JPH03218732A - フリンジ磁界ｍｒｉ - 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】 （産業上の利用分野） 本発明は、全体的には核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象（ＮＭ
Ｒの位置測定及び分光学を含む）を利用する磁気共鳴画
像表示（ＭＲＩ）方法及び装置に関する。特に、経済的
で超高磁界を有するＭＲＩ（例えば、４テスラ以上）の
ための装置及び方法に関するものである。

（従来の技術） 当該分野において、種々多様なタイプの核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）現象及び磁気共鳴画像表示（ＭＲＩ）が、現在で
は周知である。入手可能で、実用されている多くの市販
のＭＲＩシステムがある。

これらのシステムの中には多《の相違があるものもある
が、どのシステムも画像ボリューム中ニかなり強い磁界
を提供する。磁気モーメントを持つ核（っまり、奇数個
の陽子を持つ核）は、核サイトに存在する静の磁界と整
列する傾向がある。

適切な配向及び周波数（直接の核環境における所定の種
の核の回転磁気定数により、そのサイトでの静の磁界強
度に比例する）の無線周波磁界が用いられる場合、その
ような配向された核は、静止配向から（制御された量に
よって）章動され得る。

静の磁界において、その静止配向から一度章動されると
、そのような核の集団は、プロセスにおいて独特のＲＦ
信号を放出するその静止配向に結局は戻ってくる。適切
な磁界傾斜パルス（及び多くの場合、付加的なＲＦ章動
パルス）を所定の順序どおり適用することにより、空間
的に符号化されたＲＦ　ＮＭＲ信号が引き出され、捕捉
され、及び処理され得、画像ボリュームの所定部分内（
例えば、断面ボリューム内）においてＭＮＲ核集団のマ
ップもしくは「画像」を生ずる。

現在公知の市販のＭＲＩシステム全てにおいて、できる
限り均一に近い静の磁界を達成するためには極度の注意
が払われる。１００万程の中におよそ一箇所の不均一性
があるのは典型的である。この均一な磁界においておよ
そ線状の傾斜は、その後、３つの相互に直交する軸（ｘ
，ｙ及び２）に沿っテ強度傾斜を典型的に生じる、パル
ス駆動される傾斜コイルによって一時的に重畳される。

ＲＦ章動パルスと磁気傾斜パルスは、その後、　（ＲＦ
周波数域及び適用される磁気傾斜の関数として）ＮＭＲ
核のボリューム選択章動を得るために同時に加えられ得
る。

公知の市販のＮＭＲシステムは全て、２テスラより少な
い強度を有するそのような均一な静の磁界を一般に用い
る。２、３の最近の研究装置では、４テスラの均一なＭ
ＲＩの静の磁界が、明らかに達成されている。市販のＭ
ＲＩの静の磁界強度には、０．１テスラ程度に低いもの
もある。

より強度の高い磁石構造（画像ボリューム内に「全ボデ
ィ」の断面ボリュームを収容するように、およそ１メー
トルの内孔を有する典型的に極低温のソレノイド）を設
計し、製作し、維持するには、非常にお金がかかること
が判明した。このように、より高度な静の磁界のＭＲＩ
画像形成に関連した公知の従来の利点はいくつかあるが
、静の界の強度に関する適当な実用的及び経済的折衷案
に関する論争もいくつかある。高度な技術を用いれば、
より低い場のＮＭＲシステムでも非常に良好で医療用に
有効な画像を生じ得る。

それにもかかわらず、多くの要求の中でも強い要求は、
様々なＭＲＩに適用するために、ずっと高度な静の磁界
を用いることである。例えば、分光画像形成に関連する
場合、画像表示されるべき様々な種のために、多くの場
合かなりまばらなＮＭＲの核の集団がある。例えば、ヒ
トの身体の中には、非常に多量の水素核が存在するので
、画像表示目的のため充分な信号対雑音を提供する。し
かし、よりまばらな（もしくはより感度の低い）ＮＭＲ
核は画面表示されるべき時（例えば、２３Ｎａ，　ａｓ
　Ｐ，　１３（，　　もしくは１９ｐ）、条件に合った
Ｓ／Ｎを達成するために、より高い強度の静の磁界が実
質的に必要とされる。より高い解像度（例えば、１ミク
ロンもしくは１０ミクロンの大きさのボクセル寸法まで
の顕微鏡検査法）は、また、そのように小さなボクセル
から充分なＳ／Ｎを達成するために、より高度な静の磁
界を必要とする。

ＭＲＩ画像データ捕捉時間を減少させること、およびデ
ータ捕捉中の患者の閑所恐怖反応を減少させることは、
改善されたＭＲＩシステムを設計する目的と同質の目的
でもある。

実際、当該分野において、全ボデイの画像表示に適する
、ほぼ均一な１０テスラの静の磁界を生ずるように、全
ボデイ（つまり、内側の孔の直径がおよそ１メートル）
を１０　（Ｄｅｃａ）テスラのＮＭＲ磁石で構成するこ
とが計画されているより高度な場のＭＲＩに、非常に興
味がある。しかし、たとえ成功しても、そのような企画
は工学技術的に困難であり、及び広《普及する市販用に
は実用的ではなく、そのように大きな孔を有し超高度の
界の静の磁石を作る場合に最も起こり得る、異常なコス
ト高を内含する。

同時に、比較的小さな内孔の直径を有する超高度の界の
磁石をつくることは、一般に非常に実用的であり、比較
的経済的である。例えば、すでに市販されている小さな
孔の磁石には、孔の直径が約１０センチメートルのもの
で、１４テスラもの高い静の界の強度を生じ得るものも
ある。現在入手可能な磁石には、孔が４０センチメート
ルで４．７テスラの界を提供するものもある。比較的小
さな画像ボリュームにとって、そのような磁石は、磁石
の両端間のほぼ中央におかれる磁石孔内において利用し
うるほぼ均一な界を用いる従来のＭＲＩの使用において
さえ、非常に有効であり得る。しかし、ヒトの身体のほ
とんどのボリュームにＭＲＩを行うことが望まれる場合
には、そのように非常に小さな孔の直径では、生きてい
るヒトの画像解剖したい部分を、そのような従来の画像
ボリ一−ム内に置くことが実行できなくなる。

そのような小さな孔の磁石の端部近く、もしくは孔の外
側に位置するフリンジ（　ｆｒｉｎｇｅ）界は、今まで
通り超強度（例えば、１０テスラもしくはそれ以上）で
あるが、そのような強度のフリンジ界は、強度的に均一
でもなく、それゆえに従来のＭＲＩもしくは分光学に適
するとは今のところ考えられていない。それにもかかわ
らず、我々の発明に従って、我々は、ＭＲＩ（分光学的
画像表示を含む）のためのそのような超高度のフリンジ
界を、意欲的に、有利に利用することを提案する。

米国特許商標庁において従来技術の参考例を調べたもの
を以下に列挙する： 米国特許第４，　７４２，　３０３号　ベンドール（　
Ｂｅｎｄａｌ　ｌ）（１９８８） 米国特許第４．　７４０，　７５１号　ミジックら（Ｍ
ｉｓｉｃ　ｅｔ　ａｌ）　　　（１９８ｇ）米国特許第
４，　７３３．　１９０号　デンビンスキ（Ｄｅｍｂｉ
ｎｓｋｉ）　　　（１９８８）米国特許第４，７２７，
　３２７号　トヨシマら（Ｔｏｙｏｓｈｉｍａ　ｅｔ　
ａｌ）　　’　（１９８８）米国特許第４，　７２１，
　９１４号　フクシマら（Ｆｕｋｕｓｈｉａ＋ａ　ｅｔ
　ａｌ）　　　（１９８８）米国特許第４，　７１４，
　８８５号　パルティエルら（Ｐａｌｔｉｅｌ　ｅｔ　
ａｌ）　　　（１９ｇ？）米国特許第４，　７０７，　
６６４号　フェーンら（Ｆｅｈｎ　ｅｔ　ａｌ）　　　
（１９８？）米国特許第４，　７０３，　２７０号　ホ
ールら（Ｈａｌｌ　　　ｅｔ　　ａｌ）　　　　　　（
１９８７冫米国特許第４，　６９４．　２４９号　ポス
トら（Ｐｏｓｔ　ｅｔ　ａｌ）　　　（１９８７）米国
特許第４，　６９２，　７０５号　ヘイズＣＨａｙｅＢ
＞　　　（１９８７） 米国特許第４，　６８４，　８９３号　コジマら（Ｋｏ
ｊｉｍａ　ｅｔ　ａｌ）　　（１９８７）米国特許第４
，　６８４，　８９０号　ブライネットら（Ｂｒｉｇｎ
ｅｔ　ｅｔ　ａｌ）　　　（１９８７）米国特許第４，
　６８０，　５５１号　オドネルら（０゜Ｄｏｎｎｅｌ
ｌ　ｅｔ　ａｌ）　　　（１９８７）米国特許第４．　
６５２，　８２６号　ヤマモトら（Ｙａ＋ａａ＋ｏｏｔ
ｏ　ｅｔ　ａｌ）　　　（１９ｇ？）米国特許第４，６
３８，２５２号　ブラッドシ曹ウ（Ｂｒａｄｓｈａｗ）
　　　（１９ｇ？）米国特許第４，　６３４，　９８０
号　ミジックら（Ｍｉｓｉｃ　ｅｔ　ａｌ）　　（１９
８７）米国特許第４，　６１７，　９３６号　マルコ（
Ｍａｌｋｏ）　　　（１９８６） 米国特許第４．　５９１，　７８９号　グローバら（Ｇ
ｌｏｖｅｒ　ｅｔ　ａｌ）　　　（１９８６）米国特許
第４，５３４，　３５８号　ヤング（Ｙｏｕｎｇ）　　
　（１９８５） 米国特許第４．４１１６．　７０９号　ベンドール（Ｂ
ｅｎｄａｌｌ）　　　（１９８４）米国特許第２，　１
４９．　１２４号　パイグー（Ｂｙｄｄｅｒ）　　　（
１９８５） 実際、これらのほとんどは本質的に興味あるものではな
い。例えば、ベンドール（米国特許第４，７４２，　３
０３号および第４，　４８６，　７０９号）、ミジック
ら（米国特許第４，　７４０．　７５１号および第４，
　６３４，　９８０号）、デンビンスキ、フェーンら、
ヘイズ、ブラッドショウ、マルコ、及びバイダーは全て
、静の磁界構造（ＭＲＩ画像ボリュームに関連する限り
において、おそらく従来のほぼ均一な種類である）より
もむしろ主として無線周波数コイルに関するようである
。同様に、トヨシマら、パルティエルラ、ポストら、コ
ジマら、オドネルら、ヤマモトら及びグローバらは全て
、画像ボリューム内のほぼ均一の静の磁界を保証するた
めの技術及び／もしくは傾斜の不均一性を補償するため
の技術を示し、並びに／又はＭＲＩシステムの他の特色
を示しているようである（おそらくこれらも全て、ＭＲ
Ｉ画像表示シーケンス中に画像ボリューム内にほぼ均一
の静の磁界を有する従来のタイプ）。

