JPS62129043A - 核磁気共鳴画像化方法ならびに装置 - 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】 Ｕ）　産業上の利用分野 この発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）画像化方法ならびに装
置に関する。

（ロ）　従来の技術 Ｎ　Ｍ　Ｒ画像化方法において、核のスピンは、検査中
の身体の選択された領域において優先的に励起され、次
いで該スピンは検出される。通常、優先的励起は、選択
勾配が励起中に与えられている、強力な、定常均一磁界
の存在する場合に、身体に無線周波数（ＲＦ）磁界パル
スを与えることによって、通常、達成され、そして選択
された領域の別々の部分からの信号が別々に識別される
ことを可能にするために、励起と検出の間におよび／ま
たは検出中に、なお別の磁界勾配が置かれる。

核スピンが身体内で励起される場合、それらは最初は同
位相であるが、印加磁界における不均一性および隣接ス
ピン間の相互作用の両者のために、すぐに位相コヒーレ
ンスを失ない始め、この現象はスピン−スピン緩和とし
て周知である。隣接スピンに、よるそれではなく、磁界
不均一性によるスピン−スピン緩和の効果は、いわゆる
スピンエコー技術によって除去することができるが、そ
の場合、励起後の適切な時間Ｔで、スピン軸は同時に反
転され、従って次の期間Ｔの後、スピン軸が反転される
時間まで位相コヒーレンスを失なっていたプロセスの反
転による磁界不均一性によってスピンは再位相合わせさ
れる。このようにして隣接するスピンの相互作用だけに
よるスピン対スピン緩和時間Ｔ２の測度を得ることがで
きる。

以下でバーン（Ｈａｈｎ）スピンエコー技術トシて引用
するが、Ｅ、Ｌ、Ｈａｈｎによって考案された周知のス
ピンエコー技術において、スピンエコーは、先ずＲＦパ
ルスを与えることによって達成されるが、それによって
体内の核スピンは印加定常均一磁界によって定められた
通常２方向と呼ばれる第１の平向方向から、該２方向に
対して９０°の平面、すなわちＸ−Ｙ平面に傾斜し、次
いで該スピンはＺ軸の周囲をＸ−Ｙ平面で歳差運動をす
る。このようなＲＦパルスは、明らかな理由から、以下
で９０°ＲＦパルスと称される。

バーンの技術は、第１パルス後の時間ｔＡで第２の９０
’ＲＦパルスを与え、そして第２パルス後の時間ｔＢに
おいて第３の９０’ＲＦパルスを与えることによって進
行するが、時間ｔＢはｔＡよシ大きくなっている。ＲＦ
パルスのこのシーケンスによって最初の′パルス後の時
間２ｔＡ。

ｔＢ＋２ｔＡ、２ｔＢ−２ｔＡ、２ｔＢおよび２ｔＢ＋
２ｔＡにおいて、それぞれ、一連の５つのスピンエコー
を発生する。

そのようなシーケンスによって、スピン−スピン緩和時
定数Ｔ２の有用な測定をすることを可能としており、従
って画像化技術において利用される場合には、種々のＴ
２の値を有する物質から成る身体の領域間において十分
な区別を行なうことができる。

画像化目的に対しては、検出されたスピンによって、ス
ピン格子緩和時定数、すなわち、スピンが励起の後、平
向方向、すなわちＺ方向に緩和に戻るのに要する時間で
あるＴ１の種々の値を有する物質から成る身体の領域間
における十分な区別を行なうことができるように、ｔＡ
とｔＢが選定されることが望ましい。この目的のために
、通常、ｔＢはｔＡよりかなり大きくされる。

残念なことに、バーンのスピンエコー技術ヲ、Ｔ１とＴ
２の情報を得るというＮＭＲ画像化プロセスに利用する
場合、好ましくない結果、より特定すればゴースト画像
がしばしば生ずるとされている。

（ハ）発明が解決しようとする問題点および作用本発明
の目的は、この難点が軽減されている、バー７スピンエ
コー技術を利用するＮＭＲ画像化方法を提供することで
ある。

本発明による核磁気共鳴画像化方法において、各ＲＦパ
ルス中、それぞれの選択磁界勾配が置かれて、身体の選
択された領域において優先的にスピンを励起するが、平
向方向を定める定常磁界が存在する場合、第１、第２お
よび第３の無線周波数（ＲＦ　）パルスを身体に順次に
与えることによって発生するスピンエコーの検出により
、得たデータから、身体の選択領域の表示出力が発生さ
れている。そして第２と第３のＲＦパルス・間の時間遅
延はスピン格子緩和時定数の種々の値を有する前記選択
領域の部分間での区別を行なうことができるようなもの
となっておシ、前記選択勾配によるスピンの位相ずれは
、前記第３ＲＦパルスの前に置かれた少なくとも１つの
別の磁界勾配によってだけ修正される。

