JPS6041959A - 被検体積内に存在する移動物の２次元的投影像を作成する装置 - 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】 光列μ遭−用 １、発明の分野 この発明は、核磁気共Ｉ！（１を用いた医療用像形成シ
ステＪ、に関する。主なｌ＋＋’ｌ；用分野として、ご
の発明は＋ｆｉｔ管内で移動する血液による血管の投影
形像形成に関するものである。その他の応用分野に１，
１、移動物質の全般的し１、投影形像形成が含まれる。

２、従来技術の説明 核磁気共鳴（ＮＭＲ）＆才、医療用像形成の新たな方法
を提供している。Ｎ　Ｍ　Ｉ？　Ｔよ完全に非侵略的で
、イオン化放射を含まない。概略的に占えば、磁気モー
メントは局部的なｔｉｖ場に比例した時のスピン間周波
数で励起される。これらスピンの減衰時に生じるラジオ
周波数信月がピックアップコイルで受信されろ。磁場を
操作すると、被検体積のうち異なった領域を表す信号ア
レイが得られる。

そしてこれらの信号アレイがＸ、１１合わされ、物質密
度の３次元像を生ずる。

ＮＭＲに関する一連の論文が、１９８０年６月発行の「
核利学に関するＴ　ＥＥＥ会報ｊＶｏ１．Ｎ５−２７、
ｐｐ、１２２０〜１２２５に掲載された。

基本的概念は、最初の論文ｒＮＭＲの原理入門」Ｗ、　
Ｖ、ハウス、ｐｐ、１２２０〜１２２６に記載されてい
る。

又そこには、多数の３次元的方法が記しである。

その中の重要な１つが、［投影からの再構成によるツー
グマトグラフィ　（Ｚｅｕｇｍａｔｏｇｒａｐｈｙ）　
Ｐ。

■、ローターバ及びＣ，Ｍ、ロウ、ｐｐ、１２２７〜１
２３１に説明されている。この方法では、強い軸方向磁
場の上に線形の場勾配が重塁される。勾配の結果、その
勾配に垂直な方向に沿った体積の各面がそれぞれ異なっ
た共鳴周波数を受取る。各面を同時に励起するのには、
周波数スペクトルを含むバーストが使われる。励起像受
信された信号は、次いでその個々の成分へとフーリエ変
換される。各周波数の振幅が、プロトン密度の平面積分
値を表す。この方法を異なった方向に勾配場を加えなが
ら繰り返せば、平面アレイについての情報を収集できる
。これらの平面積分値は、体積の２次元投影像を与えた
り、あるいは体積内の各ボクセル（ｖｏｘｅｌ）でのプ
ロトン密度に関する３次元情報を与えるのに使える。

投影像は、その投影像の平面に対し垂直な実質上全ての
平面の積分密度をめるごとによって得られる。全角度及
び位置について必要な平面総数は、２次元投影像におけ
るピクセルの数に実質上等しい。再構成の手法には、最
近のコンピュータ断層写真方式で広く使われている投影
からの古典的再構成が含まれる。最も一般的に用いられ
ている手法は、コンポルージョン−バック投影である。

こうして得られた２次元投影像は、血管の像形成に関連
して多くの欠点を持つ。第１に、重塁した邪魔な構造が
血管の可視化及び狭窄症か狭隘化なのかの診断を非常に
困難にしている。第２に、この像形成手法の特質」二、
測定値の全てが再構成された各ピクセルに影響を及ばず
。このため、像は動きの影響を極めて受けやすい。被検
物体のどんな動きも、被検物体がその投影と合致しない
という不一致のため像中に人為的エラーを生ずる。

こうした人為的エラーは、しばしば所望の情報をあいま
いにしてしまう。

妨害構造の問題を避けるため、横断面像をりえる３次元
的再構成も行われている。上記ローターバの論文に示さ
れた手法は、被検物体を通るあらゆる角度について、２
次元の投影像アレイを作成することを含む。これら投影
像のラインは、被検物体の線積分つまり横断面の投影を
表している。

従って、ここでも古典的な再構成手法を用いることによ
り、任意の所望横断面を再構成できる。中間的な２次元
投影は、−１−記の理由から使われない。

こうした横断面像は邪魔な構造の影響を受けないが、血
管の像形成には適していない。血管の像形成は、Ｘ線又
はＮＭＲどちらにしても、２次元の投影像が最適である
。横断面は単に、血管の輪切りを示すに過ぎない。又、
３次元データの取得は比較的長い時間を要するため、物
体の各種物理的な動きにより様々な人為的エラーもたら
す。

ＮＭＲ像形成データの取得及び処理に関する第２の一般
的な方法は、上記会報の「核磁気共嶋による像形成：多
重検知ポイント法」１Σ、Ｒ，アントリュウ、ｐｐ、１
２３２〜１２３８に記載されている。この方法では、対
象とする体積内の各ボクセルからデータを得るのに選択
系が使われる。

この点Ｌｌ、勾配発イＩ：のため磁場をグイナミノクに
変えるごとによって達成される。一般に、こうしてダイ
ナミック場では、時間変化場を含まない小領域を除き、
積分するとセロになる。従って、異なる周波数の時間変
化場か３次元の座標軸に加えられると、１点つまり１つ
のボクセルだけが時間変化しなくなる。従って、投影か
らの再構成を必要とせず、その信５３が１−記の点だ４
１を表す。

