JPH0263437A - ３次元核磁気共鳴造影図を作る方法と装置 - 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】 発明の背景 この発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）作像（イメージング）
、更に具体的に云えば、不動材料を高度に抑圧した、流
れのコントラストを持つ新規な３次元ＮＭＲ血管造影作
像方法に関する。

非侵入形ＮＭＲ作像方法を利用して、解析する人体の様
なサンプル内の血液の様な流れる流体を検出することが
出来る。ＮＭＲ血管造影法の様な方法は、血管等に於け
る流体の流れを検出する選択的な手段になるが、アテロ
ーム性動脈硬化斑を検出するのに臨床的に役立つ様な投
影された血管の解剖学的な部分を測定する際、Ｘ線血管
造影法の様な他の方法と、その結果は必ずしも十分な相
関性を持たない。この相関性の欠如は、本質的に低い信
号対雑音比を原因とするＮＭＲ像の解像度が制限されて
いること＼、信号強度の人為的な損失の原因となること
の多い流れ効果とによるものと思われる。この為、現在
のＮＭＲ流れ作像方法、特に位を目効果に基づくこう云
う方法は、重要な流れの情報を提供することが出来るが
、形態学的な情報は限られている。希望する形態学的な
情報の典型は、頚動脈の分岐部の血管造影法による投影
作像である。こう云う分岐部はアテローム斑形成部がし
ばしば見られる所であり、それが又−時的な局所貧血性
の発病及び発作の前駆体である。従って、動脈内膜下の
出血又は脳血栓を招く様なアテローム性動脈硬化斑を（
特にその潰瘍化前に）作像することが出来ることが非常
に望ましい。血液運動の上で重要な狭搾の原因となる滑
かなアテローム性動脈硬化斑が存在することは、標準的
なＸ線染料血管造影手順を用いて現在臨床的に評価され
ており、この場合、頚動脈の疾病の臨床的な評価には、
全体的に無害ではない非侵入形試験で、カテーテルを介
してコントラスト染料を注射することを必要とする。従
って、動脈の血流だけが現れ、不動の周囲の組織並びに
隣接する血管中の血流がａ効に抑圧された表示を作る非
侵入形磁気共鳴方法を使うことが非常に望ましい。

発明の要約 この発明では、流体を取巻く不動材料を抑圧して、実質
的に予定の方向にだけ流れる流体の流れのコントラスト
を持つ３次元核磁気共鳴（ＮＭＲ）血管造影図を作る方
法が、作像しようとする容積に、所望の流れが入る方向
から見て隣接している容積内の核スピンを飽和させる飽
和部分が先行する３次元容積作像順序によって、作像し
ようとする容積から発生されたＮＭＲ応答から第１組の
像データを収集し、同じ容積作像順序を用いるが、先行
する飽和部分のない作像順序によって発生された別のＮ
ＭＲ応答から第２組の像データを収集し、第１組及び第
２組のデータの一方を他方がら減算して、それから最終
的な像を表示する差データの組を発生する工程を用いる
。３ＤＦＴ容積作像順序を使うのがを利であり、位相符
号化の両方の軸に沿って並びに周波数符号化に使われる
軸に沿って、流れの補償を使う。

流れのコントラストを持つ３次元ＮＭＲ血管造影法に用
いる現在好ましいと考えられるパルス順序では、３つの
別々の勾配軸の各々で、容積選択時刻からエコー時刻ま
での全ての磁界勾配パルスの一次モーメントをゼロにし
く即ち、実質的にゼロに等しく設定し）、パルスの合計
面積（振幅一時間の積分した積）は、３軸の内の２軸に
沿って実質的にゼロに等しく設定し、選ばれた読取軸で
ない１つの軸に沿ったゼロでないパルス面積の差を、応
答信号の読出しの完了後に巻戻し勾配パールスによって
釣合わせる。必要であれば、高次運動（加速度、躍動等
）を補償する為に、高次モーメントをゼロにすることを
利用してもよい。

従って、この発明の目的は、不動材料を抑圧した、流れ
のコントラストを持つ新規な３次元ＮＭＲ血管造影作像
方法を提供することである。

この発明の上記並びにその他の目的は、以下図面につい
て詳しく説明する所から明らかになろう。

図面を参照した発明の詳細な説明 最初に第１Ａ図について説明すると、生体等の様な作像
すべきサンプル１０が、デカルト座標系のＺ軸に沿った
方向の略均質な静磁界Ｂ、内に配置される。便宜上、こ
のＺ軸が、サンプル中の頚動脈内にある血液の様に、血
管１１内の液体の矢印Ａで示す主な流れの方向でもある
。この発明の方法の最初の工程として、流体の流れを作
像しようとする容積１４の片側に変位した第１の容積１
２内の核スピンを飽和させる。ずれの方向は、作像容積
に入る為に流体がそちらから入る方向である。例として
、この飽和は、磁化Ｍの摂動を容積１２に局在化する為
の磁界勾配と同時に発生される選択性ＲＦパルス（典型
的には核スピンの軸を６０°乃至１０００回転させ又は
はじく効果を持ち、これは約９０″であることが好まし
く、従って図面では「はじき」角α′を持つ選択性パル
スとして示されている）を用いた原子核の摂動によって
達成される。その後、「スポイラ」パルス等により、横
方向の磁化のスピンの位相のコヒーレンスを破壊する。

