JPH0789121B2 - Ｎｍｒイメージング方法 - Google Patents
Ｎｍｒイメージング方法Info
- Publication number
- JPH0789121B2 JPH0789121B2 JP60150194A JP15019485A JPH0789121B2 JP H0789121 B2 JPH0789121 B2 JP H0789121B2 JP 60150194 A JP60150194 A JP 60150194A JP 15019485 A JP15019485 A JP 15019485A JP H0789121 B2 JPH0789121 B2 JP H0789121B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient magnetic
- field pulse
- pulse
- phase
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Indicating Or Recording The Presence, Absence, Or Direction Of Movement (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴（NMR）現象を利用した体内断層
撮影装置に関するもので、医学診断に使用する。特に、
体内の血流速度をイメージ化する技術に関する。
撮影装置に関するもので、医学診断に使用する。特に、
体内の血流速度をイメージ化する技術に関する。
血流イメージングの原理は、静止物体には影響を与え
ず、動きのある物体にのみ影響を与える傾斜磁場を、流
れの方向に印加し、流速に応じて異なる位相情報を付加
して計測しようとするものである。原理図を第１図に示
す。今、血管11中で血液がＺ方向に流れているとする。
時刻τ１に傾斜磁場12（Gz）を印加し、Δτ後の時刻τ
２に反転傾斜磁場13（−Gz）を印加する。反転傾斜磁場
とは、大きさを変化させず、符号のみを逆転させた磁場
のことである。
ず、動きのある物体にのみ影響を与える傾斜磁場を、流
れの方向に印加し、流速に応じて異なる位相情報を付加
して計測しようとするものである。原理図を第１図に示
す。今、血管11中で血液がＺ方向に流れているとする。
時刻τ１に傾斜磁場12（Gz）を印加し、Δτ後の時刻τ
２に反転傾斜磁場13（−Gz）を印加する。反転傾斜磁場
とは、大きさを変化させず、符号のみを逆転させた磁場
のことである。
静止物体は、動きがないため、時刻τ１とτ２で大きさ
は同じで符号が逆転した磁場を感じ、その影響は互いに
キヤンセルされ、傾斜磁場が全く印加されていない時と
同一の状態となる。一方、血流部分は、動きがあるた
め、時刻τ１とτ２では異なる磁場を感じ、その影響は
キヤンセルされず、スピンに位相の変化を与える。
は同じで符号が逆転した磁場を感じ、その影響は互いに
キヤンセルされ、傾斜磁場が全く印加されていない時と
同一の状態となる。一方、血流部分は、動きがあるた
め、時刻τ１とτ２では異なる磁場を感じ、その影響は
キヤンセルされず、スピンに位相の変化を与える。
傾斜磁場の印加時間をtP、印加間隔をtIとすると、位相
と流速には次の関係が成り立つ。
と流速には次の関係が成り立つ。
θ＝0.36ν0VGztPtI ……（１） ここで、θ：流速による位相回転角度（度） ν0:共鳴周波数（4.258KHz/G） V:流速（cm/sec） Gz:傾斜磁場勾配（G/cm） tP:傾斜磁場印加時間（msec） tI:傾斜磁場印加間隔（msec） すなわち、位相角度は、流速Ｖ、傾斜磁場印加時間tP、
印加間隔tI、それぞれに比例する。撮影時は、tI,tPは
一定なので位相角度は流速に比例することになる。その
値はまた、tP,tIをコントロールすることによつて任意
に設定できる。このようなtI,tPを持つ２つの傾斜磁場
の組合せで、動きに対して位相情報を与えるシーケンス
のことをフローエンコードパルスと呼ぶ。
印加間隔tI、それぞれに比例する。撮影時は、tI,tPは
一定なので位相角度は流速に比例することになる。その
値はまた、tP,tIをコントロールすることによつて任意
に設定できる。このようなtI,tPを持つ２つの傾斜磁場
の組合せで、動きに対して位相情報を与えるシーケンス
のことをフローエンコードパルスと呼ぶ。
従来は、通常のシーケンスにこのフローエンコードパル
スを追加して撮影していた。この場合、フローエンコー
ドパルス以外に、次のような要因で位相が変化する。
スを追加して撮影していた。この場合、フローエンコー
ドパルス以外に、次のような要因で位相が変化する。
静磁場の歪等の装置の歪に起因する位相変化。
通常のシーケンスに含まれるフローエンコードパル
スと等価な働きをするスライス選択用傾斜磁場の影響に
よる位相変化（動体にのみ影響）。
スと等価な働きをするスライス選択用傾斜磁場の影響に
よる位相変化（動体にのみ影響）。
これらの位相変化分を除去しないと正確な流速を測定で
きない。従つて、フローエンコードパルスを追加しない
通常のシーケンスで撮影を行い、その差の位相から流速
測定を行つていた。
きない。従つて、フローエンコードパルスを追加しない
通常のシーケンスで撮影を行い、その差の位相から流速
測定を行つていた。
位相の場合、このような差分に基づく手法には問題があ
る。位相は２π毎にサイクリツクな値を持つため、位相
角度が大きくなると正しく位相が求められない。すなわ
