JPS63501339A - 核磁気共鳴画像化方法およびその装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 核磁気共鳴画像化方法およびその装置 発明の背景 本発明は、位相マツピングによる可動物質の核磁気共鳴画像化および速度判定技 術に関する。それは血液の流れを測定することに関して特に利用されており、特 にその事に関して説明を行なう。しかし、この発明はまた、他の解剖学的組織の 運動、非生物学的流体、およびガス状の、流体の、半流体の、固体の、おるｈけ また他の成分が、その他の成分に関して運動する多成分組織、等を画像化し、あ るｔｎＦｉ位相マ位相マツ易化とにも利用できることｆ：理解されたい。

従来、磁界勾配によって、流れる物質からのスピンエコー核磁気共鳴画像化信号 が、位相偏移を受けることが窮められている。該位相偏移は速度によって直線的 に変化スルノテ、スピンエコー画像化および位相マツピングは、生体内を流れる 血液を含む、ゆりぐシと移動する均一の流れの速度全測定するのに利用されてき た。しかし、変化する流れの速度によって位相偏移に対応的変動を生じ、そのた めに位相符号化を妨害する。これらの位相変動のＭ未、画慄ｔ−横断する血管か ら位相符号化方向へ延長する雑音をひき起す。この事は特に、小さい速度変化お よびうずｔａが度々見られて有意な位相偏移を起している高い流速の場合、重大 である。このために従来技術は、心臓に４接する主要な血准の流れのような高い 血流速度を位相マツプ化するには不適当とされている。臨床的関心のある高い血 流速度は、冠状動脈、頚動脈および肺動脈ならびに大動脈において発生する。

低速の、比較的一定の血液の流れを位相マツプ化するた）ｂＫ、種々の技＃が考 案されてきた。そのような技術の１つでは、勾配が速度符号化される。画素位相 が、速度位相化勾配を利用して得た１画像上で計算される。

Ｐ、Ｒ，モラン（Ｍｏｒａｎ　）　Ｋよる「人間におけるＮＭＲｉｉｉｉ像化の ための流速投影再構成法インクレース」（核磁気共鳴画像化、第１巻１９７ペー ジ〜２０３ページ、１９８２年）を参照されたい。ＤＪ、ブライアント（Ｂｒｙ ａｎｔ　）、Ｊ、Ａ。

ベイネ（Ｐａｙｎｅ　）、Ｄ、Ｎ、；ｙイルマｙ　（Ｆｉｒｍｉｎ　）およびり 、Ｂ、０７グモア（Ｌｏｎｇｍｏｒｅ　）　Ｋよる「勾配パルスと位相差技術を 利用するＮＭＲ画像化による流れの測定」（コンピュータ断層撮影ジャーナル、 第１巻、４４＃　５８８ページ〜５９３ページ、１９８４年ンで説明された別の 技術では、２つの画像を得ること妙１できる。１つは標準ジ−タンスで得られ、 他は速度符号化勾配で得られる。この２者間の位相差は、次いでマツプ化される 。Ｔ、Ｗ、レッドバス（Ｒｅｄｐａｔｈ　）、Ｄ、Ｇ、ノリｘ　（Ｎｏｒｒｉｓ 　）、Ｒ，Ａ、ジョーンズ（Ｊｏｎｅｓ）、およびＪ、　Ｓ、　ハラｆ　７　ｙ （Ｈｕｔｃｈｉｓｏｎ）Ｋよる［新ＮＭＲ流れ画像化方法Ｊ　（Ｐｈｙ、　Ｍｅ ｄ、　Ｂｉｏｌ、　。

第２４巷、ム７，８９１ページ〜８９８ページ、１９８４年）に関する技術では 、速度情報Ｆｉ１画素づつ抽出される。

各々が複数の符号化勾配の１つを有する、数画像が収集される。画素位相九つい てフーリエ変換が実行されて、速度情報を抽出する。

２エコーのカールｓパーセル（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌ　１　）　’ｙ−タンス もまた、血液の流れをマツプ化するのに利用されてきた。しかし、カール・バー セルシーケンスでは流速の判定を行なわない。カール・バーセルシーケンスの第 ２エコーは流れ関連の位相偏移情報を再集束する。すなわち、第１エコーについ ての読出し勾配の方向に流れる物質によって捕捉した流れ関連の位相偏移が、第 ２エコーにつｈて再集束されるのである。この再集束のために１偶数工コー再位 相化によシ管腔内の信号の強さを増加させる。Ｋ、Ｊ、バッカー（Ｐａｃｋｅｔ 　）による「パルス化核磁気共鳴による低速コヒーレント分子運動の研究」（分 子物理学、第１７巻、屓４．　３５５ページ〜５６８ページ、１９６９年）およ びＶ、ワル７　（Ｗａｌｕｃｈ　）とＷ、Ｇ、プラトレイ（Ｂｒａｄ　ｌ　ｅｙ 　）による「低速層流におけるＮＭＲ偶数エコー再位相化」（コンピュータ断層 撮影ジャーナル、第８巻、Ａ４．　５９４ベージ〜５９８ページ、１９８４年） を参照されたい。

通常のスライス選択および周波数符号化の両者ともスピンすなわち磁界勾配エコ ーを利用する。各画素における位相偏移は読出しおよびスライス選択の両方向に おける流れに依存する。各画素における相対的位相偏移は単一方向のみの流れに ｌＫＥ的になるが、流速変動に対する高感度はそのま＼である。一般に、センチ メート／Ｌ−／秒の速度変化の各々に対して２０度よシ大きい位相偏移を経験す る。