この為、好ましくは９０’ＲＦパルス及び関連する磁界
勾配信号パルスが１．全ての縦方向の磁化及び横方向の
スピンのコヒーレンスを破壊することにより、容積１２
内に入っている核スピンを飽和させるのに役立つ。容積
１２の限界は、使われる磁界勾配パルスの振幅並びに方
向と、ＲＦパルスの振幅、形及び持続時間とによって有
効に設定される。容積１２内の不動材料の飽和した原子
核は容積１２内にとゾまるが、流れる流体の飽和した原
子核は作像容積１４へ移動し、３次元容積作像方法に応
答して、容積１４からＮＭＲ応答データを収集した時、
血管（頚動脈）１１内の流れる流体（血液）からの信号
が選択的に減少する。流体内の原子核が飽和状態から回
復するのに十分な時間の後、今度は隣接する容積１２内
の原子核の予備飽和を伴わない同じ３次元容積作像ノｊ
法によって、同じ容積１４を再び作像し、動脈の強度が
減少していない新しい容積作像データを予備飽和を用い
て求められた像データから減算して、隣接する容積１２
から、飽和したスピンがその中に運びこまれていない容
積１４内にある材料からの全ての応答を実効的に相殺す
る。不動の組織、矢印Ａ以外の方向に流体が流れる血管
（静脈）等も有効に抑圧されるが、方向Ａの流れを持つ
血管（動脈）は強いコントラストで現れる。

第１Ｂ図について説明すると、抑圧モードを入替えて、
頚静脈の様に、矢印Ｖで示す別の血管１６を反対方向に
流れる流体（静脈血液）のコントラストを強め、それと
同時に同じ作像容積１４′内にある不動の組織及び動脈
の流れ（頚動脈でも）を有効に抑圧する。この場合、予
め飽和した隣接する容積１８は、流れる流体が作像すべ
き容積１４′に達する為に入る方向に見て、作像容積１
４′からずれている。その動脈の流れを作像しようとす
る頚領域１４より下方にある下側に隣接する容積１２と
、その静脈の流れを作像しようとする頚領域より上方に
ある上側の隣接する容積１８との入替えは、ＮＭＲ作像
装置（図面に示してない）又は患者を動かさずに、関連
するＲＦパルスの形、並びに／又は予備飽和の際のＺ軸
方向の磁左勾配の振幅を変えることによって達成するこ
とが出来る。作像する容積に対して正しくずれた容積を
予備飽和させることにより、任意の方向の流れを作像す
ることが出来ることが理解されよう。

更に、像データを収集する前に、両方の容積１２゜１組
の同時の飽和を利用して、動脈及び静脈構造の両方を同
時に検出することが出来ることも理解されよう。更に、
２つの容積１２及び１組の飽和を交互に行なって、１方
向、例えば動脈を抑圧して収集された第１組のデータを
、反対方向、例えば静脈を抑圧して収集された第２組の
データから減算して、不動の材料が抑圧されるだけでな
く、反対方向の流体の流れは極性が反対になるから、例
えば、動脈及び静脈の血液の流れは強さは等しいが、反
対の極性であるから、その極性の違いによって色によっ
て符号化することが出来る様にした、応答データの組を
作ることが出来る。一方又は両方の隣接する容積のどち
らを予備飽和させるにしても、作像する全体のサンプル
の各々の部分からの応答データの収集を時間的に交互に
することが出来る。即ち、全体のデータの組の内の一部
分は、最初は飽和を先行させ、その後は飽和を使わずに
収集してから、データの組の別の部分を収集することが
出来る。

第２図はデカルト座標の３軸に沿った時間に対する勾配
磁界を示す。即ち、Ｘ軸の勾配磁界Ｇ×、Ｙ軸の勾配磁
界ＧＶ及びＺ軸の勾配磁界Ｇｚが、無線周波（ＲＦ）磁
界と共に示されている。この発明の現在好ましいと考え
られる１実施例のＮＭＲ作像方法では、これらが検査す
るサンプルに同時に印加される。各々の３次元容積像に
対するデータが、第１組及び第２組のデータの差から求
められる。第１組のデータは、第２図の第１の形式の順
序を複数回（Ｎ回）繰返して求められる。この第１の形
式の順序の各々は、初期の予備飽和部分２１と横方向磁
化位相外し部分２３とを作像部分２５の前に持っており
、第２組のデータは、予備飽和部分がなく、位相外し及
びそれより後の作像部分２５しかないことを除いて、他
の全ての点で第１の形式の順序と同様な第２の形式の順
序を同じ回数（Ｎ回）繰返して求められる。