フクシマらは、その内容において、特別の大きさに作ら
れ、１つの磁石内に置かれた２つの磁石コイルからの静
のフリンジ界を加えることにより、画像ボリューム内の
充分な均一性を達成する方法を教示する点でより関連性
がある。この配置において、画像ボリュームはいずれか
の磁石構造の外側に配置されているが、それにもかかわ
らず、ほぼ均一な静の界が同様に、比較的より小さな画
像形成内において達成されていることは明かである。

有効な要求されるコイル半径から判断して、どの結果も
高度の界を持つＭＲＩに適するとは思われない。

ホールらは、ほぼ不均一な静の磁界において単一量のＭ
ＲＩを達成することは「不可能」であるという従来の知
識を承認する。それ故にホールらは、静の界の不均一性
からほぼ独立するゼロ量（ｚｅｒｏ　ｑｕａｎｔｕ＋ａ
）のＭＲＩを達成するための技術を教示する。ホールら
はまた、不規則な磁界の分布を補償する湾曲した「断面
」の発生に触れている。

ヤングは、対向する磁極片間のギャップ内にＭＲｌ画像
ボリュームを配置する。画像ボリューム内の静の磁界が
均一であるかどうかに関する叙述はなく、特別な形の極
片は示されているが、ほぼ不均一な静の界を収容するた
めの工程は述べられていない。

ブライネットらは明らかに、幾分ゆるい均一の条件（例
えば、およそ１万中１部分の不均一性）を用いてＭＲＩ
を実行できるかどうかという、本質的なコスト削減に努
力する。結局、彼らは２倍の時間がかかるが、ポイント
Ｘポイントの計算及び静の磁界内の不均一性（おそらく
この比較的小型のもの）の補償を可能にする特別なＭＲ
Ｉデータ捕捉シーケンスを教示する。

フクシマらに加えて、磁石構造の外側にほぼ均一の界を
達成しようとする試みが他にもあった。

例えば、以下を参照せよ。

クーパーら（ｃｏｏｐｅｒ　ｅｔ　ａｌ）、ｒＲｅｓｏ
ｔｅ　（Ｉｎｓｉｄｅ−Ｏｕｔ）　ＮＭＲ　Ｉ　Ｒｅｍ
ｏｔｅ　Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ　ｏｆ　ａ　Ｒｅｇｉｏ
ｎｏｆ　Ｈｏｍｏｇｅｎｅｏｕｓ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　
ＦｉｅｌｄＪ、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆＭａｇｎｅｔｉｃ
　ＲｅｓｏｎａｎｃｅＳＶｏｌ．　４１，　ｐｐ　４０
０　〜４０５　（１９８０）。

ロウェル　Ｊ．バーネットら（Ｌｏｗｅｌｌ　Ｊ．　Ｂ
ｕｒｎｅｔｔ　ｅｔ　ａｌ）、ｒＲｅｍｏｔｅ　（Ｉｎ
ｓｉｄｅ−Ｏｕｔ　　ＮＭＲ　ＩＩ　Ｓｅｎｓｉｔｉｖ
ｉｔｙ　ｏｆ　ＮＭＲ　Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ　ｆｏｒ　
Ｅｘｔｅｒｎａｌ　ＳａｍｐｌｅｓＪ、Ｊｏｕｒｎａｌ
　ｏｆ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ．　Ｖ
ｏｌ．　４１，　　ｐｐ　４０６〜４１０　　（１９８
０）。

ジャスパー　Ａ．ジャクソンら（Ｊａｓｐｅｒ　Ａ．　
Ｊａｃｓｏｎ　ｅｔ　ａｌ）、ｒＲｅｍｏｔｅ　（Ｉｎ
ｓｉｄｅ−Ｏｕｔ）　ＮＭＲ　ＩＩＩＤｅｔｅｃｔｉｏ
ｎ　ｏｆ　Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏ
ｎａｎｃｅ　ｉｎ　ａＲｅｍｏｔｅｌｙ　Ｐｒｏｄｕｃ
ｅｄ　Ｒｅｇｉｏｎ　ｏｆ　Ｈｏｍｏｇｅｎｅｏｕｓ　
Ｍａｇｎｅｔｉｃ　ＦｉｅｌｄＪ、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏ
ｆ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　ＲｅｓｏｎａｎｃｅｓＶｏｌ．
　４１，　ｐｐ　４１１〜４２１　（１９８０）。

他にも、不均一界において画像表示しようとする試み及
び／もし《は不均一性を修正しようとする試みがあった
。以下の以前の刊行物がその例である。

ハッチンソン（　Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎ）、ｒＮＭＲ　
ｉｍａｇｉｎｇ；　　ｉ＋ａａｇｅ　ｒｅｃｏｖｅｒｙ
　ｕｎｄｅｒ　ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｆｉｅｌｄ　ｗｉｔ
ｈ　　１ａｒｇｅ　ｎｏｎｕｎｉｆｏｍｉｔｉｅｓ：，
　　Ｊ．　　Ｐｈｙｓ．　　Ｅ：　　Ｓｅｔ．　　Ｉｎ
ｓｔｒｕｓ．　　Ｖｏｌ．　　１５，　　ｐ　１０９３
　　（１９８２）。

チヨら（ｃｈｏ　ｅｔ　ａｌ）　ｒｃｈｅｍｉｃａｌ　
ｓｈｉｆｔ　ａｒｔｉｆａｃｔ　ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ
　ｓｃｈｅ＋＋ｅ　　ｕｓｉｎｇ　ｅｃｈｏ−ｔｉｍｅ
　ｅｎｃｏｄｉｎｇ　ｔｅｃｈｎｉｑｕｅＪ、Ｍａｇｎ
．　　Ｒｅｓｏｎ，　　Ｍｅｄ．、Ｖｏｌ．　　２，　
　ｐ２５３〜　（１９８５）。

キムら（Ｋｉｍ　ｅｔ　ａｌ）　　ｒｃｈｅ＋ａｉｃａ
ｌ　ｓｈｉｆｔ　ｉｍａｇｉｎｇ　　ｗｉｔｈ　　ｌａ
ｒｇｅ　＋＊ａｇｎａｔｉｃ　　ｉｎｈｏｍｇｅｎｅｉ
ｔｙＪ　、Ｍａｇ．　　Ｒｅｓｏｎ，　　Ｍｅｄ．　　
Ｖｏｌ　　４，　　ｐ　４５２　　（１９８７）。

グローバら（Ｇｌｏｖｅｒ　ａｔ　ａｌ）、　ｒＮｅｔ
ｈｏｄ　ｆｏｒ　ｃｏｒｒｅｃｔｉｎｇ　　ｉ＋ａａｇ
ｅ　ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎ　ｄｕｅ　ｔｏ　　ｔｈｅ　
ｇｒａｄｉｅｎｔ　　ｎｏｎｕｎｉｆｏｒｍｉｔｙＪ　
　　Ｕ．Ｓ．　　ｐａｔｅｎｔ　　４，５９１，７８９
、１９８６年５月２７日。

レイ　（Ｌａｉ）、　ｒＲｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｎｇ
　ＮＭＲ　ｉ＋ｅａｇｅｓ　ｆｒｏｗ　ｐｒｏｊｅｃｔ
ｉｏｎｓ　　ｕｎｄｅｒ　　ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｏｕ
ｓ　ｍａｇｎｅｔｉｃｆｉｅｌｄ　ａｎｄ　ｎｏｎ−ｌ
ｉｎｅａｒ　ｆｉｅｌｄ　ｇｒａｄｉｅｎｔｓＪ、ｐｈ
ｙｓ．　　Ｍｅｄ．　　Ｂｉｏｌ．、Ｖｏｌ．　　２８
，　　Ｎｏ．　　８，　　ｐ　９２５，　　（１９８３
）。

セキハラら（Ｓｅｋｉｈａｒａ　ｅｔ　ａｌ）、ｒ　Ｉ
ｍａｇｅ　ｒｅｓｔｏｒａｔｉｏｎ　　ｆｒｏｍ　　ｎ
ｏｎ−ｕｎｉｆｏｒ＋ａ　ｍａｇｎｅｔｉｃ　　ｆｉｅ
ｌｄ　　ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ　　ｆｏｒ　ｄｉｒｅｃｔ
　Ｆｏｕｒｉｅｒ　ＮＭＲ　　ｉｍａｇＬｎｇＪ　Ｓ　
Ｐｈｙｓ．　　Ｍｅｄ．　　Ｂｉｏｌ．、Ｖｏｌ．　　
２９，　　ｐ　１５　　（１９８４）。

オドネル、Ｗ．エデルシニタイン（０゜Ｄｏｎｎｅｌｌ
，Ｗ．Ｅｄｅｌｓｔｅｆｎ）　％ｒＮＭＲ　ｉ＋ｅａｇ
ｉｎｇ　ｉｎ　ｔｈｅ　ｐｒｅｓｅｎｃｅ　ｏｆ　ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ　ｆｉｅｌｄ　ｉｎｈｏＩＩｌｏｇｅｎｅ
ｉｔｉｅｓ　ａｎｄ　ｇｒａｄｉｅｎｔ　ｆｉｅｌｄ　
ｎｏｎｌｌｎｅａｒｉｔｉｅｓＪ、Ｍｅｄ．　Ｐｈｙｓ
．　Ｍｏｌ．１２，　ｐ２０　（１９８５）。

フエイグら（Ｆｅｉｇ　ｅｔ　ａｌ）　％　　ｒＭａｇ
ｎｅ目Ｃ　ｒｅｓＯｎａｎｃｅ　　ｉｍａｇｉｎｇ　ｗ
ｉｔｈ　ｎｏｎ−ｕｎｉｆｏｒｍ　ｆｉｅｌｄｓＪ、Ｐ
ｈｙｓ．　Ｍｅｄ．旧ｏ１．，　Ｍｏｌ．　３１．　ｐ
　１０９　（１９ｇ？）。