ち、測定のダイナミツクレンジが狭くなる問題がある。
特に、コントロールできない位相成分の中に、流速に依
存する部分があるために、これは大きな問題となる。
る。位相は２π毎にサイクリツクな値を持つため、位相
角度が大きくなると正しく位相が求められない。すなわ
ち、測定のダイナミツクレンジが狭くなる問題がある。
特に、コントロールできない位相成分の中に、流速に依
存する部分があるために、これは大きな問題となる。
また、差分に基づく方法では、少なくとも撮影を２回行
う必要がある。
う必要がある。
本発明の目的は、従来測定法の欠点を取り除き１回の撮
影で、ダイナミツクレンジの広い血流速の測定可能な方
法を提供することにある。
影で、ダイナミツクレンジの広い血流速の測定可能な方
法を提供することにある。
１回の撮影で血流測定を行うには前に述べた、装置の歪
に起因する位相変化とスライス選択用傾斜磁場の影響に
よる位相変化を補正する必要がある。まず、装置の歪の
補正であるが、これは、本発明と同一出願人による特願
昭60−26241号等に詳しく述べてある通りの方法で補正
可能である。
に起因する位相変化とスライス選択用傾斜磁場の影響に
よる位相変化を補正する必要がある。まず、装置の歪の
補正であるが、これは、本発明と同一出願人による特願
昭60−26241号等に詳しく述べてある通りの方法で補正
可能である。
問題は、スライス選択用傾斜磁場の影響によるものであ
る。これは、流速の関数になつている。従つてフローエ
ンコードパルスを印加しなくても流速に応じた位相変化
を生じ、流速測定が可能である。この方法は、特願昭60
−26241号に述べてある。しかし、この方法では、傾斜
磁場の印加時間がシーケンスで固定されるため、流速が
遅い場合はよいが、遅くなると位相が回りすぎてしまい
正しく速度を算出できなくなる。すなわちダイナミツク
レンジが狭い。
る。これは、流速の関数になつている。従つてフローエ
ンコードパルスを印加しなくても流速に応じた位相変化
を生じ、流速測定が可能である。この方法は、特願昭60
−26241号に述べてある。しかし、この方法では、傾斜
磁場の印加時間がシーケンスで固定されるため、流速が
遅い場合はよいが、遅くなると位相が回りすぎてしまい
正しく速度を算出できなくなる。すなわちダイナミツク
レンジが狭い。
これを解決するために本発明では、逆極性磁場印加法を
提案する。これは、スピンエンコー法ではスライス選択
用傾斜磁場の印加が、90゜高周波パルス時と180゜高周
波パルス時の２回ある点に注目し、90゜パルスと180゜
パルスで、ちようど極性が逆の傾斜磁場を印加する。そ
の結果、90゜パルス印加時と180゜パルス印加時で位相
回りが逆転し、180゜パルス印加時の傾斜磁場の印加時
間を調整することにより、動きによる位相回りの影響を
ほぼキヤンセルすることができる。
提案する。これは、スピンエンコー法ではスライス選択
用傾斜磁場の印加が、90゜高周波パルス時と180゜高周
波パルス時の２回ある点に注目し、90゜パルスと180゜
パルスで、ちようど極性が逆の傾斜磁場を印加する。そ
の結果、90゜パルス印加時と180゜パルス印加時で位相
回りが逆転し、180゜パルス印加時の傾斜磁場の印加時
間を調整することにより、動きによる位相回りの影響を
ほぼキヤンセルすることができる。
このままでは、血流測定ができないので、改めて、フロ
ーエンコードパルスをコントロールしながら印加するこ
とで任意のダイナミツクレンジで測定できる。
ーエンコードパルスをコントロールしながら印加するこ
とで任意のダイナミツクレンジで測定できる。
あるいは、この時、フローエンコードパルスを印加しな
くても、90゜パルス印加後、スライス方向の位相のバラ
ツキを補正するために必ず印加する反転傾斜磁場の印加
タイミングをコントロールすることによつてもダイナミ
ツクレンジを任意に設定できる。
くても、90゜パルス印加後、スライス方向の位相のバラ
ツキを補正するために必ず印加する反転傾斜磁場の印加
タイミングをコントロールすることによつてもダイナミ
ツクレンジを任意に設定できる。
以下、本発明の一実施例を後者の方法にて詳細に説明す
る。第２図は、本発明の一実施例の構成を示すブロツク
図でる。被検体からNMR信号を検出するために発生させ
る各種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス制
御部201により、被検体の特定の核種を共鳴させるため
に発生する高周波パルスの逆信器202と、NMR信号の共鳴
周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコント
ロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場制御部20
3と、被検体から発生するNMR信号を検波後、計測を行う
受信器205とを制御し、受信器205から取り込んだ計測信
号をもとに処理装置206で画像再構成を行い、再構成さ
れた画像をCRTデイスプレイ207に表示する。磁場駆動部
204は上記磁場制御部203から出力されたコントロール信
号に基づいて、計測に必要な磁場を発生させる。
る。第２図は、本発明の一実施例の構成を示すブロツク
図でる。被検体からNMR信号を検出するために発生させ
る各種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス制
御部201により、被検体の特定の核種を共鳴させるため
に発生する高周波パルスの逆信器202と、NMR信号の共鳴