各々の予備飽和部分２１が、その材料のある部分が関心
の持たれる作像容積１４に流れ込む前に、材料の容積の
１２又は１８を選択的に飽和させる様に作用する。無線
周波（ＲＦ）パルス信号２７が、勾配磁界パルス２９の
存在のもとに印加されて、サンプルの横方向磁化スピン
を約６０°及び約１２０’の間のはじき角α′だけ回転
させる。

９０°の励振角度が好ましい。この横方向磁化の回転に
より、流体の容器の内、関心のある作像容積より上流側
にある部分に於ける流体の縦方向の磁化が減少する。予
備飽和部分２１は時刻ｔ。からｔ４までの期間にわたる
。予備飽和容積の限界（今の場合はＺ軸方向）を定める
方向の勾配磁界は、勾配磁界ＣＺが略ゼロの振幅から最
終的な振幅に向って変化する時刻ｔｏに始まる初期部分
２９ａから開始する。−旦略一定の部分２９ｂが時刻ｔ
１に開始すると、ＲＦパルスが開始され、後の時刻ｔＥ
　　（この時刻は、ＲＦパルスが略全体的に作用する時
刻と考えてよい）にピークに達し、それより少し後の時
刻ｔ３に終了する。ＲＦパルスは截頭５ｉｎｃ（ｘ）形
の様な任意の所望の形であってよく、予備飽和によって
励振される領域をＺ軸方向の予定の限界に制限する。今
の場合、ＲＦパルス２７が、領域１４の中心からの領域
１２の中心のずれの捏度を決定する様に作用する別の余
弦係数によって複素数変調される。予備飽和部分は部分
２９ｃで終り、時刻ｔ４に勾配Ｇ７の略ゼロの振幅へ戻
る。

横方向磁化の位相外し部分又は「スポイラ」部分２３で
は、時刻ｔ５及び時刻ｔＥの間に同じ又は異なる勾配磁
界（今の場合はＺ軸方向の磁界Ｇｚ）のパルス３１が発
生し、その振幅一時間エネルギは、部分２１の予備飽和
動作によって生じた横方向磁化を位相外しするのに十分
である。

次に、小さいはじき角αのＲＦパルス３３を持つ任意の
所望の３Ｄ作像順序を使うことにより、関心のある血管
を含む容積１４からのデータを収集する。こ＼では例と
して、勾配再集束形３Ｄフーリエ変換（３ＤＦＴ）部分
２５を用いる。３ＤＦＴ部分は、この容積全体を構成す
るＬ個の平面の各々にあるＭ個のストライブ、即ちＭＸ
Ｌの積をＮとして、複数回（Ｎ回）繰返される。各々の
部分２５は、典型的には約２０°乃至約４０°の範囲内
の比較的小さいはじき角αを持つＲＦパルス３３から始
まる。好ましいはじき角αは約３０°である。パルス３
５内のＧｚ勾配磁界の振幅に応答して、所望の容積内に
スピンの回転が設定される。この為、時刻ｔＥ　（作像
部分が開始する時）から、ＲＦパルス３３のピークの時
刻ｔ７を通って、終了時刻ｔ９まで、Ｚ勾配パルス３５
が存在する。このパルスは、開始時刻ｔＥからパルス中
央時刻ｔ７までの第１の部分３５ａと、時刻ｔ７から終
了時刻ｔ９までの後の第２の部分３５ｂとに分れる。パ
ルスの後の方の部分３５ｂは「面積」Ａ２□を持ち、こ
れはその積分−時間積分の積である。特に重要なのは、
後の部分３５ｂの中心が時刻ｔ８に発生することである
。この時刻が、これから説明するエコー時刻ｔＥに対す
る一次モーメント期間Ｔｚ□の実効的な始めを限定する
。

ＲＦパルス３３並びに対応する勾配Ｇｚ選択パルス３５
を用いた作像容積の選択の後、その結果生ずる横方向の
磁化が再集束パルス３７によって位相戻しされる。この
パルスは時刻ｔ９に始まり、時刻ｔａに中点を持ち、時
刻ｔ、に終了する。パルス３７の振幅及び持続時間は、
パルスの後の部分３５ｂの面積Ａｚ□の２倍と大体等し
い「面積」Ａｌ１を持つ様に選ばれる。パルス３７の後
、勾配信号パルス３９が続くが、その振幅及び持続時間
は、面積ＡＺｌと略等しい「面積」Ａ２３を持つ様に選
ばれる。パルス３５，３７．３９の合計面積及び一次モ
ーメントは何れも略ゼロに等しい。１≦ｉ≦３として、
はじきパルス３３の時間的な中心とエコー時刻ｔＥの間
に発生する全てのＺＩＩｈｉｌｉ’ｊ積ＡＺｌの和は略
ゼロである。図示の様に、Ｚ勾配磁界ＣＺを用いて、容
積の向きが軸方向である時、励振容積を制限する。Ｚ軸
は位相符号化軸の１つとしても利用される。第２の位相
符号化勾配か直交する選ばれた方向、図示の場合はＹ軸
のＧ×として発生される。残りの直交する勾配、即ち、
この例ではＸ方向の勾配Ｇ×が読出し勾配として利用さ
れる。従って、１つの勾配、例えばＧｖのＭ個の値と、
別の勾配、例えばＧｚのＬ個の値とのＮ個の組合せにわ
たって、周知の様に、勾配磁界かＹ及びＺ方向に変えら
れる。