（発明が解決しようとする課題） 上記したように、従来の市販されているＭＲＩ磁石にお
いては、最も均一化された中心部分（磁界の強度が最も
高い部分でもある）のみが、ＮＭＲ表示や分光学に役に
立つと見なされてきた。従来のＭＲＩ画像形成シーケン
スは、画像ボリュームが、この本質的に均一な静の磁界
の中心部分から離れるとうまく実行できなくなる。例え
ば大きな不均一性をもつ傾斜は、一般的に大きすぎて従
来の重畳された磁界傾斜パルス（一般的には２ガウス／
Ｃ＋ａ以下である）では制御できない。

実質的に均一でない界による画像形成への提案は、他の
分野で考えられてきた。そうした画像形成は、また、一
般に表示目的として商業的に役立ちそうにもないと見な
されてきた。磁界の不均等性をいくらかく少なくとも部
分的に）克服しようと公示された補正技術は、決してＮ
ＭＲ目的のために、積極的に超高度な強さおよび超不均
一なフリンジ磁界を求めたり、使用したりしたものでは
なかった。

（課題を解決するための手段） 本発明の磁気共鳴画像表示方法は、２テスラを越える強
度を有し、Ｍｕ画像ボリュームを通る所定の２軸に沿っ
て２ガウス／　ｃ　ｍを越える静の磁気傾斜を備えてい
る静の不均一なフリンジ磁界を生成すること、及び該Ｍ
ＲＩ画像ボリューム内に核のポリ二−ム選択的ＮＭＲ章
動を得るために、ＭＲＩデータ捕捉パルスシーケンス中
に該静の磁気傾斜をＮＭＲ　　ＲＦバルスと共に使用す
ること、を包含している。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記フリンジ磁界が
、少なくとも１個のソレノイド電磁石によって生成され
、該フリンジ界及び画像ボリュームが該ソレノイド電磁
石の孔の中央中心領域から実質的に外れた位置に配され
ていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記位置が、前記孔
内にあるが、前記電磁石の一端の方向へオフセットされ
ていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記位置が、孔の外
側にあり、前記電磁石の一端に近接していてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記フリンジ磁界及
び画像ボリュームが一対の電磁石の離れて位置する各々
の端の間に配されていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記フリンジ界が３
テスラを越える強度を有していてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記フリンジ界が、
前記Ｚ軸に沿って１０ガウス／　ｃ　ｍを越える静の磁
気傾斜を備えていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記ＭＲＩデータ捕
捉のために単一量子ＮＭＲ応答が前記画像ボリュームか
ら引き出されてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記使用ステップに
おいて、周波数変ＩＲＦバルスが利用サれてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記生成ステップに
おいて、直径６０センチメートル未満の孔を有する少な
くとも１個のソレノイド電磁石が利用されてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記生成ステップに
おいて、前記画像ボリュームの最小寸法よりも、最大直
径が小さい少なくとも１個のソレノイド電磁石が利用さ
れてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記ＭＲＩデータ捕
捉パルスシーケンスにおいて、前記画像ボリュームに対
して非対称のパルス化された傾斜磁界が利用されてもよ
い。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、所定の２軸に対して
実質的な静の傾斜を有する不均一な静の磁界内に配され
ている画像ボリュームからＭＲＩ画像データを捕捉する
ための磁気共鳴画像表示方法であって、（ａ）該実質的
な静の傾斜と共に、該画像ボリュームの選択されたサブ
ボリューム内にＮＭＲ核の第１のボリューム選択的ＮＭ
Ｒ章動を生成する、所定範囲の周波数を含む少なくとも
１個のＲＦ章動パルスを、該ボリューム内に転送するス
テップ、（ｂ）少なくとも１個の位相符号化磁気傾斜パ
ルスを生成して、該サブボリューム内のＮＭＲ核を、該
２軸に直行する他の軸に対して位相符号化を行うステッ
プ、＜ｃ＞該実質的な静の傾斜と共に、該選択されたサ
ブボリューム内にＮＭＲ核の第２のボリューム選択的Ｎ
ＭＲ章動を生成する、所定範囲の周波数を含む少なくと
も１個のＲＦＥ動パルスを、該ボリューム内に転送する
ステップ、及び（ｄ）その後に、ＮＭＲ　　ＲＦ応答を
該サブボリュームから記録することにより、捕捉された
ＭＲＩ画像データを提供するステップを包含している。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、前記転送ステップ（
ａ）及び（ｃ）において、前記静の磁気傾斜以外の磁気
傾斜は前記サブボリュームに実質的に存在しなくてもよ
い。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、少なくともステップ
（ｂ）において、前記画像ボリューム内に、非対称的に
、かつ不均一に分布している傾斜磁界が利用されてもよ
い。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、２テスラを越える強
度を有し、ＭＲＩ画像ボリュームを通る所定の２軸に沿
って２ガウス／　ｃ　ｍを越える静の磁気傾斜を備えて
いる静の不均一なフリンジ磁界を生成するための手段、
及び該ＭＲＩ画像ボリューム内に核のボリューム選択的
ＮＭＲ章動を得るために、ＭＲＩデータ捕捉パルスシー
ケンス中に該静の磁気傾斜をＮＭＲ　　ＲＦパルスと共
に使用するための手段、を備えている。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記生成手段が、少
なくとも１個のソレノイド電磁石を含んでおり、前記フ
リンジ界及び画像ボリュームが前記ソレノイド電磁石の
孔の中央中心領域から実質的に外れた位置に配されてい
てもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記位置が、前記孔
内にあるが、前記電磁石の一端の方向へオフセットされ
ていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記位置が、孔の外
側にあり、前記電磁石の一端に近接していてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記フリンジ磁界及
び画像ポリ．−ムが一対の電磁石の離れて位置する各々
の端の間に配されていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記フリンジ界が１
０テスラを越える強度を有していてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記フリンジ界が、
前記Ｚ軸に沿って１０ガウス／ｃｍを越える静の磁気傾
斜を備えていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記使用手段が、前
記ＭＲＩデータ捕捉のために単一量子ＮＭＲ応答を前記
画像ボリュームから引き出す手段を含んでいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記使用手段が、周
波数変ＸＩＩＲＦパルスを生成するための手段を含んで
いてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記生成手段が、直
径５０センチメートル未満の孔を有する少なくとも１個
のソレノイド電磁石を含んでいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記生成手段が、前
記画像ボリュームの最小寸法よりも、最大直径が小さい
少なくとも１個のンレノイド電磁石を含んでいてもよい
。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記使用手段が、前
記画像ボリュームに対して非対称のパルス化された傾斜
磁界を生成するための手段を含んでいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、所定の２軸に対して
実質的な静の傾斜を有する不均一な静の磁界内に配され
ている画像ボリニ−ムからＭＲＩ画像データを捕捉する
ための磁気共鳴画像表示装置であって、（ａ）該実質的
な静の傾斜と共に、該画像ボリュームの選択されたサブ
ボリューム内にＮＭＲ核の第１のボリューム選択的ＮＭ
Ｒ章動を生成する、所定範囲の周波数を含む少なくとも
１個のＲＦ章動パルスを、該ボリューム内に転送するた
めの手段、（ｂ）少なくとも１個の位相符号化磁気傾斜
パルスを生成して、該２軸に直交する他の軸に対して該
サブボリューム内のＮ　Ｍ　Ｒ　核の位相符号化を行う
ための手段、（ｃ）該実質的な静の傾斜と共に、該選択
されたサブボリューム内にＮＭＲ核の第２のボリ一−ム
選択的ＮＭＲ章動を生成する、所定範囲の周波数を含む
少なくとも１個のＲＦ章動パルスを、該ボリューム内に
転送するための手段、及び（ｄ）その後に、ＮＭＲＲＦ
応答を該サブボリュームから記録することにより、捕捉
されたＭＲＩ画像データを提供するための手段を備えて
いる。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記転送手段の動作
中において、前記静の磁気傾斜以外の磁気傾斜は前記サ
ブボリュームに実質的に存在しなくてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記転送手段の動作
中以外の時点において前記Ｚ軸に対して前記サブボリュ
ーム内に少なくとも１個の補償磁気傾斜パルスを生成し
、これによって前記静の磁界の不均一性をある程度補償
するための手段をさらに備えていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示は、前記記録ステップ中にさ
らに他の位相符号化磁気傾斜パルスを生成して、前記Ｚ
軸に直交するさらに他の軸に対して前記サブボリューム
内の核の位相符号化を行うための手段をさらに備えてい
てもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、少なくとも前記転送
手段の動作中に、（ｂ）傾斜磁界を生成する手段が利用
され、該傾斜磁界が非対称かつ不均一に前記画像ボリュ
ーム内に分布していてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、不均一な静のフリン
ジ磁界内においてその各々の孔の間にＭＲＩ画像ボリュ
ームを備えている、離れて配された一対のンレノイド電
磁石、該画像ボリュームの近傍に配されている磁気傾斜
コイル及びＲＦコイル、及び該傾斜及びＲＦコイルに接
続されており、該不均一な静の磁界を少なくとも部分的
に利用することによってボリューム選択的ＮＭＲ章動を
実施しつつ、該画像ボリュームからＭＲＩデータを捕捉
するための、駆動受取手段を備えている。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、その孔内における一
端近傍に中心から外れるように位置する不均一な静のフ
リンジ磁界を生成するソレノイド電磁石、該不均一な静
のフリンジ磁界内のＭＲＩ画像ボリュームの近傍に配さ
れている磁気傾斜コイル及びＲＦコイル、並びに該傾斜
及びＲＦコイルに接続されており、該画像ボリュームか
らＭＲＩデータを捕捉するための駆動受取手段を備えて
いる。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記各電磁石の孔の
直径が実質的に１メートル未満であってもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記各電磁石の孔の
直径が実質的に５０センチメートル未満であってもよい
。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記各電磁石の孔の
最大直径が前記画像ボリュームの最小寸法よりも小さく
てもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記フリンジ界が４
テスラを越えてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記フリンジ界が１
０テスラを越えてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記フリンジ界が２
ガウス／　ｃ　ｒｎを越える静の傾斜を有していてもよ
い。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記フリンジ界が１
０ガウス／　ｃ　ｍを越える静の傾斜を有していてもよ
い。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記駆動手段が、周
波数変ＭＲＦパルスを生成してそれらを前記画像ボリュ
ームに転送するための手段を備えており、これによって
、該ＲＦパルスに含まれている周波数の範囲と前記フリ
ンジ界に含まれている静の磁界傾斜とによって限定され
る選択されたサブボリューム内に、ＮＭＲ核のＮＭＲ章
動をボリューム選択的に実施するようにされてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、前記磁気傾斜コイル
が、前記画像ボリュームに対して非対称に位置している
磁気傾斜コイル手段を備えており、これによって、ＭＲ
Ｉデータ捕捉パルスシーケンスの所定の期間中に、該画
像ボリューム内の所定の軸に沿って非対称の傾斜磁界が
生成されてもよい。