しかしこの方式の国難（、；１．１回に１個のボクセル
からしか信すが摺られないので、非常に長いデータ取得
時間を要する点にある。又、適切なＳＺＮ比を得るのに
、各ボクセル°（充分な時間が費されねばならない。こ
の問題シ；ｒ、２つの軸にグイナミソク勾配、第３の軸
に静！１−勾配をりえることで軽減される。つまり、第
３軸の方向では、各位置が異なった１つの１１；ｌ波数
と対応している。広帯域の励起と受信信号のフーリエ変
換により、周波数スペクトルが同時に１つの線に沿った
ボクセルアレイの密度をりえる。この線は２次元座標ダ
イナミンク勾配の交線に対応し、この１つの線以外の平
均はゼロとなる。

−１−記方法は投影からの再構成によって生ずる動きの
人為的エラーを避けられるが、依然比較的長いデータ取
得時間を要し、呼吸や心臓血管の脈動を含む生理学的な
運動に基くほやけが生ず。又前述したように、−１−記
方法は血管の像形成にとって一般に好ましくない３次元
的な像形成方法である。

第３の像形成方法も綿又は点の選択により、−上記会報
中の論文ｒＮＭＲ像形成用の選択的照射ライン走査性Ｊ
Ｌ、Ｅ、クルソクス、ｐｐ、］２３９〜１２４４に説明
しである。この一般的手法には、多くの変形がある。例
えばその一つでは、対象の単一面を励起するのに、静的
勾配と適切な形状パルスを与えながら１つの選択パルス
が使われる。そして１、励起面から得られた信号が貯え
られる。

平衡後、磁化が逆さまつまり負となるほど強い強度て直
交面がｊｉｌｔ起される。この種の照射番よ、受信され
る信号を生じない。次に、上記第１の段階が繰返され、
対象の面を選択的に励起して得られた結を貯える。しか
しこの場合には、対象面内の線が県央われてしまう。対
象面に直交する而の強い強度の励起により、飽和してし
まうからである。

従って、交差線は得られた信号の中に含まれない。

第１及び第２貯蔵信号のｆｉｔ純な減算が、交差線を与
える。この成算手法を用い、対象面内の多数の角度及び
位置で異った綿を測定ずイ１ことにより、投影法に基く
古典的な１０構成を介して平面の再構成像が得られる。

直交面の同じ線交差を用いた別の手法は、減算動作を含
まない。この場合には、直交面が逆転放射によって直ち
に励起される。交差線は、後にスピンエコー信号を生ず
るような作用を受ける。つまりこの後の時点では、信号
が所望の線だけを表す。又、積分信号のアレイが横断面
像を得るのに使われる。

同様な怒知点及び感知線の方法で、特定の対象０ 面を除き飽和状態になるという方法も提案されている。

これでは、直交方向における同様の励起が直ちに行われ
、１本の綿を除き平面上の全てを飽和する。そして、線
積分の信号が得られるか、あるいは１点つまり１つのボ
クセルから信号を得るのに、第３の直交励起が行われる
。飽和は、勾配の存在下で、励起周波数に対応した領域
を非磁化させる比較的長い“バーン”ラジオ周波数パル
スによって達成される。この手法は、Ａ、Ｎ、ガロウェ
イ、Ｐ、に、グラネル及びＰ、マンスフィールによる論
文［ｉＩＩ択的照射法によるＮＲＭでの像形成Ｊ　Ｊ、
　Ｐｈｙｓ、　Ｃ：ソリソドステート物理、ｖｏｌ。

７．１９７４、ｐｐ、Ｌ４５７〜Ｔ、　４６２に記載さ
れている。

ＮＭＲ像形成に対する更に別の手法は、１９８１年東京
０医学書院社から発行された最近の書「医学における核
磁気共鳴形成」に記載しである。ローレンスＥ、クルソ
クスが執筆した回書第３章に、各種像形成方式が概観さ
れている。上述した各手法に加え、４４〜４７真には更
に別の面積分法が１ 紹介されている。この手法では、面に垂直な勾配をり、
えることにより、各面積が位相エンコード化される。勾
配を取り除くと、面に沿った核が磁場の強度に応じて、
周１１目的な位相分布を示す。異なった空間周波数を持
つ位相分配器を用いこれらの面積分をめることで、面内
の各線に関する情報が得られる。この情報が、フーリエ
変換によりデコードされる。尚、この手法はスピンワー
プ像形成と呼ばれている。

同しく面に沿った周期的分布を４える別の手法も、最近
報告されている。しかしこの手法では、ｒ、ｆ、（ラジ
オ周波数）励起場の強度に勾配を与えることによって周
期的な変化が得られる。勾配が充分強くされると、面を
横切って周期的な変化が生じ、９０゛励起の領域が最大
の応答を示す一方、０°及び１８０°の領域は応答しな
い。前例と同じく、異なった強度の勾配を持つ一連の励
起が異なった空間周波数で周期的な変化を与え、これが
変換されて所定面内の分布を再構成する。