位相符号化方向に於ける流れの人為効果を少なくする為
に、２つの位相符号化軸（Ｙ及びＺ）に流れの補償を適
用する。図示例では、Ｙ方向の１つの「ストライフ」の
位相符号化の為に選ばれた夫々１対の振幅に対し、Ｙ軸
磁界勾配ＧＹに両極性の位相符号化ローブ４５．４７が
発生され、復数個のＹストライブの全てが、第１組及び
第２組のデータの各々に対するずっと多数の順序の繰返
しの各々で符号化される。勾配ＧＹは、最初の部分４４
では略ゼロの振幅であるが、時刻１．から時刻ｔ。まで
のＹ位相符号化部分４７で第１の極性（例えば、正の極
性）及び第１の振幅（例えば、今の場合Ｙ方向の位相符
号化用の最大振幅）に設定される。即ち、Ｙ軸位相符号
化は、反対の極性を持つローブ４５、及びローブ４７で
構成される。

対応する速度補償が、データ収集期間の中央時刻ｔＥに
対する勾配ローブの一次モーメントによって決定される
。Ｙ軸流れ補償ローブ４５は時刻ｔｆに始まり、ローブ
４７が開始する時刻１．に終わる。流れ補償ローブ４５
の振幅一時間積分の積Ａ　は（エコー時刻ｔＥから期間
ＴＹ２を置いたｔｅに作用する様に現れる）ローブ４７
の振幅一時間面積ＡＹ２より幾分小さい。１番目の望ま
しい条件は、Ｙ方向の一次モーメントがゼロになること
、即ち、加算によって略ゼロになり、ＭＹ２＋ＭＹ１−
０　　　　　　　　　（１ａ　）即ち、Ａ　・Ｔ　　＋
Ａ　　−Ｔ　　−０（ｌｂ）Ｙ２　　　　Ｙ２　　　　
ＹＩ　　　　Ｙｌになることである。この条件は、位相
符号化勾配パルス４５及び４７の為に生じた、速度によ
って誘起された移相を減少し、（等式が成立すれば）除
くことが出来る。高次の運動は、高次モーメントを加算
すればゼロになる様に更に複雑な波形を使うことにより
（即ち、二次モーメント等をゼロにすることによって、
加速度によって誘起される移動を補償することにより）
容易に補償することが出来る。

時刻１ｆから時刻ｔｈまでの同じ期間内に、Ｚ軸位相符
号化ローブ４０及び４２が発生される。

ローブ４０の振幅一時間面積ＡＺ４及びローブ４２の面
積ＡＺ５は、これらの面積の和が、流れに対して補償し
ていない仮想の位相符号化パルスの面積と同等になる様
に選ばれる。時刻ｔｈより後、部分４３で、Ｚ勾配は略
ゼロ・レベルに下がる。Ｚ軸勾配ローブに対する別の望
ましい条件は、スライス選択面積の和がゼロになること
である。

Ａ　Ｚｌ　＋Ａ　Ｚ２　＋　Ａ　ｚ３−０　　　　　　
　　　　　（２）もう１つの望ましい条件は合計の一次
モーメントをゼロにすることである。

Ｆｖｌ　　＋Ｍ　　＋Ｍ　　＋Ｍ　　＋Ｍ　　−０（３
ａ）ＺＩ　　　Ｚ２　　　Ｚ３　　　Ｚ４　　　Ｚ５又
は ＡＺ１″ＴＺ１＋ＡＺ２°Ｔｚ２＋ＡＺ３°ＴＺ３＋　
Ａ　ｚ４・Ｔｚ４＋ＡＺ５・Ｔｚ５−ｏ　　　　　（３
ｂ）こ＼でＴＺｌは、ｔ８からｔＥまでの期間であり、
Ｔ　はｔａからｔＦまでの期間であり、ＴＺ３はｔ、か
らｔＥまでの期間であり、”Ｚ４はｔｈからｔＥまでの
期間であり、Ｔｚ５は１．からｔＥまでの期間である。

Ｙ軸位相符号化パルスの場合と同じく、パルスの数を拡
大し、対応する高次（即ち２次、３次等）モーメントを
ゼロにする様に、振幅及び持続時間を選ぶことによって
、Ｚ軸位相符号化は高次の運動（即ち、加速度、躍動等
）に対して影響されない様にすることが出来る。