従来のＭＲＩ画像ボリ二ーム（磁石の構造の外側に位置
するものを含む）において利用された、不均一性が比較
的わずかなものとはっきり区別するために、「フリンジ
」界、または「フリンジ磁」界という言葉を２テスラも
しくはそれ以上で、画像ボリューム（例えば一般的には
１０ガウスよりもかなり大きい）内で、常に２ガウス／
ｃ＋ｎ以上の独自の（　ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃ
）静の磁界傾斜をもつ超高度な静の磁界を意味するのに
使う。

このようなフリンジ磁界は、本発明の具体的な実施例に
おいていろんな方法で生み出される。例えば、それらは
、磁石の孔内（磁石の中心から外れ、あるいは端近傍に
位置しているかもしれない）に位置しているかもしれな
い。このようなフリンジ磁界は、また磁石の孔の外に生
み出されるかもしれない。即ち、（ａ）単一磁石の端近
傍、もしくは（ｂ）１対の磁石の端の間に置かれた画像
ボリュームにおいて生み出されるかもしれない。理解さ
れるように、磁石の孔の外に位置するフリンジ磁界を利
用する。実施例はより小さな磁石孔（例えば１０ｃｆｆ
ｌ）が使用されると特に有効である。

具体的な実施例において、このような不均一なフリンジ
界の本来の静の磁気の傾斜そのものが、画像ボリューム
内の核のボリュームを選択できるＮＭＲ章動を成し遂げ
るように（適当なＮＭＲＲＦパルスと共に）うまく利用
される。このように静の場の欠点と思われていた不均一
性は、有効利用される。

必要とされる磁気の傾斜を作るために、いくつかの実施
例では非対称の静のフリンジ界の傾斜と相互作用する非
対称の傾斜コイルを使っている。

特別の周波数変調ＮＭＲ　　ＲＦ章動パレスは、フリン
ジ磁界を利用している、実施例のＭＲＩシーケンスでも
利用している。このようにして、とくに強い静の傾斜が
、ボリュームを選択するＮＭＲ章動のために利用される
必要があるが、にもかかわらず、望ましいサブボリュー
ムの大きさは、周波数変調ＮＭＲ　　ＲＦ章動パルスか
ら得られる周波数のかなり広い範囲から決められる。

一般的な使用のために、フリンジ界画像形成に、多核の
人間の頭脳画像形成（および心臓の血管、肝臓、腹部の
臓器等）および陽子の画像形成を与えることを提案する
。画像形成は磁石の中心部を外れた所で行われ、界の不
均一性は、特別な傾斜コイルや画像形成方法を使って画
像形成するために利用される。この提案されたシステム
により、生体内での多核の人間の頭脳の映像形成が、生
体の分光器による映像形成や局部光分光とともに可能に
なる。上記分光器による、今までにない解像力を持った
画像形成に加え、組織の拡散と潅流に基づく人間の生体
の機能的な研究、生体の人間の視覚に関する画像形成も
、本質的に感度や解像度を改良されて行われるだろう。

本発明は、特に臨床上の顕微鏡による画像形成に適用さ
れる、フリンジ磁界を使用する新規な高解像度の画像形
成ＭＲＩを提供する。これにより、１０テスラ近《ある
いはそれ以上の今までにない高い界で生体の人間の臓器
を目に見えるようにするだろう。知られているように、
全ボディＭＲＩに対する、市場で手に入る最も高い界は
１．５−２．０テスラである（最近になって、２つの研
究段階にある磁石が４．０テスラまでいくようになった
だけである）。しかし、超高解像度又は顕微鏡画像形成
及び化学的な分光器による画像形成の最近の発達は、解
像度を改良したことによる感度の損失、および／もしく
は、陽子外の多くの興味深い核、例えば２３Ｎａおよび
３１ｐの実質的に減らされたＮＭＲ感度を部分的に補う
ためにさらに高い静の界を要求する。

この新しいフリンジ画像形成は、比較的孔の大きさが小
さな磁石を備えた、超高の界の人間生体ＮＭＲあるいは
ＭＲ画像形成に取り組む方法を提供するだろう。これに
より人間の生体の画像形成を陽子において数ミクロンよ
り高く、以前の全ボディ磁石全体で得られたよりも高い
解像度の局部光分光３１ｐを追求することが出来るよう
になるだろう。フリンジ界ＭＲＩ装置は、特に市場で手
にはいる、新規な不均一補正フリンジ界画像パルスシー
ケンス及び関連した画像処理アルゴリズムと共にフリン
ジ界画像形成に適した新しく設計された非対称傾斜コイ
ルを有する１４．１テスラ１０ｃｍの孔もし《は４．７
テスラ４０ｃｍの孔の磁石などの高い界の磁石の使用に
同けられている。

我々の新しいフリンジ界ＭＲＩのために使える可能性の
ある実施例を以下に示す。

（ａ）視覚系の組織および細胞の要素はそれにしかない
構造上、生理学上の特性を備えており、それらは正常ま
たは異常な状態を明らかにするのに使用される。この画
像は、構造上の情報を提供する。

器官や組織の代謝機能の生化学的評価は、磁気共鳴画像
形成による代謝過程にかかわる核の光分光的画像形成に
よって得られる。

（ｂ）進行する白内症の調査では、何か目に見える変化
がホーチウインカメラの画像に見受けられる前に、ＮＭ
Ｒで発見することができる。この新しい装置により、被
検者の生体内の白内症の反転の進行を画像化し、生化学
的に研究をすることができる。これによりさらに数ミク
ロンまで、つまり細胞およびそれ以下の水準まで解像す
ることができるだろう。

（ｃ）視覚系の他の病気が調べられる。視神経は、しば
しば多発生硬化症のような神経の病気攻撃目標となる。

我々の新しいフリンジ界画像形成により、盲目の進行や
多発的硬化症の発作から回復する視神経の様子を研究す
ることができるだろう。

ある薬物治療法は盲目に至る副作用として働きうる。ク
ロロキンの毒性による視神経障害は、このような新しい
ＮＭＲへの取り組み方によって、分子や構造上の情報に
ついて解明され得る。

（ｄ）緑内症にお！ナる新しい治療法をためすために、
毛様体、こう彩、シュレムの管、小柱網、および流出管
について治療の効果を映して生体的に研究することがで
きる。斑の衰えは、老人における盲目の主な原因となっ
ているが、解明のために循環レベル、赤血球のレベル、
および細胞以下のレベルで研究されることができ、それ
により、この病気によってどうすることもできなくなる
まで目が見えなくなるのを防ぐことができる。糖尿病に
よる網膜症は、米国における盲目の主な原因になってい
るが、よく解明され得る。病気の原因を解明することに
より、医学はいつも新しい治療を試みやすい。

本発明は視覚系における病気を解明し、構造的に監視す
ることにおいて、革命を引き起こすべき新しい接近方法
を提供する。この新しい様式の臨床的な調査志願者は、
世界の主なアイセンターをすべて不必要にしてしまわな
ければならない。

最近のＮＭＲ技術の使用において、病気を映すのに、ま
だ、１時間も横たわっていなければならないのをいやが
る患者がいる。また、まだ狭い円柱上の管の中で横たわ
っていなければならないことによる閑所恐怖症により、
患者が検査を受けるのを止めたり、必要かもしれない二
次検査を断わったりすることもよ《あるだろう。子供た
ちはきちんとした画像を映すために麻酔を受けなければ
ならない。

フリンジ界ＮＭＲ画像は上記の問題を解決し得る。好ま
しい実施態様では、患者はシリンダ内に横たわっておら
ず、むしろシリンダは患者の上部で離れたところにある
。このＮＭＲを利用した画像へのアプローチは最終的に
は他の医学分野で採用されるべきである （特に、 研究の領域が身体の 表面から１． ５インチ内である）。

（以下余白） （実施例） 本発明の上記の目的および利点は他の目的および利点と
併せて、添付の図面に関連して取られた例証的な好まし
い本実施態様の詳細な説明を注意深く熟読することによ
って更に理解され得る。

フリンジ界画像を考慮するために、静の磁界は、空間電
流分布によって３つの領域に分類され得る。

（ａ）磁石外領域におけるフリンジ磁界（即ち、すべて
の磁石電流は領域の右側あるいは左側に分布される）。

（ｂ）磁石外領域および中央領域の間のフリンジ磁界（
即ち、非常に不均一であるが磁気孔の外部ほどではなく
、内蔵傾斜界は非対称的に分布している）そして （ｃ）中央界（即ち、２つの磁石の中央領域）。

高度な解像度および高度なコントラストのＮＭＲ画像の
ためには、サンプルの位置する画像ボリュームの磁界は
充分に高《なければならない、しかし望ましくない不均
一性はデータ捕捉後、外部傾斜界パルス又は回復処理の
いずれかによって抑制されるように低くなくてはならな
い。

ビオサバールの法則に基づく計算によると、外部磁気孔
フリンジ界は、超高度な静の界発生を必要とする適度な
サイズで比較的小さな磁気孔を有する磁石では最も不均
一である。

予測されるように、磁石中央付近の小ボリュームを同様
に計算すると、全く均一であることがわかる。しかし、
オフセンタ内部磁気孔フリンジ界については、界の性質
はよりコイルの構成に依存している。単一４コイル構造
で磁気孔が４０ｃｍの４．７テスラについての数値計算
によると、１センチメートル当り１０ガウス未満の静の
傾斜ヲ有する可能画像ボリュームはかなり広いことが分
かる。　　３０ｃｍの中央ギャップを有する４．７テス
ラ分割磁心磁石は、開発中である。そのような構造に特
有のオープンサンプルアクセス（　ｏｐｅｎｓａｍｐｌ
ｅ　ａｃｃｅｓｓ）のため、人間の頭部画像ばかりでな
く全身画像が４．７テスラとなり得る。コンピュータ模
擬実験によると、約８．０ｃｍ領域は１０ガウス／　ｃ
　ｍ未満の静の傾斜を有しており、約３．９ｃｍ径のボ
リュームは３０ｃｍのギャップとともに１（ガウス／　
ｃ　ｍ　）未満の傾斜を有している。そのような分割磁
心磁石における画像ボリューム領域は従来のＭＲＩ磁石
ほど均一性を有していないが、詳細を以下に示すような
技術を利用する超高度な界における全身画像という特有
の能力を与える。