この方法は、ｒ）、Ｔ、ハウルトの論文［回転フレ２ −ムツーグマトグラフィｊ　Ｐｈ１１．　Ｔｒａｎｓ、
　Ｒ，Ｓｏｃ、。

ロンドン、Ｂ２８９；５４３〜５４７（＋９８０＞に説
明されている。

以上概観したＮＭＲ像形成方式は全て、前述した様々な
理由から血管の像形成に適していない。

まず、第１の手法以外は、血管の像形成に不向きな３次
元の横断面像を与えるものである。血管は多くの面を通
って曲折しているため、各横断面は限られた価値しか持
たない。現在実用化されているＸ線１ｌｌｌ管写真のよ
うに、血管の狭窄症又は狭隘化を診断する上で好ましい
のは投影像形成であることがはっきり示されている。し
かし前記第１論文の方式のように、投影ＮＭＲ像形成が
検討されている唯一のクースでは、邪魔になる組織が像
の有効性を著しく減じてしまう。又、これらの像は非常
に長いデータ取得時間を必要とし、被検物体の動きによ
り重大な人為的エラーを生じる。

フロー測定に関する論文は、上記の［核科学に関するＩ
　ＥＥＥ会報ＪＪ、Ｒ，シンガー、ｐｐ。

１２４５〜１２４９に掲載されている。この論文３ には、平均速度に比例したスピンエコーの位相シフトと
いう概念が紹介しである。つまりシンガーは、３次元的
像形成を用いてブロトシの密度及び全体積の流れをマツ
プ表示するのに、位相検知と包絡検知の両方を使うこと
を提案している。従って、得られた横断面像は密度とフ
ローを示す。しかし前述したように、こうした像による
主な困難は、付随のゆがみを含め非常に長いデータ取得
時間が必要なこと、及び横断面像では＋１１１管の疾病
を実質上診断できないごとにある。

Ｔ、Ｒ，ヤング他の論文「水素の磁気共鳴特性；背部窩
の像形成」アメリカン・ジャーナル・オブ・ラジオグラ
フィ、Ｖｏｌ、　１３７、ｐｐ、８９５〜９０１．１９
８１年９月に記載され目つ横断面像形成用の市販装置で
現在多く使われている更に別の像形成手法は、所望面を
選択するのに１回の励起バーストを用いている。このバ
ーストは、２方向に沿った勾配の存在下で与えられる。

つまり、バースト周波数が被検体積内の特定ｘｙ面を選
択する。バーストの直後、ＦＴＩ）信号が受信された４ ら、２勾配がオフされ、横方向の勾配が加えられる。こ
れは横方向勾配に垂直な面内の各線をもたらし、異なっ
た周波数を発生する。横断面像形成の場合には、横方向
の勾配を別の角度へ回転しながら上記順序が繰り返され
る。又本願の主題である投影像形成の場合には、特定の
励起面の投影を得るのに横方向勾配の存在下で１回励起
するだけでよい。

広（使われている反転回復手順等、スピンの反転を必要
とする方式では、１８０°反転が領域全体を通じて一様
に生じないと、結果が歪んでしまう。これは、ｒ、ｆ、
場の非均一性によって引き起こされる。この問題を最小
限化するため、断熱高速路（ＡＦＰ）によって反転励起
を行うこともできる。この方法は、Ｅ、ツクシマ及びＳ
、Ｗ。

ローター著「実験パルスＮＭＲＪアジソンーウェズレー
社刊の１７〜２０頁に記載しである。反転を成すため、
掃引中に認め得る緩和が生しないような速度で、周波数
が共鳴を通して掃引される。

この結果１８０°の反転が得られ、これば場の均５ 一性に比較的影響を受けない。

本発明による米国特許出１１Ｎａ　６　／３３２，９３
５は、被検体積を移動する物質の２次元的な投影像を生
じるための基本的な概念と方法を含んでいる。ごれば、
血管の像形成にとって非常に望ましい手法である。−上
記出願は、移動物質だけを像形成し目。

つ静止物質をキャンセルするだめの方法を多数示してい
る。その中には、１８０°反転信号、２バ一スト反転信
号、異なった時点に得られた異なった速度を表ず両信υ
の減算、励起領域に近接した信号の受信、及び移動核に
基く位相シフトの使用等が含まれる。

又−に記特許出願は、投影像を与える各種の方法も記載
している。それらの１つに、面の励起、及び線積分の所
望アレイへの面の分解がある。１回の励起を用いる」−
記方法では、面を選択するのに交流勾配信号が使われた
。しかし、移動物質像形成法の一つであるこの手法は、
高周波の交流勾配信号が大きな電力を必要とするという
点にや凍菜Ｗ点かある。

６ 又、１８０°反転信号を用いた移動物質の像形成法は、
極めて厳密である。１８ｏ°励起からの逸脱しオ静Ｉｌ
二物質について自由誘導減算信号を生じ、従って都度な
組織を相殺できなくなる。

さらに上記特許出願は、血液流の方向を識別する方法を
明記していない。これは、動脈流と静脈流を識別する点
で重要である。例えば、脳へ通じる血管を像形成する際
、重複像を避けるために頚静脈から頚動脈を識別するこ
とが重要となる。