読出し方向Ｘの磁界勾配Ｇ×は、時刻ｔ。から時刻ｔｑ
までの読出し期間（エコー時刻ｔＥに対して大体対称）
の間、所望の値を持つパルス５１である。読出しＸ勾配
パルス５１の内、時刻ｔｎから時刻ｔＥまでの最初の部
分だけが、Ｇ×の面積及びモーメントの釣合いの為に考
慮される。この発明では、読出し勾配パルス５１と同じ
極性（例えば正）を持つパルス・ローブ５３を使うと共
に、反対の極性を持つパルス５５によってそれに対する
釣合いをとることにより、この様な釣合いが最も容易に
出来ることが判った。即ち、Ｘ軸磁界勾配は、時刻ｔｃ
から時刻ｔ９までの、振幅時間積分面積ＡＸＩを持つと
共に、エコー時刻ｔＥから期間ＴＸ１のパルス中央時刻
ｔＥに作用する様に現れる一次モーメントを持つ第１の
極性（例えば正）のパルス信号５３から始まる。その後
、時刻ｔ９から時刻ｔ０まで、位相外しのＸ軸勾配パル
ス５５が発生する。Ｘ軸磁界勾配の面積及び一次モーメ
ントをゼロにし易くする為、勾配パルス５５は分離時刻
ｔ、を持つ第１及び第２の部分５５ａ、５５ｂに分割す
る。便宜上、３軸の全ての勾配パルス５１，５３．５５
の振幅を等しくすることが出来、極性及び持続時間だけ
を変えることが出来る（この様な振幅が１つの状態は、
図示のＧ×パルス５０，５３．５５の異なる振幅で示す
様に、達成する必要はないが）。最初の位相外しのＸ軸
パルス部分５５ａが時刻ｔ９に始まり、時刻ｔ、に終り
、面積ＡＸ２を持ち、時刻ｔからエコー時刻ｔＦ：まで
の期間Ｔｘ２に比例する一次モーメントＭｘ２を持って
いる。後の方の位相外しパルス部分５５ｂは時刻ｔ、及
び時刻ｔ。の間に発生し、面積Ａｘ３を持ち、一次モー
メントＭＸ３はその面積に比例し、モーメントの期間Ｔ
ｘ３は後のパルス部分の中央時刻ｔｍからエコー時刻ｔ
Ｅまで望ある。時刻ｔ。からエコー時刻ｔＥまでの最初
の勾配読出し部分５１ａは面積ＡＸ４を持ち、これは時
刻ｔＰに作用する様に現れ、この面積に比例するモーメ
ントＭＸ４を発生し、その期間ＴＸ４は時刻ｔ、から時
刻ｔＥまでＶである。従って、Ｘ軸磁界勾配Ｇ×は、第
１のローブ５３より前の部分５７、並びに読出し勾配の
後の部分５１ｂが略ゼロの振幅に戻る時刻ｔｑより後の
後の部分５９では、値が略ゼロである。この発明の考え
に従って、Ｘ軸勾配の面積の和をゼロにする。即ちＡＸ
１＋ＡＸ２＋ＡＸ３＋Ａｘ４−ＩＯ（４）それと共にＸ
勾配の一次モーメントの和もゼロにする。

Ｍｘ１＋Ｍｘ２＋Ｍｘ３＋ＭＸ４−０　　　　　　　（
５）０ゝＴ　Ｍ　ｘ　ｔ−Ａｘ１″”Ｘｌ’　ＭＸ２″
″Ａｘ２°ＴＸ２’ＭＸ３””Ｘ３”Ｘ３及びＭｘ４−
ＡＸ４・ＴＸ４である。

位相符号化の場合と同じく、更に高次の運動は、Ｘ軸勾
配信号に更に複雑な波形を用いることによって補償する
ことが出来る。

この発明の別の考えとして、各々の読出しの後、第１の
位相符号化方向巻戻しパルス６１を用いる。

パルス６１は時刻１．から時刻ｔｓまでの持続時間を持
つと共に、その振幅は、合計の振幅一時間積分が、Ｙ軸
勾配の流れ補償した位相符号化ローブ４７（面積Ａ　）
及びローブ４５（面積ＡＶ□）の和の逆数に等しい量Δ
Ａｖとなる様に選ばれる。

こうして、作像順序の毎回の繰返しで、Ｙ軸磁界勾配Ｇ
Ｙの面積の和がゼロにされ、従ってＡＹ２＋ＡＹ１＋Δ
ＡＹ＝０　　　　　　　　　　（６）である。希望によ
っては、順序全体を最初に繰返す前に、上に述べた様に
して定めた振幅及び持続時間を持つ第１の位相符号化軸
巻戻しパルス６１′を用いることが出来る。

位相符号化ローブ４０．４２及びローブ４５゜４７は、
両方向の同時の位相符号化及び流れ補償を行なう場合、
略同じ期間内に発生し得るが、３番目の軸（今の場合は
、Ｘ軸磁界勾配Ｇｘ）は、他の２つの勾配磁界のどのパ
ルスとも一致して、読出しパルスの最初の部分５１ａの
面積及び一次モーメントを補償する必要がない。この為
、パルス５３の開始時刻ｔｃは、ＲＦパルス３３の完了
時刻ｔ９より後でありさえすればよく、これに対してパ
ルス５５ｂは読出しパルス５１の開示時刻１、以前に終
わる必要がある。