速度感度は合成画像に２つの悪影響を与える。第１に、核磁気共鳴信号は変化す る位相符号化磁界勾配に位相依存となっている。核磁気共鳴信号を空間的にマツ プ化する二次元７−リエ変洪法は、位相符号化勾配に沿った異なる位置から生ず る信号成分を識別する。複数の画素像を収集するために勾配が増分するＫっれて 、所定位置から生ずる信号は、その位置に比例する童だけ同位相で変化する。空 間分解能は、複数の画素像すなわち位相符号化勾配の増分、例えば２５６画累画 素像して捕捉された信号の７−リエ変換によって、改善される。

核磁気共鳴信号の速度に対する位相依存性は、位相符号化プロセスＫＷ別の項を もたらす。この速度依存位相ＩＪＲが画素像ごとに一定である場合、該特別項は 空間分解能に何の影響も与えない。しかし、速度が画素像ととに１例えば心拍数 あるＬｎＦｉ放出量における乱れすなわち僅かの不規則性の故に、変わる場合に は、関連する位相変化は、共鳴信号成分の空間位置をデコードする場合、雑音と して解釈される。利用できる信号の強さは画像を通して位相符号化範囲あるいは 方向に分散される。これによって信号位相、従って速良判定を妨げる。

速度感度の第２の影響け、読出し方向に流れる管からの信号の強さが、流れの輪 郭を通しての位相消去によって低減することである。例えば、消択されたスライ ス内にわる環状管を通る層流は、放物線状の流れの輪郭を有している。管の中心 において最大流速となっておシ、一方、壁との境界では流速はゼロである。管お よびその中を流れる流体が縦方向のスライスで画像化される場合、１つの合成共 鳴信号は、管を横断１−７て延びる柱状の増分量要素からの信号成分の投影すな わち積分を表わす。各増分量要素からの成分は同じ強さを有しているが、各々は 局部速度に比例する位相を有してｈる。管を横断する柱状部における位相を加′ ｘｆるすなわち投影することＫよって、はぼ放物線状の速度範囲を有する増分量 要素力・らの成分を加Ｘする。管を横断する信号成分のこの加算によって、位相 消去による信号減衰へと導く。速度に対する位相感度が増加するにつれて、位相 消去は大きくなる。１秒多たシ１５センチメートル以上の続出し方向での画像化 速度となっている典型的スピンエコーシーケンスにおいて、７５チ以上の減衰が 見られる。血液の流れを実際に測定する場合、この減擬は血液の非ニユートン性 のためにもつと低い。血液は、層流よシ栓（プラグ）流にもつと密接に近似する 流れで、身体中を流れている。

血液測定のためのスピンエコーシーケンスの別の欠点ハ、該ジ−タンスの各周期 内での単一１８０度パルスノ使用から生ずる。この１８０度パルスがエコーを発 生し、かつ、与えられた勾配ならびに静止磁界異質性を再集束する。この再集束 パルスがスライス選択される場合、選択されたスライスに対して斜めにらるｂは 垂直に流れる励起物質は、励起パルスと再集束パルスの印加の間の時間区間にお いて選択されたスライスから移動することがらシ得る。従って、この励起物質は 再集束パルスを経線することがなく、そして着しい信号損失が観察される。しか し、この欠点は広帯域再集束パルスによって克服され得るのでおって、該再集束 パルスは励起物質が励起以来いかに移動していてもそれを再集束する。

しかし、広帯域再集束パルスによって血液、および比較的長い緩和時間′ｔ−鳴 する他の物質に１別の問題をもたらす。選択されたスライス外部の物質は、画像 化シーケンスの反復から生ずる一連の広帯域再集束パルスが粂件となっている。

これは、画像化シーケンスの繰返しごという影響を与える。次いで、半飽和定常 状態分極が達成されるｌで、この反転パルスによってスライス外の物質の１１次 飽和を生じさせる。この物質がスライス内に移動する場合、それはこの分極に比 例する信号を発生する。

次いで、部分的飽和のために１信号の強さは対応的に低減する。例えば、１秒毎 １′ｒ−繰返される２０ミリ秒スピンエコーシーケンスで血液を画像化する場合 、この強さは完全に分極化１〜７’Ｃ血液に比較してほぼ４５チ低減される。

原出願で説明された良好な実ｍ態様において、画像シーケンスはｔｍの１８００ 反転パル／（を利用していた。第１広帝城１８００反転パルスが、与えられ、次 いで９０’共噂励起パルス、ならびＫＭＩスンイス選択勾配シーケンスおよび読 出し勾配シーダンスが就く。第２広帝城１８ｏ０反転パルスは、読出しおよびス ライス選択の両勾配ジータンスと同期間に加えられる。勾配シーケンスの各々は 相補形反対極性の勾配パルスを含み、該パルスは効果的に、時間における有効な 第１モーメント″ｆ：苓にする。位相符号化勾配を与えた後、核磁気共鳴信号は 受信され、そして画像が再構成されていた。

原出願の再構成技術は、本改良例に比べて若干の欠点を有していた。原出願の画 像化シーケンスのＲＪ”、！￥ｆ徴は、データ収集を、１心拍あたシ１エコ〜信 号測定に制限していた。画像化シーケンス持続時間は、急速に加速する流れにお ける分解能および精度の劣化ならびに大きい几、Ｆ、適用量および加熱の増加の 一因となっていた。

なお、スピンエコー再位相化パルスから生ずる横方向磁化に起因するアーチファ クトは、通常、位相反転再集束パルスを有する第２データセツトを捕捉すること によって餘去された。２つのデータ七ットを収集し、合成することのために、患 者の問題からは望ましくない、捕捉時間を倍増する。

