段が、高周波磁場印加直後より各々の撮
    像が対応する前記部分領域上の前記共鳴信号が計測され
    る時刻の代表値である取込時刻までの前記傾斜磁場の一
    次モーメントの値から、再生画像の直流成分を表わす信
    号が計測される時刻であるエコー中心時刻より前記取込
    時刻までの前記傾斜磁場の0次モーメントと前記取込時
    刻との積を引いた値である血流モーメントに対して、前
    記流速位相が比例するとみなし、前記目標位相値と前記
    血流モーメントとが比例するように前記傾斜磁場を印加
    して撮像する手段であることを特徴とする核磁気共鳴イ
    メージング装置。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05184555A (ja) * 1991-03-20 1993-07-27 Hitachi Ltd 磁気共鳴イメージング方法及び装置
US5329925A (en) * 1991-11-14 1994-07-19 Picker International, Inc. Reduced scan time cardiac gated magnetic resonance cine and flow imaging
US5881728A (en) * 1996-07-26 1999-03-16 Wisconsin Alumni Research Foundation Digital subtraction magnetic resonance angiography with image artifact suppression
WO2002045584A1 (fr) * 2000-12-04 2002-06-13 Hitachi Medical Corporation Procede de mesure dans un dispositif d'imagerie par resonance magnetique et dispositif d'imagerie par resonance magnetique
JP4509932B2 (ja) * 2003-03-14 2010-07-21 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0106472B1 (en) * 1982-09-17 1988-12-07 Picker International Limited Nuclear magnetic resonance method and apparatus
US4689560A (en) * 1985-08-16 1987-08-25 Picker International, Inc. Low R.F. dosage magnetic resonance imaging of high velocity flows
JPH0814584B2 (ja) * 1986-12-22 1996-02-14 株式会社東芝 磁気共鳴イメ−ジング装置における流速測定方法
JPH01166750A (ja) * 1987-12-23 1989-06-30 Hitachi Ltd 血管描画用核磁気共鳴画像診断装置

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