ＮＭＲ応答信号を収集するエコー時刻ｔεに、不動の材
料及び流れる材料の両方からのエコーを集束する様に勾
配パルスを整形することによって、位相符号化された流
れの人為効果が減少すること、並びに ｔＥ Ｊ’　　（ｔ−ｔＥ）Ｇ（ｔ）ｄｔ−０となる様に、エ
コー時刻に対して勾配の一次モーメントをゼロにするこ
とにより、一定の流速による人為効果がなくなることが
理解されよう。更に高次項をゼロにすることは、像の品
質を改善する点では無視し得るものと思われ、勾配パル
スを二次モーメント項をゼロにする様に整形することに
よって、加速度の補償を達成し得るが、この発明では、
二次モーメントをゼロにする手順は収集時間を長くする
ことが判った。

第３Ａ図について説明すると、志願者の人体の頚区域の
血管造影図が示されている。理想的には動脈の血液だけ
の情報を含む１組の像データを形成する為、第１組及び
第２組の像データからの容積要素情報を減算した。その
各々の組は、第１組のデータ（予備飽和パルス２７．２
９を用いる）及び第２組のデータ（作像順序２５より前
のパルス２７．２９がない）の一方から別々に構成され
た像を含んでいる。男性４６オの志願者の血管造影図は
、左側内部頚動脈を後から見た図として、著しい三方形
区域６４とずっと小さい三方形区域６５とを示している
。何れも血管の断面が減少していることを示しており、
斑が存在することを示すと思われる。この血管造影図に
よる知見が、第３Ｂ図に示す１対の軸スライス像によっ
て検証された。図の上半分に示す第１のスライスは、太
きい方の三方形領域６４を切断する平面で撮影した。

狭まる三方形領域６７が分岐した左側頚動脈に示されて
いるが、１個の右側の頚動脈内腔６８は略円形である（
これはその分岐部の少し下の所にある）。第３Ｂ図の下
半分は、この図の上側部分の平面内の像の少し上方の平
面で撮影したものであり、４つの枝路全部が略円形の内
腔を持っているが、両方の分岐した頚動脈をはっきりと
示している。従って、内部頚動脈の狭搾が、右側頚動脈
の後側末端面で、領域６４及び６７の垂直の溝となって
現れることか判る。斑が存在すれば、内腔後面に於ける
流れ信号（強度の減少として示される）の源がｐ想され
る。頚動動脈の後側から横方向に見た図で、斑の形成を
開始して成長することは、しばしば出会うことであって
よく知られており、普通はこの剪断の少ない流れ領域に
於ける化学的な輸送を減少する血液運動が原因とされる
。この発明の変調予備飽和方法を利用して作像された、
第３Ａ図に見られる狭搾領域は、視る方向が狭搾の輪郭
を捕えなければ、血管造影法による作像では捕えること
が出来ない。従って、この発明の方法を使うことにより
、特に表面を辿る方法によって形成された勾配による陰
影つきの３次元像を構成することは、他にも診断及び科
学的な用途があるが、表面の粗さを検出するのに感度の
高い方法になる。

第４図はこの発明のＮＭＲパルス順序に使うのに適した
ＮＭＲ装置の主な部品の簡略ブロック図である。装置全
体を４００で示すが、これは汎用ミニコンピユータ４０
１を持ち、これがディスク記憶装置４０３及びインター
フェース装置４０５に機能的に結合されている。ＲＦ送
信機４０２、信号平均装置４０４、及びＧＸ、ＧＶ、Ｇ
Ｚ勾配コイル４１６，４１８，４２０を夫々付勢する為
の勾配電源４０６，４０８，４１０が、インターフェー
ス装置４０５を介してミニコンピユータ４０１に結合さ
れている。

ＲＦ送信機４０２がミニコンピユータ４０１からのパル
ス包絡線を用いてゲートされ、検査される物体内の共鳴
を励振するのに必要な変調を持つＲＦパルスを発生する
。ＲＦパルスが、ＲＦ電力増幅器４１２で、ＮＭＲ方法
に応じて１００ワツトから数キロワットまでの間で変化
するレベルまで増幅され、送信コイル４２４に印加され
る。サンプルの容積が大きい場合には、−層高い電力レ
ベルが必要であるし、ＮＭＲの大きい周波数帯域幅を励
振する為に持続時間の短いパルスを必要とする場合も同
じである。

ＮＭＲ信号を受信コイル４２６で感知し、低雑音前置増
幅器４２２で増幅し、更に増幅し、検出して）Ｐ波作用
を行なう為に受信機４１４に印加される。その後信号が
ディジタル化され、信号平均装置４０４によって平均さ
れ、ミニコンピユータ４０１で処理される。前置増幅器
４２２及び受信機４１４は、送信の間のＲＦパルスから
、能動ゲト作用又は受動形フィルタ作用によって保護さ
れる。