本発明は、上述のｔ＃問題等を克服１−で、高速で、し力λも一定でない血液の 流れさえもマツプ化する技術全意図するものである。

発明の概要 本発明の１つの特徴によれに、共鳴励起パルスが問題とする領域で与えられる鞍 磁気共鳴画像化方法が提供される。スライス選択勾配パルスシーケンスと胱出ｉ −勾配パルスシーケンスが加えられる。該シーケンスの少なくとも１つは、励起 パルスと合成Ａ、鳴ζイ、界エコー信号の受信との間の期間Ｋｉｔ−ける振幅と 持続時間の等しい積を有し、かつ、反対の（−性を有する相補形勾配パルスシー ケンスを３”んｒお、！７Ｘ従って時間における有効な第１・そ・−メントシ↓ 実質的に不とｋ、つていイ］）、、仁の合Ｉｔ；、共場磁かエコー信号は監視さ れる。

本発明の別の特徴によれは、共叫励起バＡ・スが乃えられる核磁気共鳴分光学方 法が十−供される４、スライス選択勾配シ〜クンスが加えられるが、こ九には少 なくと４その幾″：）かが反対の極性を有する複数のスジイス選択勾配パルスが 含まれている。読出し勾配バルスシーヘケンスが加えられるが１、と、れには少 なくともその煙つかが反対の極ｆトを弔する複数の続出Ｌ２勾配パルスが含１れ でいる。

共鳴磁界エコー信号か受信される。８鳴舎励起する段階およびスライス選択勾配 パルスシーケンスと読出し勾配パルスシーケンスを加える段階が、スライス選択 勾配パルスと絖出し勾配パルスのうちの少なくとも１つを変化して、例えば、最 初のスライス選択お・よび胱出しの両勾配パルスシーケンスに関し、で時間移４ フｊさｉ１４、振ｍＭ準化され、あるいは時開基座化さ：Ｉ’１−で、繰返され る。変化したパルスシーケンスからの走加の共鳴信号が受信される。

零番目のモーメントは変更された読出１７．とスライス選択の勾配パルスシーケ ンス（（おいても、変更されない読出しとスライス選択の勾配パルスシーケンス においても零となっている。

本発明の別の特徴によれば、第１２＝第２の画像が発生される。例沃−ば、１画 像は上述の変更されない７−クンスで発生され、そして次の画像は変更されたシ ーケンスから発生されることができる。画画像はそれぞれ実成分と１嘔成分をイ ｊし、でいろ。両ｒｉｖ、分は、各々が位相項を有する各画像画素に対する値を 有１−ている。各画素に対する連層を表わす位相マツプは、第１と第２の画像の 対応する画素の位相間の差から計算される。

本発明のなお別の特徴によれば、磁石はｔよｔアカ−・な主磁界を与えてｈる核 磁気共鳴装置が提供される。共鳴励起制御手段けＨ，Ｐ、：′ｊコイル共鳴励起 パルスを与えさせる。勾配コイルおよび制御製電け、読出し勾配シーケンスとス ライス選択勾配シーケンスを選択的に主磁界を横断１〜て与えるように配置され 、従って磁界エコーが生ずる。受信手段が几、Ｆ、：コイル−に接続され、そこ から核磁気共鳴′８（界エコー信号を受信し、該信号は画像再榊成手段証伝えら れて、選択されたスライスの画像の表現を再構成する２、第１メモリは、時間に おける実質的に、零の不対な第１モーメントを生じさせるよう形成されている胱 ｌｔｌ　Ｌとスライス選択の両勾配シークンスによって発生された第１画像表示 出力を格納する。、、第２メモリは、読出し勾配シーケンスとスライス選択勾配 シーケンスのうちの少なくとも１つが変更されて発生され、流れの速区を位相符 号化する同じスライスの第２画像表示出力金格納する。耐算手段は、第１と第２ の画像表示出力の実成分と虚成分から１画素づつ位相ｉツブｆ、訂算し、第１と 第２の画像間の位相差の速度位相マツプを発生ずる。

不発明の１利点は、高す流れの連綴をうまく位相マツプ化することである。

も５１つの利点は、乱流、拍動の変動およびその他の一定でない流れの成分を含 む池れをマツピングすることＫある。

本発明の別の利点は、それが管腔内の高い信号の強さを達成することである。

本発明はなお、画像化シーケンスが非常に短いので、各心臓周期の間、多重シー ケンスを加えることができる点で有利でおる。この短いパルスシーケンスによっ て、急速に加速する流れをより急速に画像化し、かつ、画像化を改善することが 可能となっている。単一心臓周期の間に画像化シーケンスを繰返し利用すること によって、静止′＃質と流ｋｈ物質との間のコントラストを強化するやその上に １広箭域反転パルスを取除くことによって、几、Ｆ、適用貸、関連組織の加熱、 およびＲＪ”、電力泊費を低減するという利点がちる。

本発明のなお別の利点は、以下の良好な実施愈＠にっｈての詳ｋＢｆｘ　Ｈ兄明 を読み、理解することで明らかになるこの発明は種々の段階および段階の配タリ あるいは種々の成分および成分の配置の形をとることができる。図面は良好な実 施態様を説明・するためだけのものであって、それを限定するものと解釈される べぎではない。