オフセンタ位置における磁気孔内のフリンジ界画像につ
いてはすでに述べたが、画像は２５ｃｍほど延長するこ
とができく１０ガウス／　ｃ　ｍ未満の静の傾斜を有す
る）、たとえ頭部が磁石の中央に置かれていなくても提
案されたパルスシーケンスを使用して頭部画像のみに適
用し得ると思われる。

第１図から第３図までは、磁気孔内に位置するフリンジ
界を使用する模範的実施態様に関する。

比較的直径の小さい磁気孔が患者の関連部（即ち、人間
の頭部）を収容できる場合、これはフリンジ界生体内Ｎ
ＭＲ画像又は分光器にアプローチする方法として最も簡
単で経済的である。もちろん、人間の頭部のような身体
部分が、必要なすべての傾斜およびＲＦコイルとともに
磁気孔内に置かれるように磁気孔の直径は適度な大きさ
でなければならない。

この場合、もし充分な強さの駆動電流が傾斜コイルに供
給されるとすれば（そして、もし傾斜コイルの構成が増
加電流および界を処理できるほど充分に強度であれば）
、従来のＭＲＩ傾斜コイルおよびＲＦコイルは使用され
得る。ＭＲＩデータ捕捉および画像再構成アルゴリズム
は、不均一を補正（上記の従来の技術を参照）する必要
があるか又はフリンジ界に含まれる強傾斜の略三次元形
状に一致する湾曲した「断面」の画像が得られる。

周波数変調ｌｌＲＦパルスおよびより強度な磁気傾斜パ
ルスも又典型的に必要とされる。

例えば、直径が４０センチメートルの磁気孔を有する４
．７テスラ磁石１００は第１図に示されている。比較的
均一な静の磁界は、磁石中央ライン１０２近辺の磁気孔
の中央近くに構成されているが、通常のサイズの人体の
解剖学的構造のために、この好ましい均一な界内にＭＲ
Ｉ画像ボリュームを配置することができない。

その代わりに、画像ボリュームは強度の磁気傾斜（例え
ば、１センチメートル当り１０ガウスより遥かに大きい
）が等強度ライン１０４によって示されるようであると
期待されるフリンジ界における磁気孔の一端に配置され
ている。従来のように形成されたＸ一傾斜コイル１０８
と共に、従来のように形成された２一傾斜コイル１０６
は、人間の頭部が磁気孔のおよそ先端に置かれたＭＲＩ
画像ボリュームを取り囲んでいる。同様のセットのｙ一
傾斜コイルも又使用され得る（しかし、Ｘ−傾斜コイル
に対して磁気孔軸を中心に９００回転させた）。これら
は、図面の混乱を避けるため、第１図に明確に示されて
いない（他の実施例を示す他の図面にも示されていない
）。

通常のいかなるＭＲＩシステムのように、制御コンソー
ル１３２、ビデオディスプレイ１３４、Ｘ％　　７％　
　ｚ傾斜コイルドライバ１３６および無線周波受信／送
信回路１３８にインターフェイスで連結する適宜にプロ
グラムされたコンピュータ制御装置１３０がある。上述
の回路も又画像ボリューム１１０に連結する従来のＲＦ
送信／受信コイル（図示されていない）に連結されてい
る。実施範囲によっては、分割された送信および受信Ｒ
Ｆコイルを使用してもよい。

当業者は、磁石１００が典型的には低温超伝導ソレノイ
ドの電磁石であると理解するであろう。

磁石１００の２−軸に沿った磁界のグラフ（磁気孔中央
ライン）は、第２図に示されている。この磁界に関連す
る傾斜も又示されている。グラフから明かなように、全
《均一の静の磁界は、磁気孔の中央のみに存在する。し
かし、磁石中央からプラス・マイナス２０センチメート
ルの範囲内にある不均一は、更に大きな電流および界を
調節できるように強度に構成され従来のように形成され
た（そしてフリンジ界に特有の内蔵傾斜をオフセットす
るのに必要なより高い電流レベルを処理することができ
同様に強度に構成されたコイル駆動回路によって駆動さ
れる）磁気傾斜コイルによって制御され得るように充分
に小さな内蔵傾斜を有している。この様に、従来のＭＲ
Ｉ（例えば、特にＸとｙ次元および増加帯域幅ＲＦ章動
パルス内の増加傾斜を除いて）と同様の画像技術を使用
する磁気孔の先端（即ち、磁気孔の入り口）付近で像を
描くことが可能であると思われる。又、理解されるよう
に、画像ボリュームを適度に制限することは、わずかに
低いマグニチュードの磁気傾斜パルスを必要としながら
（例えば、小ボリュームにおいて出会う比較的弱い範囲
の傾斜を妨げる）均一でない又は不均一な静の界におい
て像を描くもう一つの方法を提供し得る。

第３Ａ図、第３Ｂ図および第３Ｃ図は、現在得られる磁
石による可能なフ，リンジ界画像を示す。

これらの擬態画像は、仮定された直径４０センチメート
ルの磁気孔を有する４．７テスラ画像磁石に基づいてい
る（これは、市販の、例えば、Ｏｘｆｏｒｄタイプ２　
０　０／４　０　０に類似している）。第３Ａ図、３Ｂ
図および３Ｃ図に示されている擬態画像は、各々磁気中
央から２−軸に沿った３つの異なるオフセットポジシ■
ンと関連している。画像擬態（ｉｍａｇｅ　ｓｉｍｕｌ
ａｔｉｏｎ）においては、興なるマグニチニ−ドの傾斜
パルスが想定された。例えば、５センチメートルのオフ
セット（第３Ａ図）については、画像シーケンス中の擬
態画像傾斜パルスの強度は、１センチメートル当り２０
ガウスであった。１２．５センチメートルの仮定された
オフセット（第３Ｂ図）については、１センチメートル
３０ガウスのより強力な磁気傾斜パルスが擬態された。

１７．５センチメートルの更に極端なオフセット（第３
Ｃ図）においては、１センチメートル当り５０ガウスの
より強力な磁気傾斜パルスが擬態された。

第３Ａ図乃至第３Ｃ図に示される画像は、軸「断面」お
よび仮定の読出し傾斜方向（図示のようにＸ方向）への
ゆがみであり、増加する界の不均一およびそのような不
均一に関連する特有の強度な「内蔵」傾斜の影響をグラ
フとして示している。

不均一の影響を補償又は補正するためにすでに多数の技
術が提案されているが（上記の従来の技術を参照）、我
々はフリンジ界不均一のいくつかを効果的に利用するこ
とを提案している。特に、我々は、ボリューム選択ＭＲ
Ｉデータ捕捉を成し遂げるためにフリンジ界不均一と関
連する本来最も強度な内蔵２一軸傾斜を効果的に利用す
ることを提案している。

フリンジ界の不均一のいくつかを効果的に利用するもう
一つの技術は、現在更に開発中の湾曲面画像技術を使用
することである。この技術によると、画像のための平「
断面」を成し遂げようとする代わりに自然に湾曲した「
断面」　（フリンジ界の内蔵三次元傾斜から生ずる）を
利用する。もし正しく解釈するなら、そのような湾曲又
はカップ状の「断面」画像は、現在受け入れられている
平断面と同様に診断目的として価値があり得る。事実、
人間の臓器又は他の解剖部分は複雑な三次元形状を含む
ため、湾曲「断面」の像を描く機能は、直線「断面」よ
りもはるかに有利である得る。

第４図乃至第６図は、磁気孔の外部のフリンジ界が画像
ボリュームに使用されているもう一つの模範的実施態様
を示す。第４図で、同様の参照番号が同様の部分を示す
ように使用されている。

第４図は又４０センチメートル磁気孔を示すが、非常に
強度なフリンジ界ＭＲＩおよび分光器への最も興味深く
、魅力的なアプローチは、単一でしかも磁気孔の小さい
磁石（即ち、１４テスラ、１０ｃｍ磁気孔）を使用する
ことである。その領域において小さな画像ボリュームが
、全身（又は、その部分）を磁気孔に物理的に挿入せず
に形成される磁気孔の入り口においてフリンジ界を使用
することは、像の描かれる物体を収容するのに充分大き
な磁気孔を形成する必要性を減少させる（例えば、これ
は、直径が１メートルの磁気孔を有する今日の全身ＮＭ
Ｒ走査装置であって、現在の商業設計の見解である）。

磁気孔外部のフリンジ界を使用する際、実際の静の界強
度は、磁気孔に関して増加する距離の関数として当然減
少する。更に、予想される界の不均一（強度な「内蔵」
静傾斜を含む）は、又磁気孔外部で増加することが予想
され得る。

第４図は、小さな磁気孔単一磁石ｌ００によって形成さ
れるフリンジ界パターン１０４に位置する画像ボリュー
ム１１０を示す。界の強度は磁気孔外部で減少するが、
磁気孔からおよそ１５センチメートル離れた静界強度は
、依然として最大中央界強度の少なくとも約７０％であ
る（例えば、第５図の磁界グラフを参照）。従って、依
然として超強度な静の磁界が単一磁石１００の磁気孔外
部に於いても提供され得る。

第５図において、特有の「内蔵」された静傾斜界は２一
軸に沿った（即ち、磁気孔中央ラインに沿った）磁石の
中央からの距離の関数として描かれている。図示される
ように、入り口から５０又は１０センチメートル離れた
距離では静の磁界強度は、依然として非常に高い（例え
ば、最大の７０％）が、特有の又は「内蔵」された静の
磁気傾斜は１センチメートル当り１０００ガウスほどで
あり得る。従来の磁気傾斜界コイルは典型的には１セン
チメートル当り２ガウス未満の傾斜を発生するように構
成されているので、これは従来のＭＲＩ分光器によって
処理されるいかなるものよりもはるかに越えている。恐
らく、そのような強度のフリンジ界において像を描く最
も困難な部分は、特にＺ一軸方向に沿って内蔵された傾
斜界の形態をもつ不均一を説明することである。