この発明はまた、発明による方法を実現するよう構成さ
れた装置も提供する。

この発明は、バーンのスピンエコー技１２＞（Ｎ　Ｍ　
Ｒ画像化方法で利用される場合、良好なＴ１コントラス
トが必要とされる場合にそうなるように、ｔＢがｔＡよ
シ明らかに大きい場合、かなりの量の磁化が回復されて
、バーンシーケンスの第３Ｒ，Ｆパルスが与えられる時
間までに平向方向に存在していることを実現する。その
結果、所望のスピン（第３ＲＦパルスの直前に平向方向
以外の方向に存在する）の位相ずれを、第３ＲＦパルス
中に与えられる選択勾配によって修正するために、磁気
勾配が第３ＲＦパルス後に与えられる場合には、第３Ｒ
Ｆパルスの直前に平向方向に存在し、かつ、第３ＲＦパ
ルスによって励起される磁化の磁界エコーを発生するが
、該磁界エコーは所望のスピンエコー信号を妨害する。

に）実施例 次に添付の図面を参照しながらこの発明による方法と装
置について例を挙げて説明する。

この装置の大部分は、例えば、英国特許明細書筒１，５
７８，９１０号および第２．０５へ０７８号ならびに米
国特許明細書筒４２８４．９４８号および第４．３５５
，２８２号に説明されているような、従来の形式となっ
ている。

そのような装置の基本的要素は下記の通りでるる。

該装置は第１コイル装置を有し、それによって、通常、
Ｚ方向と呼ばれる所定方向で、３つの直交する方向すな
わちＸ、ＹおよびＺ方向のうちのいずれの１つ以上の方
向での勾西巨ヲ有して、検査しようとする身体に磁界を
与えることができるう 第１図では、第１コイル装置は、Ｚ方向で定常均一磁界
Ｂ。を与えるコイル１と３Ｘ方向で磁界勾配Ｇｘｔ”与
えるコイル５と、Ｙ方向で磁界勾配Ｇｙを与えるコイル
５と、および２方向で磁界勾配Ｇｚｔ”与えるコイル７
とを備えている。

さらに、該装置は第２のコイル装置を有しており、それ
によって第１コイル装置によって発生した磁界の方向に
垂直な平面において検査中の身体に対してＲＦ磁界が与
えられ、そしてそれによって、Ｚ方向とは別のスピンベ
クトル成分による核磁゛気共鳴に励起されていた、検査
中の身体における核から生ずるＲＦ強磁界検出され得る
。

第２コイル装置は、ＲＦ強磁界与える１対のコイル９Ａ
と９Ｂから成る第１コイル構成と、ＲＦ強磁界検出する
コイルＩＯＡと１ＯＢから成る第２コイル構成とを備え
ている。

各種のコイル１，３，５．７および９人と９Ｂは、Ｂｏ
、Ｇｘｙ、ＧｚおよびＲＦの各制御回路２１，２３゜２
５および２７のそれぞれによって制御された、Ｅｏ、Ｇ
ｘ、Ｇ、、Ｇ、およびＲＦの各増幅器１１゜１３．１５
．１７および１９によってそれぞれ、駆動される。これ
らの回路は様々の形をとり得るが、それらは、ＮＭ几装
置およびコイル訪導磁界を利用する他の装置について経
験のめる当業者には周知である。

回路２１，２３．２５および２７は中央処理ならびに制
御装置２９によって制御され、本装置に指令および命＋
を供給する入力ならびに他の周辺装置３１および表示装
置３６は該装置２９と関連している。

コイル１０Ａおよび１０Ｂによって検出されたＮＭＲ信
号は、増幅器３５を介して信号処理装置３７に与えられ
る。該信号処理装置は信号の適切な較正および修正を行
なうよう構成されているが、基本的には信号を処理なら
びに制御装置２９に送信し、そこでは信号は処理されて
表示装置に与えられ、検査されている身体におけるＮＭ
ＲＯ量の分配を表わす画像を発生する。

本発明の説明を明らかにするために別々に示されている
が、信号処理装置３７は、都合のよいことに、装置２９
の一部を形成し得ることが理解されるであろう。

本装置はまた、磁界測定ならびに誤シ信号回路３９を有
しておシ、該回路は増幅器４１を介して、磁界プローブ
Ｘ１　＋　Ｘ２　＋　Ｙ　１およびＹ２から信号を受信
するが、これらの磁界プローブは第２図に示されるよう
に検査されている身体４３に関して適切な位置に配置さ
れて、印加磁界を監視する。

次に、バーンスピンエコーを利用して身体の選択された
スライスｉＮＭＲ画像化するために、第１図と第２図の
装置ｔ操作する従来の方法について、第３図を参照しな
がら説明する。

検査しようとする身体は、先ず、該装置向風撮像しよう
とするスライスを含む身体の領域が、第１と第２のコイ
ル装置によって発生される磁界に従うように位置ぎめさ
れる。