図面の簡単な説明 第１図は本発明による核磁気共鳴装置の線図、第２図は、勾配あるいは磁界エコ ーのみを利用して偶数エコー再位相化を組入れている流れ画像化のための２ＤＦ Ｔ画像化シーケ／スの線図、 第５図は、勾配パルス時間移動による流れ符号化のためのスライス選択勾配シー ケンスの線図、第４図は、勾配パルス時間移動による平面の流れ符号化のための 読出し勾配シーケンスの図、第５図は流れ符号化パルスを振幅基準化された読出 し勾配シーケンスを示し、 第６図は流れ符号化パルス７時間基準化された続出し勾配シーケンスを示し、そ Ｉ−て タτ７図は、２つの勾配エコーが局部的に反対称となっているＨａエコー再位相 化のための対称的勾配エコーシーケンスを示している。

艮好な実施態様の詳細な説明 第１図について見ると、核磁気共鳴画像化装置は複数の磁石１０および制御回路 １２を有しており、従って画像領域Ｏ養？面線的に通つて／１　＃’！均一な磁 界を発生する。

Ａ線周仮数（Ｒ，Ｆ、）コイル２０ｉｊ：共鳴励起制御回路すなわち手段２２と 接続され、それは選択的に凡。Ｆ。コイルに、例えば９０度パルスのような共鳴 励起パルスを伝送させる。無線周波数受信装置２４は、画像領域における共鳴す る核によって発生された無線８波数共鳴信号成分を受信する。別々の送信コイル と受信コイルを設けることもできるし、ある匹はＲ，Ｆ、コイル２０が送信機と しておよび受信アンテナとして交代的に作用することもできる。

勾配コイル構成３０には適切な巻線が含まれてお、す、画像領域における主磁界 を横断して、選択できる角度で、および選択できる持続時間および周期性で、勾 配音生じる。スライス選択勾配制御手段すなわち回路３２は、この勾配コイル３ ０に、選択的に電力を与えて、位相マツプしようとする画像領域１４のスライス すなわち平面を選択する。一般に１画像領域を横断して直線磁界勾配を与えるこ とによって、および狭帯域励起パルスを与えることによってスライスが選択され て、集積周波数の限られた範囲にわたってスピンを励起する。読出Ｉ７勾配制御 装置３４は画像領域を＠断じて読出し勾配を４える。位相符号化器すなわち手段 ３６は選択的に勾配を調整して、空間位置によって異なる位相偏移を生じさせ、 従って、共鳴信号Ｆｉ空間的に符号化される。

変換手段４０は受信した共鳴信号の離散的にサンプルした値を、周波数領域から 空間領域へと変侠するすなわちマツプ化する。この良好な実Ｍｅ様では、高速７ −りエ変換アルゴリズスによって、各磁界のすなわち勾配のエコーから受信した 共ｒｕ＆信号を変換し、すなわちマツプ化して、空間領域における対応する画素 像の実成分と虚成分全発生する。

心臓監視手段４２ｄ、撮像された患者４４の心臓周期を監視する。スライス選択 勾配および胱出し勾配の両割御手段は、心臓監視手段によっ゛Ｃ１心胸周勘の予 め選択された位相でトリガされ、従って醪−心臓位相におりる画素像が発生され る。大容量記憶装射手段５０は、任意に、画素像が発生さ：！また心Ｊス周期の 位相と連絡し７て、心臓周期の別々の位相からの画素像の実成分と虚Ｉ分を格納 することができる。心臓周期の位相は発生された’Ｆｆ’Ｊ　Ｘ像データから計 算することができるし、あるいは心に監視装置によって判定されＺ、こともでき る。

切候えず力、わち選択手段５２は、第１メ％　Ｎ、Ｉ　５４に心臓周期における 同じ位相を有する画素像の２１」′この実成分Ａ体３αおよび虚成分Ａｓルαを 与える。該画素・−，，！は第１メモリにおいて１画素づつ加算されて、第１の 画像表示出力を発生するが、この場合、位相は流ｉ１、の純度からは１丁独立と なって１八る。心臓周期における同じ位相全盲する画素像すなわち共鳴データの 実成分８吋Ｉおよび虚成分Ｂ滋βは、上述のように対象の可動部分についての情 報によって符号化されており、切換え手Ｒ５２によって第２メモリ５６に与えら れる。心臓８期の他の位相における画像は、心臓周期の数位相からの画素像が大 容量メモリ手段５０に格納される場合、任意に発生され得る。

閾値手段５８は、第１よ・・コニび第２メモリの夷部分と虚部分の各画素で格納 された１直の大きさを比較して、格納された値が所定の＠値しベルを超えるかど うか判定する。

閾値レベルが超過していなければ、このデータ値は放棄される。閾値レベルを超 える値は位相差判定手段６０によって利用されて、流れＫよって当然変化する位 相差α−βを判定する。

艮好な実施態様における位相差判定手段６０け下記の式を実現する。

ＡＢｅｏｓ（α−β）＝人鳴αＢｃｏｓβ＋Ａｓ１ａαＢｓ１ｎβ　（１ａ）Ａ 　Ｂｓ１ｍ　（α−β）　＝Ａｓｉａ　ａ　Ｂｃｏｓβ＋ＡａｉｓαＢｓ１ｏβ 　（１ｂ）これらの式を実現するために、位相差判定手段にはたすき掛は手段６ ２が含まれていて、第１と第２のメモリ５４と５６の対応する画素から実値と虚 像を乗算する。加算手段６４ｉ、乗算手段からの実成分の積と虚成分の積を加算 する。減算手段６６は、第１と第２のメモリの対応する画素からの実成分値と虚 成分値を減算的に合成する。

逆正接手段６８は、加算手段と減算手段によって判定された正弦項と余弦項から の位相差α−Ｉを確認する。この計算した位相差は差の位相マツプメモリ７０に 格納されて、速度位相差マツプを発生する。