しかし、極端に薄い画像「断面」又は他の小さな画像ボ
リュームの形態を受けることによって、使用可能な画像
を成し遂げることが可能であると思われる。そのような
画像ボリューム又は断面厚の減少は２一軸方向のボリュ
ーム選択ＮＭＲ章動ノタメの狭いＲｌ’パルスを適用す
ることによって成し遂げられ得る。典型的な振幅変調Ｒ
Ｆパルスを使用すると、広いパルス幅とは狭い周波数帯
域幅を意味し、一方狭いパルス幅は広い周波数帯域幅を
意味する（従って、２一軸方向に沿った適度な厚さの「
断面」を選択する）。強度な内蔵傾斜のもとで、選択さ
れる従来から使用されるＡＭの狭いパルス幅に必要とさ
れる有限のパワーは、第１２図に示されるＦＭパルスシ
ーケンスを使用することによって取り扱われる。得られ
た画像はゆがんだり放物線状に湾曲しているが（即ち、
三次元内蔵の静の傾斜パターンに従って）、上記に述べ
た理由によりそれらは依然として診断の効果がある。

同時に、湾曲「断面」の画像で満足される場合もあるが
、内蔵された静の傾斜は非常に大きいので非常に強度な
Ｘおよびｙの傾斜界コイルおよびコイル駆動器を必要と
する。この問題を解決する一つの方法としては、２一軸
方向に比較的厚い断面を有する小さな画像ボリュームを
選択（プレセレクト）シ、そのサブボリューム内で三次
元画像を高解像することである。事実、強度の内蔵傾斜
のために、適切なｘ−ｙ傾斜を使用することによって、
結果として得られる像は小さな２−Ｄ高解度画像、例え
ば、２ｃｍ　　ｘ　　２ｃｍ　　ｘ　　０．１ｍｍ（厚
さ）である。

第６Ａ図乃至第６Ｃ図は、単一で小さな磁気孔を有する
磁石の外部フリンジ界内での小ボリューム画像の擬態を
示す。示される軸領域は、磁石の一端からｌθセンチメ
ートル離れたところで２センチメートル　Ｘ　２センチ
メートル（Ｘおよびｙ方向において）である。この点に
おいて、静の界強度は、依然としてその最大の約７５％
であるが、内蔵された傾斜は非常に強く１センチメート
ル当り約ｉｏｏｏガウスのオーダーである。

磁気界傾斜の強度を増加した場合の影響は、擬態画像の
進行によって示されている（第６Ａ図は１センチメート
ル当り１０ガウスの傾斜パルス、第６　Ｂ図は１センチ
メートル当り２０ガウスの傾斜パルスおよび第６Ｃ図は
１センチメートル当り３０ガウスの傾斜パルスを使用し
ている）。予想されるように、選択された画像ボリュー
ムが比較的小さい場合、比較的小さい画像ゆがみが見ら
れる。このタイプの単一フリンジ磁界を使用する選択さ
れた小ボリュームは、重要な人体内の生体画像技術およ
び分光療法である。

第７図乃至第９図は、画像ボリューム１１０が１対の磁
石１００の空間を置いた先端間に位置するもう一つの実
施態様を示す。再び、第７図において、同様の参照番号
は、同様のボリュームを示すのに使用される。

第８図に示されるように、画像ポリ二−ムｌ１０内には
比較的より多くの静の磁界均一が分布しているが、二つ
の磁石の端部の中間位置からそれたところには、まだ傾
斜が存在する。２つの磁石の間のギャップ又は分離およ
び磁気孔サイズは、界が画像および分光を許容するに充
分「均一」である画像ボリュームサイズを決定するもの
として重要である。

第９Ａ図、第９Ｂ図および第９Ｃ図は、第７図の２つの
磁石間のギャップの中央付近で取られた擬態画像を示す
が、画像工程中にパルス化された磁気の傾斜界のいくつ
かの異なる強度を使用している。第９Ａ図は、ゼロオ・
フセットで１センチメートルあたり１０ガウスの磁気傾
斜パルス強度で取られた画像を示す。第９Ｂ図は、１セ
ンチメートル当り２０ガウスのより強力な傾斜パルスで
中央から２センチメートルオフセットのより良好な画像
を示す。第９Ｃ図も又２センチメートルオフセットに位
置するが、１センチメートル当り３０ガウスのわずかに
強い磁気傾斜パルス強度である。

傾斜極性は、内蔵された２一軸傾斜とは反対であるが、
中央で得られた画像（即ち、第９Ａ図に示すようにゼロ
オフセット）は、中央よりわずかに離れた位置で取られ
た画像よりもゆがみが多かったようである（即ち、第９
Ｂ図および９０図のように）。強度な磁気傾斜パルスが
使用されると、オフセットポジションでの画像にゆがみ
が少ないようである。

フリンジ界ＭＲＩのためのＲＦコイル構成は、従来のＲ
Ｆコイルの配置が適切であると考えられるため、図面に
示されていない。例えば、通常の環状ケージ型のＲＦコ
イル（例えばサドルコイル、リング共振器、単純なソレ
ノイドフイル等）が適切であると考えられる。従来のＭ
ＲＩの場合と同様に、ＲＦ磁界を静の磁界に対して適切
に配向するために、通常どおりに充分注意を払わなけれ
ばならない。例えば、従来のリング共振器は１個の磁石
孔内におけるフリンジ界ＭＲＩのために使用され得る。

１個の磁石の孔の外側におけるフリンジ界ＭＲＩ（及び
２個の磁石の各々の端の間におけるフリンジ界ＭＲＩ）
のためには、より単純なソレノイドＲＦコイルが利用さ
れ得る。従来のＭＲＩと同様、フリンジ界ＭＲＩにおい
ては、当然、何れの型の表面ＲＦコイルが使用されても
よい。

傾斜コイル設計は、ＭＲＩにおいて常に重要な設計問題
である。しかし、同じ基本的傾斜コイル構成自体が、フ
リンジ界ＭＲＩにおいて、比較的均一で対称的な、充分
強い傾斜磁界を生成するために有用であると考えられて
いる。前述のように、当然、導体の大きさ、巻数等が、
比較的より強い必要な磁気傾斜パルスを生成するように
調整されなければならないことがある。同様に、傾斜電
流ドライバは、必要なより高いレベルの電流を生成する
ために、さらに強いものでなければならないであろう。

非対称傾斜磁界が望まれる場合（例えば、孔の外側のフ
リンジ界を利用する単一磁石の実施例の場合）には、非
対称である以外は従来の傾斜コイルと同様のものが利用
され得る。

第１０Ａ図において、第１図の実施例での使用に適切な
対称傾斜コイルの構成が示されている。

この対称傾斜コイルの構成は、水平磁気孔を利用した従
来のＭＲＩシステムと同様のものである。

ここでは、２個の分割ゴレイ（Ｇｏｌａｙ）コイルのセ
ットがＸ及びｙの傾斜に利用される（図面の煩雑化を軽
減するためにＸ傾斜コイルのみが明確に示されている）
。通常の２軸傾斜コイルもまた第１０Ａ図に示されてい
る。

第１０Ｂ図において、第４図の単一磁石の実施例での使
用に適切な非対称傾斜コイル構成が示されている。ここ
では、Ｘ及びｙ傾斜の双方に非対称の単一傾斜コイル構
成が使用され、画像ボリュームに対しては対称２傾斜コ
イルセットが利用される。このような構成では、非対称
傾斜磁界が（非対称の静の傾斜磁界を捕足するために）
生成されるであろう。したがって、最適化された、線形
の、対称的な、合成傾斜磁界の形成のために適切な詞整
が行われることが好ましい。

第１０Ｃ図において、第７図の実施例における使用に適
切な対称傾斜コイル構成が示されている。

ここでは、傾斜コイル（ここでもまたＸ傾斜コイルのみ
が明確に示されており、Ｘ軸傾斜コイルと同等でありこ
れに対して９０＠回転した位置に配されたｙ軸傾斜コイ
ルを示すことによる図面の不必要な煩雑化が防止されて
いる）には、２個の磁石の各々の端の間に位置する画像
ボリューム内における不均一性を部分的に補償するため
に、より大きい強度の傾斜が必要である。

第１１図において、追加の２方向傾斜フリンジ界画像形
成を行うことなく、内蔵した２傾斜を利用して、ボリュ
ーム選択及び読み出しを行うための、局部化されたチャ
ンク３−Ｄ画像形成のためのパルスシーケンスが示され
ている。これは、湾曲チャンク３−Ｄ技術として既知の
シーケンスである。提案された画像形成パルスシーケン
スでは、追加の２方向傾斜なしでボリューム選択を行う
ために内蔵傾斜磁界が積極的に利用される。この場合も
また、内蔵傾斜は読み出し傾斜のために使用されるであ
ろう。限定ボリューム（パワーボリューム）を選択し、
局部化された領域において画像形成することによって、
全測定時間は非常に低減され得る。しかし、強い内蔵傾
斜において充分大きいボリュームを選択するためには、
大きいＲＦ帯域幅が通常必要となる。

この問題は、従来の断面選択技術（振幅変調）において
広い帯域幅のＲＦパルスを使用することにより解決され
ていたが、これによって、今度はより大きいピーク電力
が必要となる。例えば、帯域幅を２倍にするためには、
４倍高いピーク電力が必要となる。制限されたＲＦ信号
を時間領域に分配するひとつの手段として、第１２図に
示されているような線形スウィーブＦＭパルスの使用が
ある。

ここで使用されるＦＭ信号は、以下の式によって示され
る線形周波数スウィーブに基づくものである。

？（ｔ）■Ｗｖ（ｔ）ｅｘｐ（ｉβｔ２）［式１］又は
　ｆ（ｔ）＝Ｗｖ（ｔ）ｅｘｐ［ｉｖ（ｔ）ｔ／２］　
　［式２］式中、βは周波数変調指数であり、これは、
周波数スウィーブ範囲をΔｆヘルツとし、スウイープ時
間を２ＴとするとπΔｆ／２Ｔと表され、また、Ｗ（ｔ
）ｓ２βｌｔｌである。

幅２Ｔのウィンド関数Ｗｒ（ｔ）は式２においてＦＭ信
号に乗算される。そして、式２のフーリエ変換が以下の
式により得られる。

Ｆ　（０））　＝ｒ；７丁７９ｅｘｐ（−１（１）２／
４β）［Ｋ　（（２βＴ−ω）／Ｆ丁Ｔ丁）　＋Ｋ　（
　（２βＴ十ω）／Ｆ丁！ＪＷ＞１　　［式３］ 式中，Ｋ（ｖ）は、フレネル積分である。