発刊（２）票豆 この発明の目的は、体内血管のＮＭＲ投影像を提供する
ことにある。

この発明の別の目的は、１回だけの励起でよく、高電力
の交流勾配信号を必要としない面励起を用いて、血管の
投影像を提供することにある。

この発明の更に別の目的は、静止物のキャンセルに必要
な励起条件が厳密でないような血管の投影像を提供する
ことにある。

この発明の更に別の目的は、流れ方向を指示し、静脈と
動脈の識別を可能とする血管の投影像を提７ 供することにある。

すなわち本発明によれば、２次元の投影像が被検体積内
の磁気スピンから形成される。静止物によるこれら磁気
スピンば相殺される。移動物によるスピン信号が残って
、体内１０［管の２次元的投影像を形成する。面励起と
それに続く横方向勾配４才、各面の投影収集を簡１１化
させる。飽和励起と断熱高速路が、場の不均一性が持つ
重大な影響を滅しる。面の励起と、面の」二方及び下方
での信号受信が、流れの方向の識別を可能とする。

本発明のより完全な開示については、添付の図面に示し
た幾つかの実施例に関する以下の詳細な説明を参照され
たい。

歩Ｉ覇−例−Ｑ−蔽叫 本発明の概要を理解するには、第１図を参照するのが好
適である。こ−では、人体組織の特定被検体積１０内に
ある血管１１の像を提供することが望まれている。血管
の疾病は、これまで最も一般的な死亡原因の１つである
。従って、血管を可視化し、一般住民の大量検診を可能
とするような８ 非侵略的方法が強く要求されている。この種の方法では
、血管の投影像を生成することが必要である。これが、
従来のＸ線コンピュータ断層写真法やＮＭＲ横断像と著
しい対照を成す点である。こうしたスライス像は、血管
内の狭隘化を診断する上でほとんど価値がない。血管を
たどっていくには、スライス像の多量アレイを必要とす
るからである。又、血管の疾病に関する検診像を与える
上で、横断面フォーマットもほとんど価値がないことも
明らかである。さらにＮＭＲ横断像は特に、一様でない
磁場によって生ずる人為的エラーの影響を受けやすい。

このため本発明では、血管の投影像が形成される。例え
ば、２次元の投影像が血管１１を含む体積１０について
作られる。この投影はｘｚ面内の面２８によって表わせ
る。

邪魔な組織構造の存在のため、純粋な投影像では血管１
１を可視化できない。Ｘ線による研究では、対照物を注
入することによって血管が隔離される。一方ＮＭＲ像形
成を用いる本発明では、血９ 管を通る血液１２の流れ運動を利用することで、血管１
１に関する隔離投影像が作成される。ｒ、ｆ。

励起信号２６に連動してプロセッサ２９が作動し、体積
１０内の比較的静上した物質によって生じるスピン信号
を相殺することによって、血管１１だけによる信号を与
える。このように、完全に非侵略的な方法で、コントラ
スト剤の注入やイオン化放射の使用を必要とせずに、所
望の投影像が形成される。

ＮＭＲ投影像形成の詳しい説明は、体積１０内に存在す
る静止物のキャンセルに関する説明の後に行う。まず一
般的に、例えばコイル１６．１７で励起される極片１３
．１４を用いて、主軸方向の磁場が生成される。これら
は直流電源■１によって駆動され、コイル１６．１７が
同一方向の場を生成し、体積１０中の対象領域を通じて
実質上一様な場を形成する。ここが系中で最強度の場と
なり、１キロガウスのオーダーである。上記コイル及び
残りのコイルについ′ζ、各月のアルファベントＡ−ｎ
は、接続を概略的に示したものである。

０ 特定の領域は、勾配コイルを使って選ばれる。

つまり、コイル１８．１９が２０で示した電源Ｖ２によ
って駆動され、２方向に沿って勾配場を形成する。同じ
く、コイル２３．２４がｍ検物１０の反対側にそれぞれ
位置し、２５で示した電源Ｖ３によってＸ方向に勾配場
を形成する。但し、一様な場を形成するコイル１６．１
７と異なり、後者のコイル２３．２４は曲がって相互に
接近し、各方向に変化する場を生成する。

コイル２１．２２は、発信および受信機能の両方を果た
すラジオ周波数である。これらコイルは同一方向の場を
生成し、体積１ｏ内に実質上一様な場を形成する。スイ
ッチ２７が発信位置２６にあるとき、体積１０内の磁気
スピンを励起するのに使われる。他方スイッチ２７が受
信位置に接続されると、体積１０内の磁気スピン信号に
基く信号３１が受信される。この信号がプロセッサ２９
で処理され、血管１１の移動血液１２に関する投影像を
与える。こうして得た投影像３２がディスプレイ３０に
表示される。

１ 励起信号２６とプロセッサ２９が組合わされ、被検物ｌ
Ｏ内の事実上静−トした構造による磁気スピン信号をキ
ャンセルつまり除去する。静１に物の磁気スピンによる
信号を除去する１つの方法を第２Ａ、２Ｂ図に示す。こ
こで磁気スピンが励起され、２つの異なった時間間隔Ｔ
Ａ、ＴＢで信号が受信される。これらの間隔は、血液の
速度が異なる時間間隔と対応している。通常のｒ、ｆ、
励起信号２６が、４０で示したバースト発生器■４から
供給される。パルス膨軟の詳細６才、使用する特定の像
形成装置に依存する。いずれにせよ、２つのバーストが
２つの時間間隔で発生される。