ビデオ監視装置７２あるいは他の表示手段は、差のメモリ７０における位相差位 相マツプからの値を、人間が読むことのできる表示、例えば画素の強さが位相偏 移、従って速度、Ｋよって変化するビデオ画像のようなもの、に変換する。辰示 手段は画像、位相マツプおよびその種卵からの他の表示を任意（Ｃ発荏すること ができる。

第２図は、第１図の制御回路のための良好な画像化シーク′ンスすなわち作動シ ーケンスを説明するものである。

従来のカール・バーセル画像化シーケンスにおける予備知識によれば、９１１度 励起パルスの後は２つのｉａｏ度反転パルスが続き、それＫＸ絖込て共鳴データ が収集される。

本発明では、９０託ちるいけ他の励起パルス１００の後に１０２において勾配工 、：１−すなわぢ磁界エローデーへ夕が収集される。カールパー七Ａ・技術から 反転パル、′７：、を取除くことによって画像化時間１低＠１−１かつ、高速の 流れと運動が位相マツプされ／りと、とを可能証している。

可動磁化全必然的に再位相化する力〜ルパ〜セル画像化シー・ケンスのようには 、勾配エコー・シーケンスＦｉ再位相化しない。本発明（・ζおいて、可動物質 からの硅化Ｆｉスライス辿択勾配および読出し勾配の偶数エコー衿位相化によっ て再位相化さｉｒ−る。、Ｌシ特定づれば、スンイス選択勾配パルスシークンス には第１極性のパルス１１２が含まれており、該パルスは、励起バＪ・ス１０ｏ １酊２槓性のａ　ｍ　形パルス１１４および虹１（水性の第５バＡ・ス１１６　 （２）　印刀Ｑ中に、Ｊテえられる。この３つのバ、ルス＃′ｉ好ましいことに 同一の掘−となっていて、そのトｊ続門１ｍＱＪは、パ／１．−、Ｘ１１６がパ ルス１１４の持続時間の半分でろり、ぞして励起バＡ７ス１００の中心以後（ｌ こ発生ずるバＡ・ス１１２のその区分に整合するようなものとなつ′Ｌいる。ス ライス迭択勾配シーケンスに９まれるパルスの大きさと持続時間が選択され、従 ってスジイス乎面に垂直に運動する物質の磁化が再位相化される。

類似的に１偶数エコ〜丙泣相化技術が適用されて読出し勾配パルスシーケンスを 調整し、抗出し軸に対し、て平行に移動Ｊる磁化の再位相化′ｆｔ：達成する。

荷に、１元出し勾配パルス１２０に続（八て第２極性のパルス１２２お↓び第１ 極性の第３パルス１２４が、監視されている磁界エコーデータ１０２と同期間に 与えられる。パルス１２０，１２２゜１２４は都合のよいことに同じ振幅であり 、持続時間はパルス１２０がパルス１２２の持続時間の子分であ煮、そして磁界 エコー１０２の中心の前に発止するパルス１２４の該部分にはｔ■整合するよう なものとなっている。上記のスライス選択シークンスと同様に、読出し勾配シー ケンスに含まれる°パルスの大きさと持続時間が選択され、従って続出し軸に平 行に運動する物質の磁化が再位相化される。

パルス１２０，１２４はパルス１１２，１１４と、そして必要があれば、位相符 号化パルス１３０と同期間に与えられることもできるが、これはこの発明の要件 ではない。位相符号化パルス中、複数の選択された位相のうちの１つが符号化さ れる。

第５図および第４図について見ると、位相マツプ化しようとする流れ、すなわち 流れ成分の方向での勾配パルスが移動されて、流れを勾配エコーに符号化する。

スライス選択勾配だけが移動する場合（第５図）、スライス選択方向での流れの 成分が測定される。胱出し勾配だけが移動する場合（第４図）、続出し方向での 流れの成分が測定される。スライス選択勾配および読出し勾配の両者が移動する 場合には、スジイス選択方向および読出ｊ一方向に対して斜めの流れ成分が測定 される。

流れがどちらかの方向に対して斜めである場合、どちらかのパルスを移動するこ とによって、流れの速度を明らかにするであろう、しかしそれはその方向の余弦 を乗算した絶対流にすぎない。両バＡ−スを移動することくよって得た斜め角は 、２つの勾配の相対的位相感度によって定められる。例えＩプ、読出し方向にお ける流れに対する位相感度の２倍を、スライス選択方向におけるそれに対して生 じさせる移動は、読出し軸から２６度（α５の逆正接）の角度を有する流れに対 して最も感応的になるであろう、そしてこの方向に対して垂直な流れには余シ感 応しないであろう。

良好な実施態様では、時間における最初の読出し勾配パルス１２０あるいは最後 のスライス選択勾配パルス１１６を移動することによって、流れの符号化が達成 される。

特定すれば、最後のスライス選択勾配パルス１１６はΔだけ時間移動すなわち遅 延されて、時間移動スライス選択勾配パルス１１６′　となる。類似的に１最初 の続出し勾配パルス１２０はΔだけ時間移動すなわち歩進されて、時間移動読出 し勾配パルス１２０′となる。勾配パルスは任意に振幅基準化されあるｈは時間 基準化されることができ、従って励起の中心パルス１００と磁界エコーデータ１ ０２トの間の零番目のモーメントは零のままであるが第１モーメントは変化する 。例えば、第５図について見ると、胱出し勾配パルス１２０は１２０“へと振幅 が増加することができ、そしてパルス１２２の振−は１２２’へと低下すること ができる。パルスシーケンスの第１極性部分の領域１２０ａの増加とパルスシー ケンスの第２極性部分の領域１２２ａの増加は等しく、従って零番目のモーメン トは零のままでおる。スライス選択勾配シークンスの勾配パルス１１４と１１６ ｉｉ類似的に振幅基準化されることができる。