ミニコンピユータ４０１が、ＮＭＲパルスに対する包絡
線変調及びゲート作用、前置増幅器及びＲＦ電力増幅器
に対する消去作用を行なうと共に、勾配電源の電圧波形
を発生し、勾配の振幅を前進させ、ＲＦパルスの周波数
（周波数走査を用いる時）を前進させる。ミニコンピユ
ータは、フーリエ変換、像の再生、データのフィルタ作
用、像の表示及び記憶機能（その全てはミニコンピユー
タによって普通に行なわれる動作であって、従ってニー
ではその機能だけを説明する）の様な処理をも行なう。

希望によっては、送信及び受信ＲＦコイルは、１個のコ
イルで構成することが出来る。この代りに、電気的に直
交する２つの別々のコイルを使ってもよい。後に述べた
構成は、パルス送信の間、受信機に対するＲＦパルスの
突入が減少すると云う利点がある。何れの場合も、コイ
ルの磁界は、磁石４２８によって発生される静磁界Ｂｏ
の方向に対して直交している。コイルは、ＲＦ遮蔽ケー
ジ内に封入することにより、装置の他の部分から隔離さ
れている。

現在好ましいと考えられる実施例の流れのコントラスト
を持つ３次元磁気共鳴血管造影方法を詳しく説明したが
、当業者には種々の変更が考えられよう。従って、この
発明は特許請求の範囲のみによって限定されるものであ
って、ニーで説明した現在好ましいと考えられる実施例
の細部によって同等制約されないことを承知されたい。