移動する血液又は他の移動物は、受信されるＮＭＲ信号
の低下をもたらす。励起スピンが、受信信号を与える前
に検知領域から移動してしまうからである。従って、高
速領域は低速領域より小さい信号を生ずる。励起信号Ｖ
４を検診患者のＥＫＧ　（心電図）とタイミング合わせ
すると、血管１１中の血液１２の相対的に高い及び低い
速度時を表す受信信号３１が集められる。受信信号２ ３１は復調器４１で復調され、ＥＫＧ信号によってもＴ
　Ａ、　Ｔ　Ｉで動作されるスイッチ４２に与えられる
。そして、励起ＴＡからの信号が４３で示したストアＡ
に貯えられ、励起Ｔ、がらの信号が４４で示したストア
Ｂに貯えられる。これら両信号が減算器４５で減算され
、血管だけを表す所望信号を与えると共に、静止物は全
てキャンセルする。

減算後の像形成コンピュータ４６に与えられ、後述する
ように、２次元の投影像を再構成する。

実質上静止したいずれの物質による信号も、ＴＡとＴＢ
で成分信号が同一であるため、相殺される。−古血管１
１がらの信号は、異なった速度の血液１２について得ら
れたものなので相互に異なり相殺されない。

第２Ａ、２Ｂ図は特定の実施例を示しているが、同じ原
理を様々な方法で適用することができる。

例えば、パルス２６のシーケンスは、心臓サイクルのう
ち全てが時間ＴＡを表すように発生してもよい。このパ
ルスシーケンスは、ＴＡの時間間隔に対応した完全な投
影像を得るときに必要である。

３ この後に、心臓サイクル中のＴ、におけるシーケンスが
続く。減算動作は、各心臓サイクル毎に行う代わりに全
体の像情報を含めて行ってもよい。

いずれにせよ、情報のどんなロスも避けるため、血管は
同じ位置Ｔ、、Ｔ８で励起されるのが好ましい。

以−ヒの説明は、前出の米国特許出願１１１ｏ、　６　
／３３２．９３５に記した基本的概念の説明と等しい。

しかし、各面が順次−Ｎ、■の線積分へ分解される高速
投影像形成方式の説明では、交流勾配か多重励起が使わ
れている。これらは像形成として優れた方法だが、もっ
と単純なシステムを使いたいことがしばしばある。この
目的のため、本発明では交流勾配を含まず１回のｒ、ｆ
、ＩＩＪ起だけを必要とする横断面像形成システムで使
われているのと同様な投影像形成システＪ１を用いる。

　゛まず、９０°の２勾配の存在下で、特定周波数のｒ
、ｆ、バーストが与えれる、特定のｘｙ面内のスピンを
励起する。パースト直後で、ＦＴ］ｉ号が受信されてい
る間に、２勾配がオフされ、横４ 方向の勾配が加えられる。従って、横方向勾配に垂直な
励起面内の各線が、異なった周波数のＦｌｒｌ信号を発
生ずる。受信した複合的ＦＩＤ信号の各成分周波数への
分解が、所望な線積分又は横方向勾配に直角な方向にお
ける面の投影を与える。次いで、異なった励起周波数を
用い上記の過程が各面部分について繰り返され、被検体
積全体の必要な２次元投影図を与える。この投影像形成
法は、前出の米国出願Ｎａ６／３３２，９３５のものよ
り複雑さが減じられている。つまり、高出力の交流勾配
又は多重の励起が必要でない。

第１図と第３図の波形図を参照すると、勾配コイル１８
のＢ端子が勾配コイル１９のＢ端子に接続された状態で
、ｖ２によりパルス状勾配信号２０が印加される。これ
と同時に、ｒ、ｆ、コイル２１の端子りがｒ、ｆ、コイ
ル２２の端子りに接続され、スイッチ２７が受信位置に
ある状−態で、適切な振巾及び継続時間の高周波パース
）Ｖ４が加えられ、古典的な９０°励起を行う。このバ
ースト信号印加後、勾配信号Ｖ２をオフする一方、５ 横方向の勾配信号２５がオンされると共に、コイル２３
の端子Ｃがコイル２４の端子Ｃへ接続され、ＦＩＤ（３
号のインターバルの面■３がパルス出力する。これと同
じインターバル中、スイッチ２７は端子３１に接続され
、受信したＦＩＤ信号がプロセッサ２９で処理される。

この場合、プロセッサ２９はコンピュータ式フーリエ変
換等の周波数分解系から成り、ＦｒＤ信号がその構成周
波数へ分解され、各構成周波数は選択したｘｙ面におけ
るｙ方向に沿った線積分を表す。

続いζ、■４で異なったバースト周波数を発生しながら
上記のプロセス全体を繰り返し、異なった２位置におけ
るｘｙ面を順次選択する。そしてこの各時点で、線積分
つまりｘｙ面の投影面２８に対する投影をめる。この結
果、ディスプレイ３０上に全体の２次元投影３２が与え
られる。

しかし、この効果的な投影像形成システムは、血管内の
移動物だけを表示するのに用い、他の移動物を全てキャ
ンセルするのが好ましい。その１つの手法が、第２Ａ、
２Ｂ図に示した上述の時間６ 的な減算方式である。つまり、心臓サイクル中の異なっ
た部分での励起から得た信号が貯えられ、減算される。

そして、この差が第３図に示した投影系に直接加えられ
る。

第３図の投影系は、前出の米国特許出願陽６／３３２．
９３５に記された反転法にも適用できる。

こ＼では、９０°励起の代わりに、信号振巾又は時間を
倍化するかあるいは別の何らかの組合わせを使って、ｖ
４が１８０°励起を行う。１８０゜の反転は自由誘導減
衰（Ｆ　Ｉ　Ｄ）信号を発生させず、従って全ての移動
物からの信号をキャンセルする。しかし、血管中の移動
血液は完全な反転を受けないため、ＦＩＤ信号を発生ず
る。