第６図について見ると、読出し勾配パルス１２０と１２２はパルス１２０“′と １２２“′のように縮小することかできる。

領域１２０ａ’および１２２ａ’の減少は等ｊ−く、従って励起パルス１００と エコー１０２の間のパルスシーケンスの第１と第２の極性部分は等１〜い゛まま である。すなわち、零番目のモーメントは零のままでちるが、第１モーメントは 変化する。バＡ・ス１２２および１２４は同様に、任意に、時間基準化されるこ とができる。スンイス選択勾配シ〜タンスの勾配パルス１１４と１１６するいは パルス１１２ト１１４モ類似的に時間基準化されることが′１？きる。

画像化シーケンスは各心／Ｘ周期の間、数回繰返され、それによって心誠周ＭＫ おける異なる点Ｊ゛なわち位（白で、幾つかの異なる１Ｎｉｉ像が同時に収集さ ）１．る仁と妙：　ＩｊＪ能ノ、なる。１つの限定要因は１床化１−ようとノる ｊ−子すなわち水業原子の緩和状態である。１１づ１ニスビンの照射が、７リツ プ角θのパルスによｐ１棟返ｊ〜時間Ｔｒ″′ｒ：繰返されると、信号Ｓの定常 状態減賃へと導く。

但し、Ｔ１は、シーケンスの繰返しの間、スライスに残っている組織からの信号 が急速なパルス化によって波状される縦緩和時間である。外部から画像面に移動 してくる血液および他のどんｆＪ：ｍ織も、そのような飽和を受けなイカ、ソれ はスライス選択パルスによる影響を受けていないからである。従って、画像化面 に移動してくる組織からの信号はこのよう！（は波設されない。該面に移動して くる物質からの信号は、ｓｉｎθと１．７て変化する。従って、シーケンスを複 数回繰返す仁とによって、心臓周期におけるいろいろの点での血液の流れの速度 を測定することがてきる。式（２）Ｋおける緩和要素、すなわち正弦項以外のす べての項が１より有意に少々、い場合、再基或された画像および位相マツプによ って、流動物質と静止Ｐｔｍ質との間のコントノスト強化が明らストに＆ろ、ｍ の事は基本的にＵ：、エルンスト角か超過さノｔ、る場合、すなわち、部θがｅ ｘｐ　（−Ｔｖ　／　Ｔｌ　）よシ小さい場合、および繰返し時８Ｔｒが縦緩和 時間Ｔ’ｌよシ少な−楊合に：発生する。実際には、勾配バＪ−ス化ｊ仮度に、 ｌ：りて繰返１，１寺間Ｔｆを約５０ｍ５の蛙小偵１ｃ　ｆｌＪ　ＩＮする傾向 、５（，３，４，ｌ、Ｆ、ハｋ　２　（７）　７　！Ｊ　７プ角θかスライス例 わたって変化し、そ（−て中心７リツプ角がエルンスト角よシ大きい場合、静止 物質のスライスの定義は劣化され得ることか注目される。

変化する磁界勾配に従う磁化の位相は下記のように定義することができる。

但し、φ（Ｔｅ）は時間ＴｅＫおける磁化の位相であり、Ｇ【０け時間ｔにおけ る勾配の強さで、ｓ＃）、ｘ（ｔ）は時間ｔにおける磁化パケットの位置であ夛 、そしてｒｌ−４磁気回転比である。全体的運動を行なっている磁化パケットへ の効果は、ｘ（ｔ）を位置の時間微分におけるべき級数として拡張することによ って、次のように表わすことができる。

但１−１ｘ（ｉ）　（ｔ）はｉ番目の微分である。

式（３）と（４）は合成されて、エコーの中心における位相偏移のべき級数拡張 Ｘ（ｉ）（ｔ）についてのφ（Ｔｅ）−φ０、を発生する。このシーケンスがそ の中心点の周シで対称的になっている場合、拡張における奇数項は零になシ、そ してｉ　＝　Ｏ以外の１馬数項はその一層まである。

対称的配置になっている２つの勾配エコー、その各々は第７図に示されるように 局部的に反対称的であるが、に適用される場合、全体的運動による位相偏移は下 記のように説明される。

この式は、シーケンスの中心と各個々のエコーの中心、Ａとの間の時間の奇数べ き指数を各々に乗算した、位置の偶数敬重Ｘ（ｉ）囚だけを含んでいることに注 目されたい。

この時間を最小化することによつ”τ、−微分の影響を最小に１−１そし、て再 集束ｄ改善さｈ２る。

この時間は、読出し勾ｇ６シーク゛ンスとスライス選択勾配シー　り゛ンスだり を利用し〔最小化するととができて、へ化を再集束する。１８０’反転バＡ・ス を省略することによつで、Ｂ・。Ｆ８位置ずれおよび７”−チノアクト問題を低 減することにも注目すべきである。

シーケンスを縮小することによって、流れの方向が画像化面に対して斜めになり でいる場合に一層有利である。

磁化が発生される場合のスライス選択とと。の磁化の観察との間に有限時間が存 在する。仁の時間中、斜めに流れる磁化６ツ゛画像面から出て別の画素へと移動 する。次いで流動物質は画像における位置に現わり、るが、そ゛れＫは血管ある いは他の動いている組繊１げ色ま第１．でいない。励起と観察との間の時間間隔 を縮小することによって、こめ変位誤差の影響は最小化される。

エコー現象によって、その位相が流れの速度に依存する信号を発生する。この速 度依存の位相は上で概説したように１スライス選択勾配および読出し勾配の両輪 郭に組入れられている。