時間領域におけるＦＭ変調ＲＦ信号とそれに対応する周
波数スペクトルが第１３図及び第１４図にそれぞれ示さ
れている。ＦＭパルスの帯域幅が４βＴによって得られ
るため、帯域幅は、ノ寸ルスの振幅又はピーク電力を何
れも変えることなくスウィープ率β又はウインド幅２Ｔ
を変えることによって容易に調節できる。

ＦＭ　ＲＦパルス使用中の２次位相の問題は、第１２図
に提案されているような「湾曲チャンク３一Ｄシーケン
ス」によって回避され得る。この場合には、湾曲「面」
内において位相が比較的一定であるため、各「面」は位
相コヒーレンシーをあまり失うことなく再構成され得る
。そして、チャンク３−Ｄ画像形成において、これらの
薄い２一Ｄ画像は、大きさの再構成後に、２方向に沿っ
て重畳されることができ、これによってより厚い断面が
形成される。

第１２図に示されたチャンク３−Ｄ技術によるシミ二レ
ーション画像の一組が第１５Ａ図、Ｍ１５Ｂ図及び第１
５Ｃ図に示されている。先に記載したように、内蔵傾斜
は読み出し傾斜においても断面選択においても使用され
る。４．７テスラで４０ｃｍの孔を有する磁石について
、３つの矢状方向の画像（読み出し−２方向）が２０ｃ
ｍ，２５ｃｍ及び３５ｃｍのオフセットにおいて得られ
ている。内蔵傾斜の線形性が向上しているため、より大
きいオフセットで再構成された画像は、内蔵傾斜の強度
が比例して大きくなるが、画像の歪みがより少ない。よ
り広い帯域ＲＦパルスの要求は、周波数変調！ｌ　（Ｆ
Ｍ）ＲＦパルスを導入することによって緩和される。

フリンジ界画像形成を実証するために、２．０テスラの
全体ＮＭＲ画像システムを使用して予備実験が行われた
。実験システムの内蔵傾斜は、中心から５２ｃｍ外れた
位置で１０ガウス／　ｃ　ｍであることが分かった。こ
の距離は、従来の画像形成においては還すざると考えら
れていた。

周波数変＠ＲＦパルスを有する上記の湾曲チャンク３−
Ｄ技術を使用して、第１のフリンジ界による人間の画像
が得られた。その画像は第１６図に示されている。この
実験において、ＦＭ　ＲＦ／ｆルスの幅は、４０ＫＨＺ
の周波数スウイーブにおいて５ｍｓｅｃであった。画像
マトリックスは６４ｘ６４であり、走査時間は８０分で
あった。このことによって、フリンジ界画像形成が、通
常フリンジ界ＭＲＩシステムの一部である非常に不均一
な界又は内蔵傾斜において行われ得るということが分か
る。

ごく僅かな数の本発明の具体的な実施態様について詳細
に記載してきたが、本発明の多くの新規的特徴及び利点
を維持しつつ多くの改変及び変更がこれらの具体的な実
施態様に加えられ得ることは当業者に認められるであろ
う。したがって、このような全ての改変及び変更は添付
の特許請求の範囲に包含されるものとする。

４　　′　　の　　　なｇ　日 第１図は、磁気孔内に非対称に配置されたフリンジ磁界
を利用した単一フリンジ磁界ＭＲＩシステムの模式図で
ある。

第２図は、第１図の磁石の磁気孔に沿ったポジション機
能としての磁界および磁気傾斜のグラフ曲線である。

第３Ａ図，第３Ｂ図および第３Ｃ図は、直径が４０セン
チメートルの磁気孔を有し、画像が２−軸に沿った磁石
の中心から３つの異なるオフセットポジションで、しか
も画像擬態中の磁気傾斜界パルスの異なる磁力で取られ
る４．７テスラ画像磁石の為の擬態画像（ｓｉｍｕｌａ
ｔｅｄ　ｉｍａｇｅ）である。

第４図は、フリンジ界画像ボリュームが単一磁石の外部
、しかしほとんど先端部に設けられている単一磁石のも
う一つの実施態様を示す。

第５図は、第４図の磁石の磁気孔（磁気孔の周辺を含む
）に沿った距離に関する磁界およびその磁気傾斜を示す
グラフである。

第６Ａ図、第６Ｂ図および第６Ｃ図は、第４図に示され
たタイプの小孔単一フリンジ磁界を使用する擬態小画像
ボリュームの写真である（磁石の先端から１０センチメ
ートル離れた距離に位置する縦２センチメートル、横２
センチメートルの選択された横断画像領域で、３つの画
像は各々１センチメートル当たり１０、２０および３０
ガウスの異なる擬態磁気傾斜界パルス力を使用して構成
されている）。

第７図は、距離を置いた２つの磁石の先端間における空
間に位置する更にもう一つのフリンジ界画像ボリューム
を示す。

第８図は、各々の磁石が４０センチメートルの磁気孔を
有する４．７テスラ磁石であることを想定した第７図の
２つの磁石の実施態様における磁界およびそれに関連す
る傾斜のグラフである。

第９Ａ図、第９Ｂ図および第９Ｃ図は、いくつかの異な
る表示された磁気傾斜界パルス力を使用する第７図の２
つの磁石間に位置する画像ボリュームの中心から得られ
た擬態画像である。

第１０Ａ図、第１０Ｂ図および第１０Ｃ図は、各々第１
図（単一磁気孔の先端内）、第４図（単一磁気孔の外部
）および第７図（距離を置いた一対の磁気孔の先端間）
の実施態様に適用な３つのタイプの傾斜フイルの構成を
示す。

第１１図は、周波数符号化（読出し）ばかりでなくボリ
ューム（　ｖｏｌｕｍｅ）選択および適切な帯域幅を有
する従来の振幅変調（ＡＭ）シンク（ｓｉｎｅ）機能で
ある応用ＲＦパルスに使用される傾斜内蔵（ｂｕｆｆ−
ｉｎ）のチャンク−３　Ｄ　（ｃｈｕｎｋ−３Ｄ）のた
めのフリンジ画像パルスシーケンスである。

第１２図は、ボリコーム（　ｖｏｌｕｍｅ）選択および
周波数符号化に使用される傾斜内蔵のチャンク−３　Ｄ
　（ｃｈｕｎｋ−３Ｄ）の周波数変調（ＦＭ）画像であ
るが、ＦＭＲＦバルスであれば、ＲＦパルスの帯域幅は
ＲＦパワーを増加させずに簡単に広げられる（ＡＭ　　
ＲＦパルスにおいて、帯域幅の２乗関数としてパワーが
増加する）。ここでＦＭチャンク３　−　Ｄ　（ｃｈｕ
ｎｋ　３−Ｄ）技術は内蔵の傾斜が比較的大きい場合に
使用され、一方第１１図のＡＭ画像は内蔵の傾斜が比較
的小さい場合に使用され得る。

第１３図は、時間領域におけるＦＭ変１１ＲＦパルス（
第１２図に使用されるタイプの）を更に詳細に示す。

第１４図は、第１３図に示されるＦＭ変調パルスの周波
数域を示す。

第１５Ａ１第１５Ｂおよび第１５Ｃ図は、第１２図に示
されるチャンク−３　Ｄ　（ｃｈｕｎｋ−３Ｄ）技術、
断面選択および磁気孔４０ｃｍのテスラ磁石のための読
出し傾斜を有する１セットの擬態画像であり、矢状画像
は、各々（ａ）オフセット＝２０ｃｍ，　　（Ｂ）オフ
セット２５ｃｍ，（ｃ）オフセッ｝”３　５　ｃｍで得
られており、内蔵傾斜の改善された線形性の為にたとえ
内蔵傾斜の力が比例して大きくても、より大きなオフセ
ットで再構成された画像ほどゆがみは少ない。

第１６図は、従来のＭＲＩが通常、非実用的である２テ
スラ磁石の極端に不均一な領域における第１２図のパル
スシーケンスを使用して得られる実際のＭＲＩ画像であ
る。

１００・・・４０ｃｍの磁気孔を有する４．７テスラ磁
石、１０４・・・等強度ライン、１０６・・・２一傾斜
コイル、１０８・・・Ｘ一傾斜コイル、１１０・・・ボ
リューム、１３２・・・フンソーノレ、１３４・・・ビ
デオディスプレイ、１３６・・・ｘｒ　　ｙｒ　　ｚ傾
斜コイルドライバ、１３８・・・ＲＦ受信／送信回路。