この１回励起投影方式は、ｒ、ｆ、電力を最小限化し、
交流勾配信号を必要としないという点で簡単化されてい
る。しかしそのＳ／Ｎ比性能は、前出の米国特許出願Ｎ
ａ６／３３２，９２５より劣る。９０’−１８０°シー
ケンスを用いるとＦＩＤよりむしろスピンエコーを生じ
、従って信号の継続時間が倍化すると共に、Ｓ／Ｎ比が
増す。

７ 反転系で、米国特許出願Ｎｏ、６／３３２．　９２５に
’）ようにシーケンスを１８０°−１８０°とずれば、
静止物がキャンセルされ、移動血液だけがエコーを与え
る。

反転励起力式における１つの困難は、全ての静１１−物
をキャンセルするのに必要な精度にある。コイル２１．
２２で生じるラジオ周波数場が一様でないと、被検物Ｉ
Ｏの一部が正確な反転を受けず、従ってＦＩＴ）信号を
発生し、これがディスプレイ３０に現れる。ごの信ぢが
過大だと、血液１２の移動に基り１１１１管１１の所望
像３２を妨害する。ラジオ周波数場の一様性条件を最小
限化する１つの方法は、第４図に示すような励起信号の
場合、９０°バーストに続けて飽和つまり“バーン”励
起を行うことである。つまり、１゛、に合わせて低レベ
ルの励起が成され、励起領域内のスピンを飽和させ、そ
れらスピンを不飽和状態とする。この手法し才、先に参
照したＡ、Ｎ、ガロウェイ他の論文「選択的放射法ζ、
：二よるＮＭＲでの像形成」に詳しい。第４図に示すご
とく、この飽和励起は９０゜８ バーストの直後に成される。静止物を表す飽和領域は応
答せず、従ってＦＴＤ信号を生じない。一方、完全に飽
和されなかった移動血液はＩ’ｌＤ信号を発生し、像を
与える。第４図に示すこの信号Ｖ４は、１８０°反転信
号の場合と同様、第３図の９０°励起と単に置き換えら
れる。

９０°バーストに続く飽和信号の使用が、米国特許出願
Ｎａ６／３３２．９２５の投影像形成用全実施例におけ
る１８０°反転励起と置き換えられ、非一様性に対する
望ましい許容が与える。これは、静止物をキャンセルし
、移動物だけを像形成するのに反転励起が使われている
、スピンワーブ、多重面及びその信金ての投影方式に当
てはまる。

飽和９０゛励起に伴う１つの困難は、飽和信号がＴ１に
合わされているため、継続時間が長くなることにある。

又移動血管の問題を避けるため、反復信号は心電図と同
期化するのが望ましい。

しかし、像形成が長びく問題は、断熱高速路（ＡＦＰ）
励起を用い、共鳴を通じてラジオ周波数信号Ｖ４を掃引
することによって解決できる。

９ 又この励起は、ラジオ周波数場の非一様ｆ’ｌに対して
も比較的影響されない。ところが、上述した投像形成方
式ではその掃引周波数が面の選択に使えないため、直接
適用することはできない。しかし交流勾配系は、第５図
に示すようなＡＦＰ励起信号と組合わセで使える。つま
り、Ｖ４が掃引ラジオ周波数信号を有する一方、交流勾
配信号がＶ２に加えられる。この交流勾配信号のゼロ面
が、励起を受ける唯一の面となる。ゼロ面は、コイル１
８．１９の相対的励起を変化させることで容易に変えら
れる。つまり、コイル１８の端子Ｂをアースし、信号ｋ
Ｖ２をコイル１９の端子Ｂへ接続すれば、ｋを変化させ
ることによってゼロ面を変えられる。こ＼で、ｋ　＝　
１が両コイル間のゼロ面を与える。反転信号による所望
面の励起後、第３図を参照して前述したように、横方向
の勾配Ｖ３を使って信号が読み出される。この手法は、
比較的短い時間間隔内で安定した反転法を与える。

多くの診療状況では、静脈流と動脈流を識別するのが望
ましい。このための１つの手法として、０ 第２Ａ、２Ｂ図の時間的減算法がある。動脈血液は強い
脈動成分を持っているため、適切なタイミングをとれば
、弱い脈動の速度成分を持つ静脈を無視して、動脈だけ
の像が形成できる。

別の手法では、静脈流と動脈流をその方向によって識別
する。例えば、首の血管を像形成する際、頚動脈は頭脳
へ向かう上向きの血液を含み、一方頚静脈は下向きで心
臓へ戻る血液を含む。今ｘｙ面が励起され、受信信号が
励起面の上方又は下方いずれかの面だけで集められたと
すると、両方の方向を識別できる。つまり第６図に示す
ように、２勾配の存在下で■４による９０°バーストを
用い、ｘｙ面を励起した後、ゼロ面が励起面の上方又は
下方いずれかにある交流勾配が加えられる。

そして、このゼロ面からの信号が横方向勾配■。

の存在下で読み取られ、面内の線を異なった周波数へと
分解する。励起面からその上方又は下方にあるゼロ面へ
流れる移動物だけが信号を生じ、血管の投影像３２を与
える。そして完全な像を得るため、被検体積内の全ての
面について上記シーツＪ−１ ンスが繰り返される。