再位相化における静止ａ界異質性と誤差を補償するために、差の技術が利用され る。すなわち、位相差が、速度依存位相を有して取られたものとそうでないもの 、との２つの画像間で取られる。スライス選択勾配パルスと続出し勾配パルスは すでに存在しているので、第１と第２の画像のためのデータは、１つ以上の勾配 を量Δだけ時間移動することＫよって取得される。両画像に共通の項を除外する と、両画像間の位相差は次のように表わすことができる。

２つのシーケンス間での磁化の位置上の変位が、勾配パルスの時間スケールにわ たって一定、ΔＸ、でおる場合、位相は次のように低減する 平均速度は位相角から独自に計算することができる。

特に１第１と第２の画像表示出力についての実値と虚像との間の比率の逆正接の 差に比例して、速ｉ＃′ｉ変化する。

測定値の感夏は時間移動パラメータΔを変えることによって調整される。位置変 位は平均速度ｖと時間移動パラメータとの積となっておシ、それはすなわちΔｘ 　＝　ｙ・Δ　（８） 典型的な動脈流のスライス選択方向での測足を行なうためには、４ミリ秒間保持 された、１センチメートルらたシ約１キロヘルツの勾配パルスが、ｔ、２５　ミ １７秒だけ時間移動される場合に１１秒ちたシラメートルまで、速度をコード化 することができる。抗出し方向における流れに対しては、胱出し勾配が類似して 移動される。続出しおよびスライス選択の両方向での同時符号化も類似して、る るいは両勾配の振幅全移動するすなわち基準化することで、達成することができ る。

良好な実施態様に関してこの発明を騎１明して来たが、この良好な実施態様につ いての先の詳細な説明を読み、理解する上で、変更、改変等、思いつくのは明ら かである。そのようなすべての変化例が添付の特許請求の範囲等の範囲内にめる 限り、本発明はそれらを含むと解釈されるよう意図するものでおる。

ＦＩＧ、３ ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、５ 国際調査報告　ｑｃ〒／ｃ、＊　８ｇ１０○４５９１ａｌｔ’ｖｎ＋＋ｍａｌＡ ６ｍｇｔｈｓ＊Ｉｎ、　ＰＣ？＋’ＧＢ　８６１００４：９Ａ：詣ＥＸ　τＯ？ 三　ｒ：：　：ＥＥ％／％：：Ｃ：！λＬＳＥλＲＣＨＲＥ？Ｃ！ＲＴ　ＣＮ