周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコント
ロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場制御部20
3と、被検体から発生するNMR信号を検波後、計測を行う
受信器205とを制御し、受信器205から取り込んだ計測信
号をもとに処理装置206で画像再構成を行い、再構成さ
れた画像をCRTデイスプレイ207に表示する。磁場駆動部
204は上記磁場制御部203から出力されたコントロール信
号に基づいて、計測に必要な磁場を発生させる。
以上の構成における本発明の実施方法を、第２図〜第４
図を用いて以下に説明する。第３図は、本発明による血
流イメージング処理全体の手順を示すフローチヤートで
ある。
図を用いて以下に説明する。第３図は、本発明による血
流イメージング処理全体の手順を示すフローチヤートで
ある。
ステツプ301:第４図に示すパルスシーケンスの中で、流
速測定範囲を決定するパラメータである傾斜磁場402と4
03の時間差410を設定する。時間差をτmsecで表わす
と、流速Ｖと位相角度の関係は、 θ＝1.84×Ｖ×τ （度） で表わされる。θは、±180゜度以内である必要がある
ので、最高流速をVmaxとすると、 とパラメータを決定する。たとえば、Vmax＝100cm/sec
であると、τ＝0.98msecに設定する。
速測定範囲を決定するパラメータである傾斜磁場402と4
03の時間差410を設定する。時間差をτmsecで表わす
と、流速Ｖと位相角度の関係は、 θ＝1.84×Ｖ×τ （度） で表わされる。θは、±180゜度以内である必要がある
ので、最高流速をVmaxとすると、 とパラメータを決定する。たとえば、Vmax＝100cm/sec
であると、τ＝0.98msecに設定する。
ステツプ302:第４図のパルスシーケンスに従つて、体内
断層撮影を行い、NMR信号409を256回計測する。通常の
シーケンスと異なるのは、傾斜磁場403（−Gz）であ
り、90゜パルス401印加時の傾斜磁場402（Gz）とは極性
が反転している。また、傾斜磁場406の印加時間幅は、
ステツプ301において、τ＝０と設定した時に、流速の
影響による位相回りが零となるように、180゜パルス405
の印加時間幅とは独立に決定してある、この場合、90゜
パルス401を印加するときに、血流等の動きによつて変
化するNMR信号の位相角度変化が、180゜パルス405印加
時にキヤンセルされてほぼ零になるように傾斜磁場406
の時間幅をきめる。この値は、反転傾斜磁場403の印加
時間によつて変化するが、およそ傾斜磁場402の印加時
間の1.5倍である。90゜パルス印加時に、反転傾斜磁場4
03の印加タイミングを変化させるようにしてもよい。さ
らに、第４図（ｂ）のごとく、傾斜磁場402′,403′を
追加して印加することにより、血流等の動きの速度に比
例した位相角度が得られる。
断層撮影を行い、NMR信号409を256回計測する。通常の
シーケンスと異なるのは、傾斜磁場403（−Gz）であ
り、90゜パルス401印加時の傾斜磁場402（Gz）とは極性
が反転している。また、傾斜磁場406の印加時間幅は、
ステツプ301において、τ＝０と設定した時に、流速の
影響による位相回りが零となるように、180゜パルス405
の印加時間幅とは独立に決定してある、この場合、90゜
パルス401を印加するときに、血流等の動きによつて変
化するNMR信号の位相角度変化が、180゜パルス405印加
時にキヤンセルされてほぼ零になるように傾斜磁場406
の時間幅をきめる。この値は、反転傾斜磁場403の印加
時間によつて変化するが、およそ傾斜磁場402の印加時
間の1.5倍である。90゜パルス印加時に、反転傾斜磁場4
03の印加タイミングを変化させるようにしてもよい。さ
らに、第４図（ｂ）のごとく、傾斜磁場402′,403′を
追加して印加することにより、血流等の動きの速度に比
例した位相角度が得られる。
なお、傾斜磁場GxはNMR信号サンプリング原点の位置合
わせのために印加し、Gyは観測信号に、位置に応じた位
相情報を付加するために印加する。
わせのために印加し、Gyは観測信号に、位置に応じた位
相情報を付加するために印加する。
ステツプ303:直交検波後得られる信号409は、装置の歪
によつて位相変化を受けているので補正する。位相に影
響を与える歪には、 NMR信号のサンプル位置原点ずれ 検出系の特性 静磁場の不均一性 がある。この補正は、たとえば特願昭60−114082号に詳
しく述べてある。これらの補正を行いながら画像再生を
行う。
によつて位相変化を受けているので補正する。位相に影
響を与える歪には、 NMR信号のサンプル位置原点ずれ 検出系の特性 静磁場の不均一性 がある。この補正は、たとえば特願昭60−114082号に詳
しく述べてある。これらの補正を行いながら画像再生を
行う。
ステツプ304:前ステツプで得られるNMR画像は、次式で
示す複素信号となる。
示す複素信号となる。
ｆ（x,y）＝fR（x,y）＋ifI（x,y） 位相角度は、次式で算出できる。
流速は、次式で算出できる。
ここで、τは、ステツプ301で設定した値である。
本発明によれば、１回の撮影で血流速の測定ができる。
特にダイナミツクレンジを任意に設定することができ、
広範囲な流速をもつ断面の血流測定が可能となる。
特にダイナミツクレンジを任意に設定することができ、