方向検知式ｒＩｎＩｎ形像形成ける交流勾配の使用は、
第７図の２重励起法を用いれば省かれる。第７図の方法
では、」−向き又は下向きの流れがスピンエコー励起を
用いて選択され、１８０°励起が最初の励起面より−に
方又は下方の面に対応している。図示のごとく、まず■
２による２勾配の存在下で９０°励起がＶ４によって成
され、所望の面を励起する。この励起後の点線で示した
ＦＩＤば、静止物からの信号を表しているため無視され
る。

２勾配用Ｖ２を再びオンにし、比較的短い時間間隔後、
１８０°励起がＶ４で与えられる。１８０゜励起は、９
０°励起より幾分周波数が低いか高い。

血液等、９０°励起面から１８０°励起面へと動いた移
動物は、スピンエコー信号を２７に与える。

第７図に示すように、このスピンエコーの間、横方向勾
配Ｖ３がオンされ、選択面を線アレイへと分解し、所望
の投影を形成する。上記プロセスが■４バーストに異な
った周波数を用いて繰り返され、士向き又は下向きどち
らの流れが所望かに応２ じ、各１８０°バーストは９０°バーストよりや＼高い
か低い周波数に対応している。必要なら、両方の像を順
次得ることもできる。

第７図では、９０”バーストに対する１８０゜バースト
の周波数に基き上向き又は下向きの流れが選択される。

第８図に示すごとく、２つのスピンエコーをもたらず２
回の１８ｏ°バーストを用いれば、上向き及び下向きの
流れを表す信号が同じ９０°励起から一緒に集められる
。これらの信号は各ケースで異なった核を表しているた
め、相互に作用することはない。第８図に示すように、
９０°バーストの後まず高い周波数の１８０°バースト
が続き、その後低い周波数の１８ｏ°バーストが続く。

２勾配の方向に応じ、これらバーストは例えば上方及び
下方の面をそれぞれ表し、図示のごとく別々のスピンエ
コーを発生する。横方向の勾配Ｖ３の存在下でこれらが
受信され、線アレイへの分解と所望投影像の形成を可能
とする。

そして各々が、上向き及び下向きの流れ像を別々に表す
。第７図に関連して述べたように、静止物３ の像を与えるのに点線の波形も使うことができ、これら
は流れ像と組合わすかあるいは励起面の重複による残留
信号について補正を行うのに使える。

この重複は、多くの文献で広く議論されているように、
面断面を近似するサイン波形へ励起パルスを成形するこ
とによって最小限化できる。

第７．８図の９０°バーストに続く点線のＦｉｌｌは、
像を強めるのに使える。点線で示したように、最初のＦ
ＩＤ中に■３もオンすれば、信号を同じく分解して、体
積内に存在する静止物の投影像を形成できる。これは、
例えば静１に組織像をある色で、移動血液を別の色で表
すような複合像を形成するときに有用である。又、９０
°と１８０°両励起で選択される面は幾分重複しても構
わない。

この場合、スピンエコーは２つの面の重複に伴い、静止
物を表す信号も幾らか含む。静止物のみを表す最初のＦ
ｌｒ’）からの信号は、前述したように処理でき、面の
重複によって生じた静１１−物による像の一部をキャン
セルするのに使える。各信号、ＦＴｒ）及びスピンエコ
ー６才、同じフーリエ変換処４ 理を旅され、前述のごとく各面の線積分がめられる。

このプロセスが、代表的なプロセッサ２９を示した第９
図に示しである。つまり、受信信号２７または３１がゲ
ート回路５０に印加され、ゲート回路は静止物を表すＦ
ＩＤと方向性流れ信号を表すエコー信号の一方又は両方
をゲート出力する。

これらの信号はフーリエ変換器５１．５２で分解され、
投影像を形成する。そして静止物及び流れの像が組合わ
せ器５３で組合わされ、静止組織と流れる血液を示す複
合像を形成する。あるいは残りの静止像情報を差し引い
た正確な流れ像を形成する。

方向性のある流れを像形成する第７．８図を参照して述
べた方法は、方向に関係のない涼れの像形成にも使える
。第７図において、第１回目のパース）Ｖ４を１８０°
狭巾面選択信号、２回目のバーストを広巾１８０°バー
ストとすると、前述のように処理した場合、スピンエコ
ーは流れ像を表わす。実質上、９０°成分を持つ１回目
のバーストによって部分的励起を受ける移動物だＬ−１
がスピンエコーをもたらず。２回目の広巾１８０°バー
ストは、移動したかどうかにかかわりな（全ての移動物
のスピンを反転させる。１回目の１８０”バーストは、
予期される流れに基き整形される。

例えば、大きな動脈中を約５０　ｃｖｎ　／　ｓｅｅで
血液が流れ、励起面のスライス）■が約２曹ｌとすると
、移動血球が励起面を横切るのに約４　ｍ５ｅｃかかる
。従って、１回目の１８０°バーストの１１が約４　ｍ
５ｅｃなら、励起領域の中心にある血液は合計１８０゜
の励起の半分だけを受け携るから、平均して移動物は９
０°の励起を受り取ることになる。勿論、血液によって
９０°以下又はそれ以−ヒの励起を受け取る。これらも
部分的なスピンエコーを発りトする。一方静市物は、全
体の励起を受け取る。前述したように、ラジオ周波数基
の非一様性に対する感度を低めるため、１回目の１８０
°パルスは第４図に示したような９０°パルスが後に続
く飽和励起あるいは第５図に示したような交流勾配下に
おける断熱高速路に置き換えられる。

　Ｃ ＮＭＲ像形成方式の性能を高めるための文献に示された
数多い方法は全て、この唾液像形成方式にも適用できる
。例えばその一つとして、Ｐ、　Ａポットムレ−の論文
ｒＮＭＲ像形法像形成：概観ュー・オブ・サイエンティ
フィック・インスツルメント、νｏ１．５３．１９８２
年９月、ｐｐ。

１３１９〜１３３７に記された、“時間反転”と呼ばれ
る方法があり、こ−では最適な感度を得るため短周期で
勾配パルスの符号が反転される。この方法も、本発明で
用いた勾配信号へ勿論適用可能である。

【図面の簡単な説明】

報の減算を含む本発明の一実施例を示すブロック図の部
分図； 第３図は本発明の一実施例で送受信される信号の波形図
； 第４図は本発明の一実施例で用いるラジオ周波数励起信
号の波形図； ７ 第５図は断熱高速路励起を用いた本発明の一実施例で使
われる信号の波形図； 第６図は流れ方向検知機能を持つ本発明の一実施例で使
われる信号の波形図； 第７図は流れ方向検知のため２重励起を用いた本発明の
一実施例で使われる信号の波形図；第８図は両方の流れ
方向に関する情報を同時に得るための本発明の一実施例
で使われる信号の波形図；及び 第９図は静■ト物と流れの像を組合わせるための本発明
の一実施例を示すブロック図である。 １０−被検体積（物）、１１−血管、１２−血液、１８
．１９−・−２勾配コイル、２１，２２−ラジオ周波数
コイル、２３　、　２４−ｘ勾配コイル、２５、Ｖ３−
横方向勾配信号、２９−プロセッサ、３０−ディスプレ
イ、３２−２次元投影像、４０゜■４−バースト発生器
。 ８ 寸　Ｎ　Ｆｌ　” 〉〉〉　ヘ 寸　寸　藝 〉〉〉 ％　蛎 ３０ ４−１４ｊ−一 寸　へ　円　ト 〉〉〉　ヘ 寸　Ｎ　（Ｑ　ｔｚ 〉　〉　〉　Ｇ （ （ Ｓｔｃ４　の　ト 〉〉〉　ヘ ３、補正をする者 事件との関係　出願人 氏名　アルパート　マコフスキ− ４、代理人 ５、補正命令の日付　昭和５９年５月２９日１ｆｆｆｌ
ＩＩａ６Ｌｌ−４１８５Ｂ（１３）（１）　明細書及び
図面の浄書（内容に変更なし）。 １１　’、−）　−１−。 −７−１１ミ　０

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、　被検体積中に存在する移動物の２次元的投影像を
   作成する方法において： 飽和励起を用い、被検体積中の一領域内の磁気スピンを
   不感知化する段階； 上記領域内のスピンをバーストで励起し、その領域中を
   移動し完全な飽和を受けない移動物だけが出力信号を生
   じるように成す段階；及び上記出力信号を処理し、被検
   体積の２次元的投影像を生成する段階；から成る方法。 ２、特許請求の範囲第１項の方法において、被検体積の
   ２次元的投影像を生成する段階が：第１勾配を与え、飽
   和励起とバースト励起が被検体積中の面領域を励起する
   ように成す段階；バースト励起後、第１勾配に垂直な第
   ２勾配を与え、上記面領域が異なった周波数を持つよう
   に成す段階； 出力信号を成分周波数へ分解し、上記面領域で代表され
   る線に沿った各点での強度を与える段階；及び 飽和及びバースト再励起の周波数を異ならせながら上記
   手順を繰返し、被検体積内の各面領域について一組の線
   積分を与える段階；から成る方法。 ３、被検体積内に存在する移動物の２次元的投影像を作
   成する装置において； 飽和励起によって被検体積中の一領域内の磁気スピンを
   不感知化する手段； バーストにより上記領域内のスピンを励起し、領域内を
   移動し完全な飽和を受けなかった移動物だけが出力信号
   を！Ｌするように成す手段；及び 受信した出力信号を処理し、被検体積の２次元的投影像
   を生成する手段；から成る装置。 ４、特許請求の範囲第３項の装置において、被検体積中
   の一面領域内の磁気スピンを不感知化させる手段がスピ
   ン格子緩和時間ＴＩ　に匹敵する継続時間を持つサイン
   状不感知化信号の存在下で、２次元的投影像の面に平行
   な第１の磁気勾配を含み； 上記面領域内のスピンを励起する手段が、Ｔ１と比べ継
   続時間の短い９０°バースト励起を含み； 励起面領域からの出力信号を受信し処理るず手段が、面
   領域内の各線が異なった周波数を持ち月つ周波数分解系
   を使って線積分を分解できるように、第１磁気的勾配に
   垂直な第２の磁気勾配を含み；及び ２次元的な投影像を生成する手段が、被検体積の投影像
   を完全にするため、異なった面領域を表わす異なった周
   波数を用いながら上記の不感知化及びバースト励起を繰
   り返す手段を含む；装置。