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. （１）核磁気共鳴画像化方法てあって、（イ）共鳴励起パルスを与える段階と、 （ロ）スライス選択勾配パルスシーケンスを与える段階と、 （ハ）読出し勾配パルスシーケンスを与える段階と、（ニ）位相符号化勾配を、 与える段階と、（ホ）スライス選択勾配パルスシータンスと読出し勾配パルスシ ーケンスのうちの少なくとも１つは、共鳴励起パルスと共鳴磁界エコーの等しい 積と反対の極性の相補形パルスを有し、 従って時間における有効な第１モーメントは実質的に零であって共鳴磁界エコー を生じさせており、さらに（ヘ）磁界エコーを監視する段階、 とから成ることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
2. （２）特許請求の範囲第１項記載の方法であって、さらに段階（イ）から（ヘ） までをスライス選択勾配シーケンスおよぴ読出し勾配シーケンスのうちの少なく とも１つを変更して繰返し、従って流れが磁界エコーに符号化される段階を含ん でいることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
3. （３）特許請求の範囲第２項記載の方法において、シーケンスは変更したシータ ンスのパルスを時間移動することによって変更されることを特徴とする前記核磁 気共鳴面像化方法。
4. （４）特許請求の範囲第２項記載の方法であって、さらに変更されないシーケン スと変更されたシーケンスからの監視磁界エコーを、符号化された流れによつて 変る位相成分をその画素が持っている第１と第２の画像表示出力に変換する段階 を含んでいることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
5. （５）特許請求の範囲第４項記載の方法であつて、さらにその面素値が第１と第 ２の画像表示出力の位相成分間の差によつて変る位相マッブを発生する段階を含 んでいることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
6. （６）可動物質の核磁気共鳴面像化方法であって、（イ）共鳴励起パルスを与え る段階と、（ロ）反対の極性である複数のスライス選択勾配パルスを与える段階 と、 （ハ）反対の極性である複数の読出し勾配パルス、該読出し勾配パルスの１つは 共鳴エコーから共鳴エコー信号を収集している間に与えられていて、前記複数の パルスを含む読出し勾配パルスシーケンスを与える段階と、 （ニ）共鳴励起パルスの印加と共鳴エコー信号の収集との間に位相コード化勾配 を与える段階と、および（ホ）段階（イ）から（ニ）までの段階を、スライス選 択勾配パルスと読出し勾配パルスのうちの少なくとも１つを変更して繰返し、従 って変化した勾配エコー共鳴信号が収集される装置、 とから成ることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
7. （７）特許請求の範囲第６項記載の方法において、スライス選択勾配パルスの１ つは共鳴励起パルスと同時に与えられることを特徴とする前記方法。
8. （８）特許請求の範囲第７項記載の方法において、読出し勾配パルスの少ナくと も１つはスライス選択勾配パルスの少なくとも１つと同時に与えられるこしを特 徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
9. （９）特許請求の範囲第６項記載の方法において、励起パルスと共鳴エコーの間 の期間中、スライス選択勾配シーケンスは、反対の極性てあるパルスとほぼ等し い持続時間と振幅の総積となっている１つの極性のパルスを含んでいることを特 徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
10. （１０）特許請求の範囲第９項記載の方法において、シーケンスの第１スライス 選択勾配パルスが共鳴励起パルスと同時に与えられることを特徴とする前記核磁 気共鳴画像化方法。
11. （１１）特許請求の範囲第６項記載の方法において、励起パルスと共鳴エコーと の間の期間中、第１極性の読出し勾配パルスの振幅と持続時間の総積は、第２極 性のパルスの振幅と持続時間の総積となっていることを特徴とする前記核磁気共 鳴画像化方法。
12. （１２）特許請求の範囲第１１項記載の方法において、第２の読出し勾配パルス 阻は共鳴エコー信号の収集と同蒔に与えられることを特徴とする前記核磁気共鳴 画像化方法。
13. （１３）特許請求の範囲第６項記載の方法において、スライス選択勾配パルスと 読出し勾配パルスのうちの少なくとも１つを変える段階は、１組の反対極性のパ ルスを振幅基準化し、従って両パルス下の領域は同量だけ変わる段階を含んでい ることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
14. （１４）特許請求の範囲第６項記載の方法において、スライス選択勾配パルスと 読出し勾配パルスのうちの少なくとも１つを変える段階は、読出し勾配シーケン スとスライス選択勾配シーケンスにかける他のパルスに対して少なくとも１パル スを時間移動する段階を含んでいることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法 。
15. （１５）特許請求の範囲第１４項記載の方法であって、さらに第１の収集された 共鳴エコー信号を第１面像に変換ずる段階と、第２の収集された共鳴エコー信号 を第２画像に変換する段階とを含んでいることを特徴とする前記核磁気共鳴画像 化方法。
16. （１６）特許請求の範囲第１５項記載の方法であって、さらに第１と第２の画像 の位相成分を差分的に合成し、各面素が流れの速度を表わす大きさを有している 表示出力を発生する段階を含んでいることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方 法。
17. （１７）特許請求の範囲第１６項記載の方法において、第１と第２の画像はそれ ぞれ案部分と虚部分を有しており、そして差分的に合成する段階は、第１と第２ の画像の実成分と虚成分をたすき掛けする段階と、このたすき掛けの種を加算的 かつ減算的に合成して、（１）各画素における位格差の余弦、および（２）各画 素における位相差の正弦に比例する値を引出す段階と、および各画素に対する正 弦値および余弦値から位相差を引出し、画像表示出力に対する画素値を判定する 段階とを含んでいることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化方法。
18. （１８）可動物質の核磁気共鳴検査方法であって、（イ）第１勾配パルスシーケ ンスによって実成分と虚成分を有ナす第１面像を捕捉する段階と、（ロ）少なく とも１パルスが第１勾配パルスシーケンスに関して変更されている第２勾配パル スシーケンスによって実成分と虚成分を有する第２画像を捕捉する段階と、 （ハ）第１と第２の画像の実成分を棄算し、第１と第２の画像の虚成分を乘算し 、そしてこの乘算の積を加算する段階と、 （ニ）第１画像の実成分に第２画像の虚成分を乗算し、第１画像の虚成分に第２ 画像の実成分を乗算し、そしてての積を減算的に合成する段階と、 （ホ）段階（ハ）の和と段階（ニ）の差の逆正接を取って、成分が位相差に従っ て変化する位相マツブを発生する段階、とから成ることを特徴とする前記核磁気 共鳴横査方法。
19. （１９）可動物質を検査する核磁気共鳴装置であって、該装置は、 画像領域を通ってほぼ均一な磁界を発生する主磁界制御手段と、 無線局波数信号を送信し、かつ、受信し、画像領域に隣接して配置されている少 なくとも１つのコイルと、このコイルに共鳴励起パルスを選択的に伝送させる共 鳴励起制御手段と、 コイルから受信した無線周波数共鳴信号を受信する受信手段と、 主磁界を横断して磁界勾配を選択的に生じさせる勾配コイル手段と、 勾配コイル手段に勾配パルスシーケンスを選択的に発注させて、画像化しようと する画領域を通るスライスを選択するスライス選択勾配手段と、勾配コイル手段 に、ステイスを横断して読出し勾配パルスシーケンスを選択的に発生させる読出 し勾配制御手段と、 勾配コイル手段に、選択されたスライスにおける共鳴する核を選択的に位相符号 化させる位相符号器手段と、 受信手段からの共鳴信号を、複数の画素の各々に対して各々が位相成分を存する 実値と虚直を備える画像表示出力に選択的に変換する変換手段と、スライス選択 内記制御手段および読出し勾配制御手段が、スライス選択勾配パルスシーケンス と読出し勾配パルスシーケンスを、選訳されたスライスの時間における有効な第 １モーメントが実質的に零となるような方法で、与える場合に発生される第１画 像表示出力の実値と虚値を格納する第１メモり手段と、スタィス選訳勾配制御手 段と読出し勾配制御手段のうちの少なくとも１つが、それぞれのスライス選択勾 配パルスシーケンスと読出し勾配パルスシーケンスのうちの少なくとも１パルス を移動することによつて、選択されたスライスにおける共鳴する核を流れ符号化 する場合に発生される第２画像表示出力の実値と虚値を格納する第２メモリ手段 と、 強さの値が位相差によって変る位相マップを判定し、第１と第２のメモリ手段に 作動的に接続されて第１と第２の画像の実値と虚値の位相成分を受信し、そして 画素値が対応する画素の位相成分間の位相差によつて変る位相マッブを判定する 位相差判定手段、とを備えていることを特徴とする前記核磁気共鳴装値。