以上

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、磁気共鳴画像表示方法であって、 ２テスラを越える強度を有し、ＭＲＩ画像ボリュームを
   通る所定のｚ軸に沿って２ガウス／ｃｍを越える静の磁
   気傾斜を備えている静の不均一なフリンジ磁界を生成す
   ること、及び 該ＭＲＩ画像ボリューム内に核のボリューム選択的ＮＭ
   Ｒ章動を得るために、ＭＲＩデータ捕捉パルスシーケン
   ス中に該静の磁気傾斜をＮＭＲＲＦパルスと共に使用す
   ること、 を包含している磁気共鳴画像表示方法。 ２、前記フリンジ磁界が、少なくとも１個のソレノイド
   電磁石によって生成され、該フリンジ界及び画像ボリュ
   ームが該ソレノイド電磁石の孔の中央中心領域から実質
   的に外れた位置に配されている、請求項１に記載の磁気
   共鳴画像表示方法。 ３、前記位置が、前記孔内にあるが、前記電磁石の一端
   の方向へオフセットされている、請求項２に記載の磁気
   共鳴画像表示方法。 ４、前記位置が、孔の外側にあり、前記電磁石の一端に
   近接している、請求項２に記載の磁気共鳴画像表示方法
   。 ５、前記フリンジ磁界及び画像ボリュームが一対の電磁
   石の離れて位置する各々の端の間に配されている、請求
   項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ６、前記フリンジ界が３テスラを越える強度を有する請
   求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ７、前記フリンジ界が、前記ｚ軸に沿って１０ガウス／
   ｃｍを越える静の磁気傾斜を備えている、請求項１に記
   載の磁気共鳴画像表示方法。 ８、前記ＭＲＩデータ捕捉のために単一量子ＮＭＲ応答
   が前記画像ボリュームから引き出される、請求項１に記
   載の磁気共鳴画像表示方法。 ９、前記使用ステップにおいて、周波数変調ＲＦパルス
   が利用される、請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法
   。 １０、前記生成ステップにおいて、直径６０センチメー
   トル未満の孔を有する少なくとも１個のソレノイド電磁
   石が利用される、請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方
   法。 １１、前記生成ステップにおいて、前記画像ボリューム
   の最小寸法よりも、最大直径が小さい少なくとも１個の
   ソレノイド電磁石が利用される、請求項１に記載の磁気
   共鳴画像表示方法。 １２、前記ＭＲＩデータ捕捉パルスシーケンスにおいて
   、前記画像ボリュームに対して非対称のパルス化された
   傾斜磁界が利用される、請求項１に記載の磁気共鳴画像
   表示方法。１３、所定のｚ軸に対して実質的な静の傾斜
   を有する不均一な静の磁界内に配されている画像ボリュ
   ームからＭＲＩ画像データを捕捉するための磁気共鳴画
   像表示方法であって、（ａ）該実質的な静の傾斜と共に
   、該画像ボリュームの選択されたサブボリューム内にＮ
   ＭＲ核の第１のボリューム選択的ＮＭＲ章動を生成する
   、所定範囲の周波数を含む少なくとも１個のＲＦ章動パ
   ルスを、該ボリューム内に転送するステップ、（ｂ）少
   なくとも１個の位相符号化磁気傾斜パルスを生成して、
   該サブボリューム内のＮＭＲ核を、該ｚ軸に直行する他
   の軸に対して位相符号化を行うステップ、 （ｃ）該実質的な静の傾斜と共に、該選択されたサブボ
   リューム内にＮＭＲ核の第２のボリューム選択的ＮＭＲ
   章動を生成する、所定範囲の周波数を含む少なくとも１
   個のＲＦ章動パルスを、該ボリューム内に転送するステ
   ップ、及び （ｄ）その後に、ＮＭＲＲＦ応答を該サブボリュームか
   ら記録することにより、捕捉されたＭＲＩ画像データを
   提供するステップ を包含している磁気共鳴画像表示方法。 １４、前記転送ステップ（ａ）及び（ｃ）において、前
   記静の磁気傾斜以外の磁気傾斜は前記サブボリュームに
   実質的に存在しない、請求項１３に記載の磁気共鳴画像
   表示方法。１５、少なくともステップ（ｂ）において、
   前記画像ボリューム内に、非対称的に、かつ不均一に分
   布している傾斜磁界が利用されている、請求項１３に記
   載の磁気共鳴画像表示方法。 １６、磁気共鳴画像表示装置であって、 ２テスラを越える強度を有し、ＭＲＩ画像ボリュームを
   通る所定のｚ軸に沿って２ガウス／ｃｍを越える静の磁
   気傾斜を備えている静の不均一なフリンジ磁界を生成す
   るための手段、及び 該ＭＲＩ画像ボリューム内に核のボリューム選択的ＮＭ
   Ｒ章動を得るために、ＭＲＩデータ捕捉パルスシーケン
   ス中に該静の磁気傾斜をＮＭＲＲＦパルスと共に使用す
   るための手段、 を備えている磁気共鳴画像表示装置。 １７、前記生成手段が、少なくとも１個のソレノイド電
   磁石を含んでおり、前記フリンジ界及び画像ボリューム
   が前記ソレノイド電磁石の孔の中央中心領域から実質的
   に外れた位置に配されている、請求項１６に記載の磁気
   共鳴画像表示装置。 １８、前記位置が、前記孔内にあるが、前記電磁石の一
   端の方向へオフセットされている、請求項１７に記載の
   磁気共鳴画像表示装置。 １９、前記位置が、孔の外側にあり、前記電磁石の一端
   に近接している、請求項１７に記載の磁気共鳴画像表示
   装置。 ２０、前記フリンジ磁界及び画像ボリュームが一対の電
   磁石の離れて位置する各々の端の間に配されている、請
   求項１６に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ２１、前記フリンジ界が１０テスラを越える強度を有す
   る請求項１６に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ２２、前記フリンジ界が、前記ｚ軸に沿って１０ガウス
   ／ｃｍを越える静の磁気傾斜を備えている、請求項１６
   に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ２３、前記使用手段が、前記ＭＲＩデータ捕捉のために
   単一量子ＮＭＲ応答を前記画像ボリュームから引き出す
   手段を含む、請求項１６に記載の磁気共鳴画像表示装置
   。 ２４、前記使用手段が、周波数変調ＲＦパルスを生成す
   るための手段を含む、請求項１６に記載の磁気共鳴画像
   表示装置。 ２５、前記生成手段が、直径５０センチメートル未満の
   孔を有する少なくとも１個のソレノイド電磁石を含む、
   請求項１６に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ２６、前記生成手段が、前記画像ボリュームの最小寸法
   よりも、最大直径が小さい少なくとも１個のソレノイド
   電磁石を含む、請求項１６に記載の磁気共鳴画像表示装
   置。 ２７、前記使用手段が、前記画像ボリュームに対して非
   対称のパルス化された傾斜磁界を生成するための手段を
   含む、請求項１６に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ２８、所定のｚ軸に対して実質的な静の傾斜を有する不
   均一な静の磁界内に配されている画像ボリュームからＭ
   ＲＩ画像データを捕捉するための磁気共鳴画像表示装置
   であって、（ａ）該実質的な静の傾斜と共に、該画像ボ
   リュームの選択されたサブボリューム内にＮＭＲ核の第
   １のボリューム選択的ＮＭＲ章動を生成する、所定範囲
   の周波数を含む少なくとも１個のＲＦ章動パルスを、該
   ボリューム内に転送するための手段、 （ｂ）少なくとも１個の位相符号化磁気傾斜パルスを生
   成して、該ｚ軸に直交する他の軸に対して該サブボリュ
   ーム内のＮＭＲ核の位相符号化を行うための手段、 （ｃ）該実質的な静の傾斜と共に、該選択されたサブボ
   リューム内にＮＭＲ核の第２のボリューム選択的ＮＭＲ
   章動を生成する、所定範囲の周波数を含む少なくとも１
   個のＲＦ章動パルスを、該ボリューム内に転送するため
   の手段、及び （ｄ）その後に、ＮＭＲＲＦ応答を該サブボリュームか
   ら記録することにより、捕捉されたＭＲＩ画像データを
   提供するための手段 を備えている磁気共鳴画像表示装置。 ２９、前記転送手段の動作中において、前記静の磁気傾
   斜以外の磁気傾斜は前記サブボリュームに実質的に存在
   しない、請求項２８に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ３０、前記転送手段の動作中以外の時点において前記ｚ
   軸に対して前記サブボリューム内に少なくとも１個の補
   償磁気傾斜パルスを生成し、これによって前記静の磁界
   の不均一性をある程度補償するための手段をさらに備え
   ている請求項２８に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ３１、前記記録ステップ中にさらに他の位相符号化磁気
   傾斜パルスを生成して、前記ｚ軸に直交するさらに他の
   軸に対して前記サブボリューム内の核の位相符号化を行
   うための手段をさらに備えている請求項２８に記載の磁
   気共鳴画像表示装置。 ３２、少なくとも前記転送手段の動作中に、（ｂ）傾斜
   磁界を生成する手段が利用され、該傾斜磁界が非対称か
   つ不均一に前記画像ボリューム内に分布している、請求
   項２８に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ３３、磁気共鳴画像表示装置であって、 不均一な静のフリンジ磁界内においてその各々の孔の間
   にＭＲＩ画像ボリュームを備えている、離れて配された
   一対のソレノイド電磁石、 該画像ボリュームの近傍に配されている磁気傾斜コイル
   及びＲＦコイル、及び 該傾斜及びＲＦコイルに接続されており、該不均一な静
   の磁界を少なくとも部分的に利用することによってボリ
   ューム選択的ＮＭＲ章動を実施しつつ、該画像ボリュー
   ムからＭＲＩデータを捕捉するための、駆動受取手段 を備えている磁気共鳴画像表示装置。 ３４、磁気共鳴画像表示装置であって、 その孔内における一端近傍に中心から外れるように位置
   する不均一な静のフリンジ磁界を生成するソレノイド電
   磁石、 該不均一な静のフリンジ磁界内のＭＲＩ画像ボリューム
   の近傍に配されている磁気傾斜コイル及びＲＦコイル、
   並びに 該傾斜及びＲＦコイルに接続されており、該画像ボリュ
   ームからＭＲＩデータを捕捉するための駆動受取手段 を備えている磁気共鳴画像表示装置。 ３５、前記各電磁石の孔の直径が実質的に１メートル未
   満である、請求項３３又は３４に記載の磁気共鳴画像表
   示装置。 ３６、前記各電磁石の孔の直径が実質的に５０センチメ
   ートル未満である、請求項３３又は３４に記載の磁気共
   鳴画像表示装置。 ３７、前記各電磁石の孔の最大直径が前記画像ボリュー
   ムの最小寸法よりも小さい、請求項３３に記載の磁気共
   鳴画像表示装置。 ３８、前記フリンジ界が４テスラを越える、請求項３３
   又は３４に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ３９、前記フリンジ界が１０テスラを越える、請求項３
   ３又は３４に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ４０、前記フリンジ界が２ガウス／ｃｍを越える静の傾
   斜を有する、請求項３３又は３４に記載の磁気共鳴画像
   表示装置。 ４１、前記フリンジ界が１０ガウス／ｃｍを越える静の
   傾斜を有する、請求項３３又は３４に記載の磁気共鳴画
   像表示装置。 ４２、前記駆動手段が、周波数変調ＲＦパルスを生成し
   てそれらを前記画像ボリュームに転送するための手段を
   備えており、これによって、該ＲＦパルスに含まれてい
   る周波数の範囲と前記フリンジ界に含まれている静の磁
   界傾斜とによって限定される選択されたサブボリェーム
   内に、ＮＭＲ核のＮＭＲ章動をボリューム選択的に実施
   する、請求項３３又は３４に記載の磁気共鳴画像表示装
   置。 ４３、前記磁気傾斜コイルが、前記画像ボリュームに対
   して非対称に位置している磁気傾斜コイル手段を備えて
   おり、これによって、ＭＲＩデータ捕捉パルスシーケン
   スの所定の期間中に、該画像ボリューム内の所定の軸に
   沿って非対称の傾斜磁界が生成される、請求項３３又は
   ３４に記載の磁気共鳴画像表示装置。