【図面の簡単な説明】

第１Ａ図は人体の一部分及び作像する領域の側面図で、
この発明の幾つかの特徴を理解するのに役１γつ図であ
る。第１Ｂ図は人体の別の側面図で、動脈の流れを排除
して、静脈の血流を強調する様子を示すと共に、この発
明の幾つかの特徴を理解するのにも役立つ図である。第
２図はこの発明の現在好ましいと考えられる１実施例の
作像手順で使われる時間に対して示した１組の勾配波形
及び無線周波（ＲＦ）信号波形を示すグラフである。 第３Ａ図は志願者の頚動脈の分岐部の血管造影法による
表示像を示す図であり、アテローム性動脈硬化斑情報の
収集を例示する図である。第３Ｂ図は第３Ａ図の血管造
影法による流れデータによって定められた平面内での１
対の軸方向ＮＭＲスライス像を示す図であり、比較用と
して示す図である。第４図はこの発明を実施するＮＭＲ
作像装置の主な部品の簡略ブロック図である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、サンプルの選ばれ容積部分の中を実質的に予定の方
   向にだけ流れる流体の、流れのコントラストを持つ３次
   元核磁気共鳴（ＮＭＲ）血管造影図を作る方法に於て、 （ａ）前記選ばれた容積に対し、所望の流れが入る方向
   から見て隣接している予定の容積内の核スピンを飽和さ
   せる飽和部分が先行する３次元容積作像順序によって、
   前記選ばれた容積から発生されたＮＭＲ応答から第１組
   の容積像データを収集し、 （ｂ）先行する飽和部分が全くない同じ３次元容積作像
   順序により、前記容積要素から発生された別のＮＭＲ応
   答から第２組の容積像データを収集し、 （ｃ）前記第１組及び第２組の容積像データの一方を他
   方から減算して１組の差データを発生し、該差データか
   ら、流れる流体を取巻く不動の材料を実質的に抑圧した
   像を表示出来る様にする工程を含む方法。 ２、前記選ばれた容積部分がデカルト座標によって定め
   られ、更に、位相符号化の為の２軸を指定し、残りの軸
   を周波数符号化に指定する工程を含む請求項１記載の方
   法。 ３、少なくとも１つの位相符号化軸に沿って流れの補償
   を行なう工程を含む請求項２記載の方法。 ４、両方の位相符号化軸に沿って流れの補償を行なう工
   程を含む請求項３記載の方法。 ５、第２組の容積像データを収集する工程が、サンプル
   を主静磁界の中に置き、前記選ばれた容積内にある核ス
   ピンを９０゜未満の角度だけ章動させ、各々の章動工程
   の後、位相符号化小順序を用い、各々の位相符号化小順
   序に応答して１組のＮＭＲ応答データを収集する工程で
   構成されている請求項１記載の方法。 ６、前記第１組の容積像データを収集する工程が、前記
   第２組の容積像データを収集する工程に含まれる全ての
   工程を含むと共に、その他に、予定の隣接する容積内の
   選ばれた種目の全ての原子核のスピンを飽和させる先行
   する工程を含む請求項５記載の方法。 ７、飽和させる工程が、前記選ばれた種目の原子核の磁
   化を、前記予定の容積内の縦方向の磁化を除く様に選ば
   れた方向に、約６０°及び約１２０°の間の角度α′だ
   け章動させ、核スピンを飽和させるべき容積に、局部的
   な磁化の摂動を実質的に前記予定の容積に制限する様に
   選ばれた特性を持つ磁界勾配をかける工程を含む請求項
   ６記載の方法。 ８、前記章動させる角度α′が約９０゜である請求項７
   記載の方法。 ９、飽和させる工程が、更に章動させる工程によって生
   じた横方向の磁化を実質的に位相外しする工程を含む請
   求項７記載の方法。 １０、章動させる工程が、サンプルをパルス状無線周波
   磁界信号で照射する工程を含み、該磁界信号は、前記予
   定の容積の中心を前記選ばれた容積の中心からずらす程
   度を決定する少なくとも１つの包絡線成形率によって複
   素数変調されている請求項７記載の方法。 １１、各々の３次元容積作像順序が、サンプルの容積内
   の核スピンを約２０゜乃至約４０゜のはじき角αだけ章
   動させる工程から始まる勾配再集束形３Ｄフーリエ変換
   （３ＤＦＴ）順序である請求項１記載の方法。 １２、はじき角αが約３０゜である請求項１１記載の方
   法。 １３、Ｎを、前記選ばれた容積を構成する複数個（Ｌ個
   ）の平面の各々にある複数個（Ｍ）のストライフの積と
   して、各々の３ＤＦＴ順序をＮ回繰返す請求項１２記載
   の方法。 １４、少なくとも１つの勾配方向に於て、全ての勾配磁
   界信号パルスの振幅一時間の積の積分面積を実質的にゼ
   ロに等しくする設定する工程を含む請求項１１記載の方
   法。 １５、前記容積が１組のデカルト座標によって定められ
   、更に、各々の読取勾配方向と、１対の位相符号化勾配
   方向の内の一方とに於て、全ての勾配磁界信号パルスの
   振幅一時間の積の積分面積を実質的にゼロに等しく設定
   する工程を含む請求項１４記載の方法。 １６、少なくとも１つの位相符号化勾配方向に於ける流
   体の流速誤差を補償する為に、はじき角αだけの章動が
   行なわれる実効時刻から当該順序のデータ収集中央時刻
   までの期間内に、順序のデータ収集中央時刻ｔ＿Ｅに対
   する全ての勾配磁界信号パルスの一次モーメントの和を
   設定する工程を含む請求項１４記載の方法。 １７、一次モーメントの和が実質的にゼロにされる請求
   項１６記載の方法。 １８、２番目の位相符号化勾配方向に於ける流体の流速
   誤差を補償する為に、同じ期間内に、順序のデータ収集
   中央時刻ｔ＿Ｅに対する全ての勾配磁界信号パルスの一
   次モーメントを設定する工程を含む請求項１６記載の方
   法。 １９、各々の位相符号化勾配方向に於ける第１の和が別
   々に実質的にゼロにされる請求項１８記載の方法。 ２０、読取勾配方向に於ける流体の流速誤差を補償する
   為に、同じ期間内に、順序のデータ収集中央時刻ｔ＿Ｅ
   に対する全ての勾配磁界信号パルスの一次モーメントを
   設定する工程を含む請求項１８記載の方法。 ２１、一次モーメントの和が実質的にゼロにされる請求
   項２０記載の方法。 ２２、関連する高次の流れ運動の誤差を補償する為に、
   少なくとも１つの勾配方向の各々に於て、少なくとも１
   つ高次の各々のモーメントを実質的にゼロにする工程を
   含む請求項１８記載の方法。 ２３、各々の読取の後、残りの位相符号化方向の勾配磁
   界に巻戻しパルスを用いる工程を含む請求項１５記載の
   方法。 ２４、前記残りの位相符号化方向に於ける巻戻しパルス
   及び他の全ての勾配磁界信号パルスの振幅一時間の積の
   積分面積を実質的にゼロに等しく設定する工程を含む請
   求項２３記載の方法。 ２５、前記第１組及び第２組の容積像データの複数個の
   部分の夫々同様な１つに対し、前記第１組の容積像デー
   タ及び前記第２組の容積像データを収集する工程を時間
   的に交互に行なう工程を含む請求項１記載の方法。 ２６、前記第１組の容積像データを収集する工程が、前
   記選ばれたサンプルの部分から反対方向にある第１及び
   第２の容積を含む様に、予め飽和させるべき隣接する容
   積を設定する工程を含む請求項１記載の方法。 ２７、前記第１組の容積像データを収集する工程が、更
   に、前記選ばれた容積に隣接して第１の方向にずれてい
   る第１の容積内にあるスピンを飽和させる飽和部分が先
   行する前記容積作像順序に応答して、最初に第１組の予
   備データを収集し、その後、前記第１方向と実質的に反
   対の第２の方向で、前記選ばれた容積からずれて隣接し
   ている第２の容積内にあるスピンを飽和させる飽和部分
   が先行する前記容積作像順序に応答して、第２組の予備
   データを収集し、第１組及び第２組の予備データの一方
   を他方から減算して前記第１組の容積像データを求める
   工程を含む請求項１記載の方法。 ２８、前記第２組の容積像データを求める工程が、前記
   第１組の予備データから前記第２組の容積像データを減
   算し、前記第２組の予備データから前記第２組の容積像
   データを減算して、前記第２組の容積像データを形成す
   る工程を含む請求項２７記載の方法。