広範囲な流速をもつ断面の血流測定が可能となる。
第１図は、血流イメージングの原理を示す図、第２図
は、本発明の一実施例を示す装置ブロツク図、第３図
は、本発明の処理手順を示したフローチヤート、第４図
は、本発明を実施するための撮影手順であるパルスシー
ケンスの一例を示した図である。
は、本発明の一実施例を示す装置ブロツク図、第３図
は、本発明の処理手順を示したフローチヤート、第４図
は、本発明を実施するための撮影手順であるパルスシー
ケンスの一例を示した図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｒ 33/44 Ｇ０１Ｎ 24/08 (72)発明者 小沢 康彦 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日立 製作所那珂工場内 (56)参考文献 特開 昭60−29685（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−220053（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】第１の高周波磁場パルスと第１の傾斜磁場
パルスとを画像化すべき対象に同時に印加して前記対象
内の所定のスライス内のスピンを選択的に励起するこ
と、その後、180゜のフリップ角を持つ第２の高周波磁
場パルスと第２の傾斜磁場パルスとを前記対象に同時に
印加して励起されたスピンによるエコーを発生させるこ
ととの手順を含み、前記エコーを計測して、計測した信
号から画像を再構成するための演算を行なうNMRイメー
ジング方法において、上記第１の傾斜磁場パルスと第２
の傾斜磁場パルスとは、対象の動きによる位相角の変化
がキャンセルされてほぼ０になるように印加されること
を特徴とするNMRイメージング方法。 - 【請求項２】上記第１の傾斜磁場パルスと第２の傾斜磁
場パルスとは極性が逆であることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載のNMRイメージング方法。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60150194A JPH0789121B2 (ja) | 1985-07-10 | 1985-07-10 | Ｎｍｒイメージング方法 |
| EP86108947A EP0208236B1 (en) | 1985-07-10 | 1986-07-01 | Nmr imaging method |
| DE8686108947T DE3686985T2 (de) | 1985-07-10 | 1986-07-01 | Verfahren zur bilderzeugung mittels magnetischer kernresonanz. |
| US07/170,695 US4844077A (en) | 1985-07-10 | 1988-03-14 | NMR imaging method |
| US07/725,514 USRE34495E (en) | 1985-07-10 | 1991-07-03 | NMR imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60150194A JPH0789121B2 (ja) | 1985-07-10 | 1985-07-10 | Ｎｍｒイメージング方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6211439A JPS6211439A (ja) | 1987-01-20 |
| JPH0789121B2 true JPH0789121B2 (ja) | 1995-09-27 |
Family
ID=15491569
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60150194A Expired - Lifetime JPH0789121B2 (ja) | 1985-07-10 | 1985-07-10 | Ｎｍｒイメージング方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0789121B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2692596B2 (ja) * | 1994-07-19 | 1997-12-17 | 日本電気株式会社 | 記憶装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6029685A (ja) * | 1983-07-28 | 1985-02-15 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査装置 |
| JPS60220053A (ja) * | 1984-04-16 | 1985-11-02 | 株式会社島津製作所 | Ｎｍｒイメ−ジング法を用いた流れ検出方法 |
-
1985
- 1985-07-10 JP JP60150194A patent/JPH0789121B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6211439A (ja) | 1987-01-20 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |