JPS62109559A - 核磁気共鳴を用いて移動する物体の投影像を形成する方法及び装置 - 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】 産業上の利用分野 本発明は、核磁気共鳴を用いた医療用の造影システムに
係る。本発明は、その主たる用途において、血管内を移
動する血液による血管の投影像形成に係る。その他の用
途としては、移動する物体の一般的な投影像の形成が含
まれる。

従来の技術 核磁気共鳴（ＮＭＲと略される）は、医療用の造影に対
する新たな解決手段である。これは、完全に非侵襲的で
あり、電離放射を伴なうものではない。非常に簡単に述
べると、局部磁界に比例する特定のスピン周波数におい
て磁気モーメントが励起される。これらのスピンの減衰
によって生じる高周波信号がピックアップコイルを用い
て受は取られる。磁界を操作することにより、或る体積
内の種々の領域を表わす一連の信号が発生される。これ
ら信号は、物体の密度の体積像を形成するように組み合
わされる。

ＮＭＲに関する一連の論文が１９８０年６月発行のＩＥ
ＥＥトランザクションズ・オン・ニュークリア・サイエ
ンス（ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｎＮｕ
ｃｌｅａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ）第Ｎ５−２７巻第１２２
０−１２５５頁に掲載されている。基本的な概念は、そ
れに先行するダブリュ・ブイ・ホース（Ｗ　、　Ｖ　、
　Ｈｏ５ｅ）氏の論文ｒＮＭＲの原理の紹介（Ｉｎｔｒ
ｏｄｕｃｔｉｏｎ　ｔ。

ｔｈｅ　Ｐｒ１ｎｃｉｐｌｅｓ　ｏｆ　ＮＭＲ）Ｊの第
１２２０−１２２６頁に掲載されている。

多数の三次元的な方法が説明されている。１つの重要な
方法は、ピー・ブイ・ローターバ（ｐ、ｖ。

Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ）及びシー・エム・ルー（Ｃ，Ｍ、
Ｌｏｕ）氏による第１２２７−１２３１頁の「投影から
の再構成によるゼウグマトグラフィ（Ｚｅｕｇｍａｔｏ
ｇｒａｐｈｙ　ｂｙＲｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　ｆ
ｒｏｍ　Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ）に記載されている。

この解決策では、リニアな磁界勾配が強力な軸方向磁界
に重畳される。この勾配により、この勾配に直角な方向
の体積内の各平面が異なった共鳴周波数を受ける。或る
周波数スペクトルを含むバーストを用いて各平面が同時
に励起される。

この励起後に受は取った信号がその個々の成分にフーリ
エ変換される。各周波数における振幅は、光Ｐ密度の平
面積分値を表わす。勾配磁界を色々な方向に使用してこ
のプロセスを繰返し、平面の配列体に関する情報を収集
することができる。これらの平面積分値を用いて体積の
二次元投影像を形成することもできるし、或いは、体積
の各ボクセルの光子密度に関する三次元情報を得ること
もできる。

投影像は、該像の平面に直角な実質的に全ての平面の積
分密度を得ることによって得られる。

全ての角度及び位百に必要とされる平面の全数は、二次
元投影像におけるピクセルの個数に実質的に等しい。再
構成手順には、現在のコンピユータ化された断層撮影シ
ステムに広く利用されている投影からの古典的な再構成
が含まれる。最も一般的に使用されている手順は１畳み
込み後方投影である。

発明が解決しようとする問題点 これによって得られる二次元投影像は、血管の造影に関
しては多数の欠点がある。先ず、重畳された介在構造物
により、血管を目に見えるようにして血管狭搾即ち血管
が狭くなっているかどうか診断することが非常に困難で
ある。第２に、この造影手順の性質上、全ての測定が各
々の再構成ピクセルに影響を及ぼす。これにより、像が
特に動きに敏感なものとなる。物体が動くと、物体がそ
の投影像に合致しないという不一致を招くために像に欠
陥が生じる。これらの欠陥により、所望の情報がしばし
ばゆがめられることになる。

介在構造物の問題を解消するために、断面像を形成する
ような三次元の再構成が行なわれる。

上記ローターバ氏の論文にも取り上げられたこの解決策
は、物体を通る各々の角度で二次元投影像の配列体を構
成するものである。これらの投影像における線は、物体
の断面平面の線積分即ち投影像を表わしている。従って
、ここでも、古典的な再構成技術を用いて、所望の断面
平面を再構成することができる。中間の二次元投影像は
、以下で述べる理由で使用しない。

これらの断面像は、介在構造物がないが血管の造影には
適していない。血管の造影は、その形式、即ち、Ｘ線に
よるものであるかＮＭＲによるものであるかに拘りなく
、二次元投影像によって最も良好に行なわれる。断面は
、単に、血管の切片を示すに過ぎない。更に、三次元デ
ータを得るには比較的長時間を要し、従って、物体の物
理的な様々な動きによって色々な欠陥が生じる。

ＮＭＲ造影データを収集して処理する第２の一般的な方
法が、上記出版物の第１２３２−１２３８頁に掲載され
たイー・アール・アンドリュ（Ｅ、Ｒ，Ａｎｄｒｃｗ）
氏の［核磁気共鳴造影：多感知恵法（Ｎｕｃｌｅａｒ　
Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎ
ｇ　：　ＴｈｅＭｕｌｔｉｐｌｅ　５ｅｎｓｉｔｉｖｅ
　［’ｏｉｎｔ　Ｍｅｔｈｏｄ）Ｊに説明されている。

この方法においては、問題とする体積内の個々の、ボク
セルからデータを収集する選択的なシステムが使用され
る。これは、動的に変化する磁界を勾配として用いるこ
とによって達成される。

一般に、これらの動的な磁界を用いた場合には、経時変
化磁界を含まない小さな領域を除く全ての領域がゼロに
対して積分される。従って、種々の周波数の経時変化磁
界が３つの直交する軸に加えられた場合、１つの点即ち
ボクセルだけは経時変化しない。それ故、信号は、投影
からの再構成を必要とせずその点のみを表わす。

このシステムの問題点は、信号が一度に１つのボクセル
からしか得られないので非常に長いデータ収集時間を必
要とすることである。充分な信号対雑音比を得るために
は、各ボクセルにおいて充分な時間を費やさねばならな
い。この問題は、２つの軸に動的な勾配を使用しそして
第３の軸に静的な勾配を使用することによって軽減され
る。

従って、この場合も、各位置は、第３の軸の方向に異な
った周波数に対応する。広帯域の励起を用い、受信信号
をフーリエ変換した場合には、その周波数スペクトルに
より或る線に沿ったボクセル配列体の密度が同時に与え
られる。この線とは、１つの線を除く全部がゼロに平均
化されるところの２つの直交する動的な勾配の交点に対
応する線である。

この方法は、投影からの再構成によって生じる動きの欠
陥を回避するが、依然としてデータ収集時間が比較的長
く、その結果、呼吸や心臓鼓動を含む肉体的な動きによ
ってぼけが生じてしまう。

更に、市況した三次元造影システムは、欠陥の造影には
一般的に不向きである。

第３の造影方法も線又は点の選択であり、上記出版物の
第１２３９−１２４−４頁に掲載されたエル・イー・ク
ロック（Ｌ、Ｅ、Ｃｒｏｏｋｓ）氏のｒＮＭＲ造影のた
めの選択照射線走査技術（ＳｅｌｅｃｔｉｖｅＩｒｒａ
ｄｉａｔｉｏｎ　Ｌｉｎｅ　５ｃａｎ　Ｔｅｃｈｎｉｑ
ｕｅｓ　ｆｏｒ　ＮＭＲＩｍａｇｉｎｇ）　Ｊ　と題す
る論文に記載されている。この一般的な解決策には、多
数の変形がある。その１つにおいては、選択パルスを使
用し、静的な勾配及び適当に）さ形されたパルスを使用
して１つの当該・Ｆ面が励起される。励起された平面か
ら得られた信号力福己憶される。平衡状態に達した後に
、直交する平面がより強い強度で励起され、磁化が反転
され即ち負にされる。この形式の照射は、受信信号を発
生しない。次いで、当該平面を選択的に励起しそれによ
り得られる信号を記憶することによって第１の段階が繰
り返される。然し乍ら、この場合には、当該平面内の線
が欠落してしまう。

というのは、当ａ＆平面に直交する平面を強い強度で励
起することによってこの線が飽和されてしまうからであ
る６従って、それにより生じる信号に交差線が含まれな
いことになる。第１の記憶信号と第２の記憶１８号をＩ
■純に差し引きしたものが交差線を表わす。この差引の
手順を用いて、当該平面において多数の角度及び位置で
種々の線を測定することにより、投影技術の古典的な再
構成を使用して平面の再構成像が形成される。

直交平面の同じ線交差を用いた別の解決策であって、上
記の差引の操作を回避するような技術がある。この場合
は、直交する平面が反転放射でただちに励起される。交
差線は、後でスピンエコー信号を発生するように作用を
受ける。従って、後で発生されるこの信号は、所望の線
のみを表わす。この場合も、一連の線積分信号を用いて
断面像が形成される。

特定の当該平面を除く全ての平面を飽和するような同様
の選択点及び選択線方法が示唆されている。上記の飽和
の直後に、直交方向に同様の励起を行ない、その平面内
の線以外の全てのものが励起される。線積分信号を収集
することもできるし、第３の直交励起を用いて、点即ち
ボクセルから（６号を収集することもできる。磁界勾配
の存在する中で、比較的長い「バーン（ｂｕｒｎ）Ｊ高
周波パルスによって飽和が達せられる。このパルスは。

励起周波数に対応する領域を消磁する。この手順は、Ｊ
、　Ｐｈｙｓ、　Ｃ：　５ｏｌｉｄ　５ｔａｔｅ　Ｐｈ
ｙｓｉｃｓ第７巻、１９７４年版、第Ｌ４５７−Ｌ４６
２頁に掲載されたニー・エヌーガロウエイ（Ａ、Ｎ、Ｇ
ａｒｒｏｔａａｙ）、ピー・ケイ・グラネル（Ｐ、に、
Ｇｒａｎｎｅｌｌ）及びピー・マンスフイールド（Ｐ、
Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ）著の「選択照射プロセスによるＮ
ＭＲの像形成（Ｉｍａｇｅ　Ｆｏｒｍａｔｊ、ｏｎｊｎ
　ＮＭＲｂｙ　ａ　５ｅｌｅｃｔｉｖｅ　Ｉｒｒａｄｉ
ａｔｉｏｎ　Ｐｒｏｃｅｓｓ）Ｊと題する論文に記載さ
れている。

１９８２年、東京の医学書院（Ｉｇａｋｕ−ｓｈｏｉｎ
Ｌｊｄ、）によって出版された「医療における核磁気共
鳴造影（Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏ
ｎａｎｃｅ　ＩｍａｇｊｎｇＩｎ　Ｍｃｄｉｃｉｎ）Ｊ
　と題する最新の本には、Ｎ　Ｍ　Ｒ造影に対する更に
別の解決策が掲載されている。この本の第３章には、ロ
ーレンス・イー・クロツクス（Ｌａｗｒｅｎｃｅ　Ｅ、
　Ｃｒｏｏｋｓ）により、種々の造影技術の概要が述べ
られている。上記したものに加えて。

その第４４−４７頁には別の平面積分法が記載されてい
る。ここで、各平面積分は、平面に直角に勾配を加える
ことにより位相エンコードされる。

勾配を取り去ると、平面に沿った核は、磁界の強さに基
づいて繰返しの位相分布を有する。空間周波数の異なる
位相分布を用いてこれらの平面積分を得ることにより、
その平面の各線に関する情報が収集される。この情報は
、フーリエ変換を用いてデコードされる。この解決策は
、スピンワープ造影と称されている。

平面に沿った繰返しの分布を形成する更に別の解決策が
最近報告されている。然し乍ら、この場合には、高周波
励起磁界の強さに勾配を課することによって繰返しの変
化が達成される。この勾配が充分に強くされた場合には
、９０’励起の領域が最大の応答を与えそしてＯｏ及び
１８０°励起の領域が応答を発しないような繰返しの変
化が平面にわたって生じる。前記したように、強さの変
化する勾配を有する一連の励起は、種々の空間周波数に
おいて繰返しの変化を形成し、これは。

選択された平面内に分布を再構成するように伝達するこ
とができる。このプロセスは、１９８０年Ｐｈ１１．、
　Ｔｒａｎｓ、　Ｒ，Ｓｏｃ、　Ｌｏｎｄｏｎ　Ｂ２８
９　：第５４３−５４７頁に掲載されたディ・アイ・ホ
ールト氏の「回転フレームゼウグマトグラフイ　（Ｒｏ
ｔａｔｉｎｇＦｒａｍｅ　Ｚｃｕｇｍａｔｏｇｒａｐｈ
ｙ）Ｊ　と題する論文に掲載されている。

以上に述べた全てのＮＭＲ造影システムは、前記した多
数の理由で血管の造影には不適である。

先ず第１に、最初の技術を除く全ての技術は、三次元の
断面像を形成するのに使用されるが、これらは血管の造
影には適していない。血管は多数の１Ｌ面を通じて引き
回されており、各断面の評価には制約がある。Ｘ線血管
撮影として現在実施されている投影像形成は、血管の挟
挿の診断については明らかに好ましい方法であるとされ
ている。最初の論文のシステムの場合のように、投影Ｎ
　Ｍ　Ｒ像形成を考える場合には、介在する組織によっ
て像の有効性が著しく減少される。更に、これらの像は
、非常に長いデータ収集時間を必要とし、物体の動きに
よって著しい欠陥を招く。

ｒＮＭＲによる不＋Ｆｌ＋物体の血液流測定（Ｂｌｏｏ
ｄＦｌｏｔｙ　　Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ　　ｂｙ　
　ＮＭＲｏｆ　　ｔｈｅ　　Ｉｎｔａｃｔ　　Ｂｏｄｙ
）Ｊと題するジェイ・アール・シンガー（Ｊ、ｌ（，５
ｉｎｇｅｒ）代著の流れ測定に関する論文が、前記した
ＩＥＥＥＴｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｅ
ａｒ　５ｃｉｅｎｃｅの第１２４５−１２４９頁に掲載
されている。この論文においては、平均速度に比例する
スピンエコーの位相シフトに関する概念が提示されてい
る。シンガー氏は、位相感知及び包絡線検出の両方を使
用し、三次元造影技術を用いて、全体積の陽子密度及び
流れをマツプすることを提案している。これにより得ら
れる断面像は、密度及び流れの両方を示す。

前記したように、これらの造影に伴う主たる問題は、デ
ータ収集時間が非常に長く、それに関連した歪が生じ、
断面像で血管の疾病を診断することが比較的困難である
ことである。

１９８１年１１月のＡｍｅｒ、　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ
　Ｒａｄｉ。

！、ｏ　ｇ　ｙ第１３７巻、第８９５−９０１頁に掲載
された「水素の磁気共鳴特性：後部窓の造影について　
（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　　Ｐｒｏ
ｐｅｒｔｉｅｓ　　ｏｆ　　Ｈｙｄｒｏｇｅｎ：Ｉｍａ
ｇｊｎｇ　ｔｈｅ　Ｐｏ５ｔｅｒｉｏｒ　Ｆｏｓｓａ）
Ｊ　と題するアイ０アール・ヤング（丁、Ｒ，Ｙｏｕｎ
ｇ）氏等の論文に記載されそして断面造影のための現在
市販されている多くの装置に使用されている更に別の造
影シーケンスには、所望の平面を選択するための単一の
励起バーストが含まれる。このバーストは、Ｚ方向に勾
配が存在する中で生じる。従って、バーストの周波数は
、体積内の特定のｘｙ平面を選択する。

このバーストの直後に、ＦＩＤ信号が受は取られた時に
、２勾配がオフにされ、それに対して横の勾配が加えら
れる。これにより、この横勾配に対して直角な平面内の
各線が異なった周波数を生じる。断面造影の場合には、
横勾配を別の角度に回転するようにしてこのシーケンス
が繰り返される。

本発明の要旨である投影像形成の場合には、特定の励起
平面の投影を得るために、横勾配の存在中で単一の励起
が必要とされるだけである。

同じ発明者による米国特許第４，５２３，５９６号には
、或る体積内を移動する物体の二次元投影像を形成する
基本的な考え方及び方法が開示されている。これは、血
管を造影する非常に望ましい形式である。該特許には、
移動物体のみを造影し静止物体を打ち消すという多数の
方法が開示されている。これには、１８０’の反転信号
、２バーストの反転信号、種々の速度を表わす種々の時
間に収集した信号を差し引きすること、励起されている
領域に隣接した信号を受信すること及び動いている核か
ら生じる位相シフトの使い方が含まれる。

又、上記特許には、投影像を形成する種々の方法も記載
されている。これらの１つには、平面を励起し、その平
面を線積分の所要の配列に分解することが含まれる。

同じ発明者による米国特許出願第４６６．９６９号には
、血管内を流れる血液を造影する更に別の改良が示され
ている。これには、より効果的な励起システム、血管の
方向を区別し、投影される体積の選択された部分を造影
する方法が含まれている。

問題点を解決するための手段 本発明の目的は、人体内の血管のＮＭＲ投影像を形成す
ることである。

本発明の別の目的は、動きによる欠陥を回避するために
血管のＮ　Ｍ　Ｒ投影像を非常に迅速に形成することで
ある。

本発明による更に別の目的は、ＮＭＲ励起システムの非
均一性に拘りなく正確な血管像を形成することである。

ｆｍ−１１ｉ−に述べると、本発明によれば、全ての静
止物体の磁気モーメントを平衡状態に復帰させて静止物
体が全く信号を発生しないようにすると共に移動する物
体のみによって信号が発生されるようにする励起システ
ムが使用される。当該体積は、システムが弛緩するまで
待機せずに直ちに再励起することができる。対称的な励
起を使用した時には、それにより得られる像が高周波励
起の非均一性に対して比較的不感となる。血管の投影像
は、一度に１線づつ形成されるか、或いは１回の励起で
像全体が形成される。

実施例 本発明をより完全に理解するため、添付図面に関連して
幾つかの実施例を以下に詳細に説明する。

本発明の広い見地は、第１図を参照することによって最
も良く理解されよう。ここでは、人体の体積部１０内の
血管１１の像を形成しようとするものである。断面フォ
ーマットは血管の疾病を映し出す上であまり価値がない
ので、血管の投影像が形成される。

単純な投影像では、介在する全ての解剖学的構造しこよ
り血管１１を目に見えるようにすることができない。例
えば、器官１２のような介在する静止構造体が血管の妨
げとなる。Ｘ線調査においては、造影剤を注入すること
によって血管が分離される。本発明においては、ＮＭＲ
造影を利用し。

血管を通る血液の流動を用いることによって血管１１の
分離された投影像が形成される。プロセッサ１５は、体
積部１０の移動する物体のみの投影像を形成するのに用
いられる。従って、表示装置１６は、血管１１の撮影像
を映し出す。

米国特許第４，５２３，５９６号は、磁気共鳴を用いた
投影像撮影に関する基本的な特許である。該特許の１つ
の実施例においては、移動する物体のみを励起して静止
物体からの信号を打ち消すような励起を使用する打ち消
し励起方法が開示されている。本発明では、打ち消し励
起の改良された方法が提供される。これらの方法は、励
起の振幅が体積部の種々の部分で若干具なってもその正
味の影響を無視できるように、励起の均一性に対して裕
度を有している。又、励起中に、静止物体が平衡状態に
復帰される。これは、励起されたモーメントが弛緩する
のを待機することなく物体を直ちに再励起できるという
顕著な効果を有する。

例えば、改良されたＳＮＲについて更に別の励起を行な
おうとする場合には、Ｔ□に匹敵する時間待機せずに直
ちに行なうことができる。

第１図を説明すれば、２方向に通常０．１ないし２　Ｔ
ｅ５ｌａの主磁界Ｂｏを有する一般のＮＭＲ造影システ
ムが示されている。このシステムは、１組の制御可能な
勾配磁界Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚを有し、その各々は、ｘ、
ｙ及びＺと共に各々リニアに変化する磁界をＺ方向に与
える。これらは、適当なコイルによって供給され、これ
らコイルは１図示明瞭化のため省略されているが、多く
の前記した参考文献、例えば、「医療における核磁気共
鳴造影（ＮｕｃｌＣａｒ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏ
ｎａｎｃａ　Ｉｍａｇｉｎｇ　ｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ）
　Ｊに詳細に示されている。高周波コイル１３及び１４
は、比較的均一な高周波磁界を発生するように互いに接
続される。送信機能及び受信機能用として別々のコイル
対を使用できるが、ここでは、１つのコイル対が示され
ている。スイッチ１８は、送信モードと受信モードを切
り換えるのに使用される。スイッチが図示された位置に
ある励起モードにおいては、励起信号Ｈ□によって体積
部が励起される。励起の後に、スイッチが受信位置へ切
り換えられ、信号１９を受信してこれをプロセッサ１５
へ供給する。このプロセッサにおいては、体積部の投影
像が形成され、表示装置ｖｉ１６に送られて、静止物体
が全て除去された血管の投影像１７が形成される。

本発明の好ましい実施例が第２図に示されている。通常
の励起とは異なり、Ｈ工励起信号は、＋９０６そして一
９０″又はこれと反対のチップ角度を与える一連の２つ
のバーストより或る。このようにして、正味の磁気モー
メントが平衡状ｆフに復帰される。所望の平らな断面を
励起するために、正の部分２２及び負の部分２３を有す
る勾配Ｇｚが使用される。バース１へ２０及び２１の周
波数ω０が各々γＢＯに等しい場合には、Ｇｚ勾配コイ
ルのゼロ平面に対応する２＝０平而が励起される。この
励起は、前記したように、静止物体については乍衡状態
に復帰される。然し乍ら、血管内を流れる血液のような
移動物体は、完全な励起手順を受けず、従って、平衡状
態に復帰されず、ＦＴＤ信号２５を発生する。

従って、信号２５は、移動する血液のみによって存在す
るものである。プロセッサ１５は、この信号を処理し、
血管１１を含む体積部１０の二次元投影像を形成し、血
管像１７を形成する。投影像を形成する１つの手段が第
５図に示されている。ＦＩＤ２５より或る信号１９は、
４５においてフーリエ変換される。Ｇｘ勾配２４により
、ｙ軸に平行な２＝０平面の各線は、異なった周波数を
発生する。従って、フーリエ変換器４５からの各周波数
出力４６は、別々の投影線を表わす。これらの各々は４
７に記憶され、二次元投影像における線を形成する。

第２図の全シーケンスが繰り返されて、種々の２平面に
おける種々の線が形成され、投影像が完成される。これ
ら線の各々は４７に記憶され。

その後、全投影像が表示袋＠１６に送られる。２つの一
般的なやり方で種々の２平面を励起することができる。

先ず、各平面ごとにＢｏをΔＢだけ増加することができ
る。磁気回転比をγとすれば、同じ周波数ω０＝γＢｏ
で励起を続けようとする場合１次の式でグえられるΔ２
だけ変位した隣接平面が励起される。

Ｇｚ　　γ　　　　　　Ｇｚ 従って、１組のコイルを加えて主磁界を増加することに
より、一連の平面を励起して二次元投影像を形成するこ
とができる。主磁界の増加は、超伝導磁石においては困
難であると分かっている。この場合は、バースト２０及
び２１の周波数を変えることによって隣接平面を励起す
ることができる。

一方のバースト例えば２０がΔωだけ増加された場合に
は、他方のバーストの周波数を同じ量Δωだけ減少して
同じ平面を励起しなければならない。

励起される平面の変位量ΔＺは、次の式で与えられる。

γＧｚ これら両方の方法においては、一連の約１００ないし５
００の平面が励起され、図示されたように処理されて、
投影像が形成される。

第２図のシステムは、非均−な励起に対して大きな裕度
を有している。図示されたように、バースト２０及び２
１のチップ角度は公称＋９０゜及び−９０’であり、磁
気モーメントを平衡状態に復帰させる。非均−な励起に
より或る領域のチップ角度が９０６より大きいか又は小
さくなった場合には、両チップ角度が等しく作用するの
で、その正味の結果は本質的に影響を受けない。従って
、静止物体は平衡状態に復帰され続けて励起されず、そ
れにより生じる血管信号は無視できる程度の振幅変化し
か受けない。

励起バーストが第２図に示されているが、互いに逆であ
るような種々の励起を使用することができる。残本的に
、磁気モーメントは或る状態に励起され、次いで、或る
経路を経て平衡状態に復帰される。従って、第１の励起
が或る一般的なものＨｏ（ｔ）である場合に、第２の励
起は単に−Ｈ工（−１）であり、磁気モーメントをｔ′
Ｆ衡状前状態帰させる。又、バーストは、それらの積分
が逆の演算を行なう限り、完全に対象的である必要はな
い。

従って、例えば、第１の９０°バースト２０は、或る振
幅及びｄｌを有することができ、一方、第２の９０°バ
ースト２１は、２倍の振幅と半分の巾を有することがで
きる。バーストの巾及びそれらの間の時間は、検査され
ている血管の予想速度での血液流に対して得られる信号
を最大にするように調整することができる。

別の打ち消し励起解決策が第３図に示されている。ここ
では、静止物体の磁気モーメントが励起され、２πラジ
アンのチップ角度を用いることによって平衡状態に復帰
される。磁気モーメントは、完全な回転を受ける。Ｇｚ
勾配３１は、所望の平面部分を選択するように働く。Ｈ
工励起の包絡線３０は、双曲線状のセカンド波形を近似
する形状とされる。１９８４年８月のＰｒｏｃｅｅｄｉ
ｎｇｓｏｆ　　ｔｈｅ　　５ｏｃｉｅｔｙ　　ｏｆ　　
Ｍａｇｎｅｔｉｃ　　ＲＣｓｏｎａｎｃｅ　　ｉｎＭｅ
ｄｉｃｉｎｅの第３４２−３４３頁にディ・アイ・ホー
ルト（Ｄ９丁、Ｈｏａｌｔ）、エム・ニス・シルバー（
Ｍ、Ｓ、５ｊｌｖｃｒ）及びアール・アイ・ジョセフ（
Ｒ，Ｉ。

Ｊｏｓｃρｈ）によって掲載された「選択性の高い１８
０°パルス（Ａ　Ｉｌｉｇｈｌｙ　５ｅｌｅｃｔｉｖｅ
　１８０°Ｐｕ１．５ｅ）Ｊと題する論文に記載された
ように、この形式の励起により、励起の振幅変動に対し
てシステムが比較的不感にされる。

従来のシステムの場合と同様に、血液のような移動物体
は、全励起のうちの一部分しか受けないので、完全にｑ
−衡状態に復帰しない。その結果、移動する物体がＦＩ
Ｄ２４を発生し、これは、第５図について前記したよう
に読み出し勾配２４と共に血管１７の最終投影像におけ
る線を形成する。

再収束Ｇｚ勾配３２は、Ｚ方向の位相シフトを最小にす
ることによって移動物体の信号を増加することができる
。所要の全ての２平面を励起することによって投影像を
完成するために、Ｈ工に対して種々の周波数が使用され
る。

第２図及び第３図に示された両実施例では、磁気モーメ
ントが平衡状態に復帰されるので、改良されたＳＮＲと
して、励起された部分を直ちに再励起することができる
。静止物体も平衡状態に復帰し、その部分に流れ込む新
たな血液が励起され、信号を発生する。

第２図、第３図及び第５図に示されたシステムは、色々
な種類の血管造影に使用することができる。冠動脈のよ
うに血管が著しい心臓鼓動の影晋を受ける場合には、Ｅ
ＣＧ信号を用いて繰返しのシーケンスを心１藏鼓動と調
時することができる。

従って、投影像における次々の線を表わす各平面部分を
励起する状態で血管が本質的に同じ位置となる。然し乍
ら、心臓のリズムに乱れのある患者のような多くの場合
には、ＥＣＧによるゲート動作に頼ることができない。

第４図のシステムは、打ち消し励起に対する更に一般的
な解決策である。ここでは、問題とする体積全体を励起
することができず、投影像は、全体積部内の移動する物
体で形成される。前記したように、磁気モーメントが平
衡状態に復帰し、静止物体は信号を発生しない。体積全
体が励起されるので、単一のＦＩＤ（ｉ号２５の間に投
影像を再構成することができる。これにより、動きの作
用が完全に回避される。

この場合も、励起信号Ｉ−（□は、＋９０°のフリップ
角度バースト２０と、システムを平衡状態に復帰するた
めの一９０’のフリップ角度バースト２１とで構成され
る。これらのバースト中には、問題とする全体接部１０
が励起されるので、Ｇｚ勾配は不要である。然し乍ら、
或る場合には、励起される体積部を、磁界が比較的均一
な領域に制限することが所望される。これらの場合には
、小さなＧｚ勾配パルス３Ｓ及び３６を用いて、励起さ
れる体積を制限することができる。バースト２０及び２
１の周波数は、等しい。

基本的な速度のエンコード動作は、対称的な信号３７を
用いて勾配Ｇｊで行なわれる。Ｇｉという表示は、造影
しようとする血液流の一般的な方向であるように選択さ
れた一般的な勾配を指す。

従って、血管が一般的にＸ方向しこあるか、或いは大き
なＸ成分を有する場合には、ＧｉがＧｘに等しくなる。

Ｇｉは、主軸に対して或る角度にすることができる。速
度のエンコード動作は、移動物体が平衡状態に復帰しな
いように勾配３７中に生じる位相の進み又は遅れから生
じる。勾配Ｇの存在中を速度Ｖで移動する物体に対する
相対的な位相シフ１−〇は、次の式で与えられる。

ニーγＧ・ｖＴ２ 但し、Ｔは波形３７の各半分の巾である。従って、位相
シフトは、勾配と移動との間の角度のコサンと、速度と
に比例する。この場合も、静止状態では位相シフトが生
じず、平衡状態に復帰し、信号は発生しない。

従って、図示の励起シーケンスにより、体積内の血管を
流れる血液が勾配Ｇ１の方向の成分を有している限りこ
れが励起された。次いで、励起された移動物体の二次元
像が形成される。第４図において、２方向の投影性を形
成するものと仮定し、従って、Ｇｘ及びＧｙに対して異
なった勾配波形を用いて２方向における一連の線積分が
形成される。別の組みの空間的に直交する勾配を用いる
ことによりいかなる方向にも投影を行なうことができる
。勾配波形は、Ｇｘ勾配３９及びＧｙ勾配４０のように
色々な周波数の正弦波とすることができる。或いは又、
一方の勾配をＧｘ勾配３８のように一定とし、他方を正
弦波とすることもできる。

一般に、各勾配から生じる位相変調は、各勾配波形にお
いて直交しなければならない。

第６図を説明すれば、得られた信号１９即ちＦＩＤ２５
は、二次元の投影像１６を形成するように復調される。

この復調方法は、１９８５年、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　
Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄ
ｉｃｉｎの第２巻、第２９−４０頁に掲載されたエイ・
マコビスキ（Ａ　、　Ｍａｃｏｖｓｋｊ、）代著の「経
時変化勾配を用いた体積Ｎ　Ｍ、　Ｒ造影（Ｖｏｌｕｍ
ｃｔｒｉｃ　ＮＭＲＩｍａｇｉｎｇ　ＵｓｉｎｇＴｉｍ
ｅ−ＶａｒｉｎｇＧｒ：＋ｄｉｅｎｔｓ）　Ｊと題する
論文、並びに「同時ＮＭＲ造影システム（Ｓｉｍｕｌｔ
ａｎｅｏｕｓ　ＮＭＲＴｍａＨｉｎｇ　Ｓｙｓｔｅｍ）
Ｊ　と題する米国特許出願第４９９．１２８号に説明さ
れている。受信信号１９、即ちＦＩＤ２５は、次の式で
与えられる。

但し、Ｄｘ（ｔ）及びＤｙ（ｔ　）は、勾配信号Ｇｘ（
ｔ）及びＧｙ（ｔ　）の積分値である。Ｚ方向の理想的
な投影像ｐ　（ｘ、ｙ）は、次のように構成することが
できる。

ｐ　（ｘ＋ｙ）＝　／ｍ（ｘ＋ｙ＋ｚ）ｄｚこの像は、
無限の解像度を有する。本発明によって実際に得られる
投影像ｐ　（ｘｏ、ｙｏ）は、信号■（し）に勾配関数
に基づくカーナル（ｋｃｒｎａｌ）を乗算しそして次の
式で積分することによって得られる。

ｐ（ｘｏ＋ｙｏ）＝ｆｖ（ｔ）ｅｘｐｉ　ｙ［ｘｏｌ：
）ｘ（ｔ）＋ｙｏＤｙ（ｔ）］　ｄｔこれは、第６図に
示されており、ＦＩＤ信号１９は乗算器５０において記
憶された関数５１からの記憶された信号によって乗算さ
れる。信号１９は、直接作用することもできるし、標準
的な直角位相復調を用いて最初に復調することもできる
。最初に復調される場合には、記憶された関数は、各投
影像形成点ｘｏ、ｙｏに対して次のような式となる。

ｃｘｐ　ｉ　　γ［ｘｏＤｘ（ｔ）＋　　ｙｏＤｙ（ｔ
、）コ（ｆ１号１９がその元の搬送波形態に保たれる場
合には、これが、位相変調された搬送波信号である次式
で乗算される。

ｅｘｐ　ｉ　　Ｃ１）　Ｏｔ　　ｃｘｐ　ｉ　　γ［：
ｘｏＤｘ（ｔ　）＋　ｙｏＤｙ（ｔ　）コ乗算器５０で
の乗算に続いて、積分器５２で信号が積分され、各々の
投影像点が形成される。この演算は、通常、デジタルコ
ンピュータで実行される。各ｘｏ、ｙｏ点の計算された
投影値は記憶構造体５３に記憶され、次いで、表示装置
１６に表示される。前記の参考文献には、その他の色々
な方法が述へられている。これらの方法には、インパル
ス応答を改善するために勾配信号の高調波で■（０を乗
算することも含まれる。

第４図及び第６図について述べた方法では、移動物体の
投影像をｍ−の励起で形成することができろ。然し乍ら
、改良されたＳＮＲについては、シーケンス全体を数回
繰り返して得られた像を平均化することが所望される。

心臓の構造体を造影しようとする場合には、繰返しシー
ケンスをＥＣＧ信号と調時することができる。繰返しシ
ーケンスは、同一のものであってもよいし、インパルス
応答を改善するように若干変更することもできる。

例えば、各法々のシーケンスにおいて、勾配信号３９及
び／又は４０のスタート位相が変更される場合には、空
間周波数スペクトルがより完全に満たされ、側部ローブ
の小さいインパルス応答が得られる。或いは又、次々の
励起シーケンスにおいてＧｘ及びＧｙに対して別々の波
形を使用して同じ結果を１１）ることもできる。このよ
うに、体積部内の血管の適当な投影像を１回の励起で形
成できる一方、多数の励起を組合せることによって改良
されたＳＮＲ及び改善された解（ｆ＜度を得ることがで
きる。

前記の方法においては、所与の勾配信号Ｇ］３７を用い
て、移動物体がエンコードされる。所望ならば、勾配Ｇ
ｉ−を直交方向に切り換えて４すＪ作全体を繰り返すこ
とができる。例えば、血管がＸｙ平而面ある場合には、
Ｇｉを或ろ４１１１定の組みに対してＧｘに等しくしそ
して別の訓定の組みに対してＧｙに等しくすることがで
きる。このようにして、次のように他の各点における大
きさ及び角度を計算することにより血液流のせ及び方向
をシ・Ｖ価することができる。

ｌ　　Ｖｌ　＝、／’フ７ｘ＋％コ ０ｖ＝ｔａｎ　　ｖｙ／ｖｘ 第２図及び第３図のシステムは、静的な勾配２４を用い
て単一の投影線をデコードすることを示しているが、こ
れらのシステムは、Ｇｘに対する別の波形１例えば、正
弦波でも使用することができる。この場合、復調は第６
図に示すように行なわれるが、記憶された関数５１から
得られた乗算波形は、Ｄｘ（ｔ）のような−次元のみを
含むことになる。

各々の実施例において、像はＦＩＤ信号２５から導出さ
れた。これは、主として、幾つかの血管に存在する乱流
の作用を処理するために行なわれた。乱流が存在する場
合には、励起の比較的短時間後に、個々の磁気モーメン
トがコヒレント性を失うことになる。このため、できる
だけ早く情報が導出される。然し乍ら、多くの場合には
、乱流が芹しい問題となることはない。これらの場合に
は、１８０″チップ角度のバースト又は反転勾配を用い
て標準的なやり方でスピンエコー信号を発生することが
できる。これらのスピンエコーは、勾配に迅速な立上り
時間を必要とせず且つＦＩＤよりもｌ＋が長いので、取
扱いが容易である。スピンエコーを用いる場合、励起プ
ロセスは図示したものと同しであり、受信プロセスはス
ピンエコー中は図示したものと同しである。必要とされ
るものは、スピンエコー信号を発生するための更に別の
１８０°励起か又は勾配反転である。

或る局合しこは１分離された血管像を解剖学的な投影像
と組合せることが所望される。例えば、黒と白の解剖学
的な像の上に色を重畳したものとして血管を表示するこ
とができる。これを行なうために、励起インターバルの
みを変えて、図示されたものと同じ読み出しで別の像が
形成される。

例えば、第２図において、バースト２０のみを使用し、
バースト２１を除去し、静止物体を励起する。第；３図
においては、バースト３０が２πラジアンのフリップ角
度ではなく９０°の角度となるように変更される。第４
図においても、単一のバース１−が使用され、勾配Ｇ１
が除去される。これらは、各々、静止構造体を造影し、
血管像と混合することのできる解剖学的な投影像が形成
される。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の実施例を示す概略図、第２図は、本
発明の詳細な説明する１組の波形図、 第３図は、本発明の別の実施例を説明する１組の波形図
、 第４図は、全体積部を励起する場合の本発明の詳細な説
明する１組の波形図、 第５図は、本発明に使用する信号プロセッサの実施例を
示す概略図、そして 第６図は、信号プロセンサの別の実施例を示す（概略図
である。 １０・・・人体の体積部 １１・・・血管 １２・・・器官 １３．１４・・・高周波コイル １５・・・プロセッサ １６・・・表示装置　　１８・・・スイッチ２０．２１
・・・バースト −〇 二 Ｑ　　　　　　　　　　昏。 手続補正書く方式） ■、＄件の表示　　　昭和６１年特許願第１９１５８０
号３、　？ｉｔｉ正をする者 事件との関係　　出願人 ４、代理人 ５、補正命令の日付　　昭和６１年１０月２８日願書に
最初に添付した図面の浄書 （内容に変更なし）

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. （１）磁気共鳴を用いて或る体積内の移動物体の像を形
   成する方法において、 上記体積内の磁気モーメントを励起して静止物体が上記
   励起の後に受信される実効信号を発生しないようにする
   と共にそれらの磁気モーメントがそれらの平衡位置に復
   帰するようにし、これにより、移動する物体のみが実効
   受信信号を発生するようにし、そして これにより得られた受信信号を処理して上記体積内の移
   動物体の二次元投影像を形成することを特徴とする方法
   。
2. （２）上記体積内の磁気モーメントを励起する上記段階
   は、第１励起で上記モーメントを励起し次いで、第１励
   起とは逆の第２励起で上記モーメントを励起し、静止物
   体のモーメントを平衡状態に復帰させる段階を含む特許
   請求の範囲第１項に記載の方法。
3. （３）磁気モーメントを励起する上記段階は、２πラジ
   アンのフリップ角度励起で上記モーメントを励起して静
   止物体を平衡状態に復帰させる段階を含む特許請求の範
   囲第１項に記載の方法。
4. （４）励起インターバル中にゼロ平均の磁気勾配波形を
   上記体積に加える段階を更に備えた特許請求の範囲第１
   項に記載の方法。
5. （５）磁気共鳴を用いて或る体積内の移動物体の像を形
   成する装置において、 上記体積内の磁気モーメントを励起して静止物体が上記
   励起の後に受信される実効信号を発生しないようにする
   と共にそれらの磁気モーメントが平衡位置に復帰するよ
   うにし、これにより、移動する物体のみが実効受信信号
   を発生するようにする手段と、 これにより得られた受信信号を処理して上記体積内の移
   動物体の二次元投影像を形成する手段とを具備すること
   を特徴とする装置。
6. （６）上記体積内の磁気モーメントを励起する上記手段
   は、第１励起を行なう手段と、この第１励起の後に、第
   １励起とは逆の第２励起を行なう手段とを備えている特
   許請求の範囲第５項に記載の装置。
7. （７）上記励起を行なう手段は、実質的に２πラジアン
   のフリップ角度を与えるバーストを発生する手段を備え
   ている特許請求の範囲第５項に記載の装置。
8. （８）励起インターバル中に磁気勾配波形を発生する手
   段を備えている特許請求の範囲第５項に記載の装置。