次いで、定常磁界Ｂｏがコイル１によって２方向で与え
られるが、この磁界は、検査中の身体の領域で、すなわ
ちＺ方向に沿って、磁気整列のための平向軸を定める作
用をし、かつ、検査手続きの間中、一定のままである。

次いで、磁界勾配が、撮像しようとするスライスに直角
の方向で、コイル５．５あるいは７によって、適切に与
えられる。本実施例のためには、スライスはＹ−Ｚ平面
に置くようになっておシ、従って与えられた勾配はＸ方
向であシ、従って、第３図において、Ｇ１Ｘと表わされ
る。この勾配ＧＩＸが与えられている間、Ｂ、（９０°
）で表わされるＲＦ磁界パルスが与えられる。該ＲＦパ
ルスの周波数は、撮像しようとする身体のスライスにお
いて、典型的には水素陽子であるが、選択された陽子の
ラーモア周波数になるように選定される。磁界の強さ、
従ってスライスの外側の選択陽子のラーモア周波数は、
印加ＲＦパルスの周波数とは異なるので、スライス内部
の陽子スピンだけが、ＲＦパルスによって励起される。

ＲＦ　パルスの積分は、パルスが励起した陽子のス゛ビ
ンｆｔ９０°、すなわちこの場合、Ｚ方向からＸ−Ｙ平
面に、傾けることができるのに十分であるようなものと
なっており、次いでスピンはＺ軸の周り１Ｘ−Ｙ平面に
おいて歳差運動をする。

次いで、印加磁界勾配Ｇ１Ｘは除去され、そして逆勾配
−〇、′Ｘが印加されて、励起中のスライスにおける勾
配から生ずる位相ずれに対して、選択スライスにおける
スピンを再位相合わせするが、これは例えば、英国特許
明細書第１．５７８，９１０号および米国特許明細書筒
４，２８４，９４８号に述べられている。

第１’ＲＦパルスＢ１（９０°）後の時間ｔＡにおいて
、該第１ＲＦパルスに等しい第２Ｒ，ＦパルスＢ２（９
０’）が与えられるが、該パルスＢ２（９０°）は、第
１印加磁界勾配Ｇ１Ｘに等しい第２スライス選択磁界勾
配を伴なう。しかし、この場合、次の逆勾配によってで
はなく、勾配−０１Ｘに等しい前の逆勾配−Ｇ２Ｘによ
って、再位相合わせが実行される。

第２ＲＦパルスＢ２（９０°）後の時間ｔＢにおいて、
前の２つのＲＦパルスＪ　（９０’）およびＢ２（９０
°）に等しい第３のＲＦパルスＢ３（９０°）が与えら
れるが、ｔＢは、スライスにおける物質のスピン格子緩
和時定数Ｔ１の大部分となるよう選定され、かつ、ｔＡ
よりかなり大きくなっている。該第３パルスは、第１と
第４の印加勾配Ｇ１ＸとＧ２Ｘに等しい第３のスライス
選択磁界勾配０３Ｘ　’ｉ伴ない、そして、第１ＲＦパ
ルスＢｌ（９０°）の場合のように、再位相合わせ勾配
−Ｇ３Ｘがすぐ後に続く。

これまで述べてきたような方法によって、周知の態様で
、時間２ｔＡ、ｔＢ＋２ｔＡ、２ｔＢ−２ｔＡ。

２ｔＢおよび２ｔＢ−２ｔＡにおいてスピンエコーを発
生するが、第１と第２のスピンエコーＥ１とＥ２だけが
第３図に示されている。

画像化するためには、スピンエコー信号が、スライスの
種々の部分から生ずる信号を相互に区別できるような周
知の態様で符号化されねばならない。

このことは、励起後および、スピン検出の前および／ま
たはスピン検出中に、スライス平面における磁界勾配の
印加によって達成され、利用される特定勾配は、検出信
号から画像を構成するのに利用される方法に依存する。

例えば、二次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）技術を利用し
て画像を構成する場合、第３図に示されるように、第３
ＲＦパルスＢ３（９０’）後に与えられる位相符号化磁
界勾配パルスＧＩＹおよび、第２スピンエコー信号の検
出中に与えら扛る周波数符号化磁界勾配Ｇ１ｚによって
、第２スピンエコー信号を符号化することができる。画
像のための完全なデータセット’に得るために、励起と
検出シーケンスが、位相符号化勾配ＧＩＹの種々の値に
よって何回も繰返される。

投写画像構成技術が利用される場合、スピンエコー検出
中の周波数符号化勾配だけが利用され、励起と検出シー
ケンスはスライスにおける符号化勾配の棟々の方向に対
して繰返される。

他のスピンエコー信号が検出され、画像を構成するため
に利用さ詐るような場合には、もちろん、第３図の点線
で示される位相符号化勾配パルスＧ２Ｙおよび周波数符
号化勾配Ｇ２Ｚによって指示されるように、同様な符号
化勾配が利用されてこれらの他のスピンエコーを符号化
しなければならない。

印加同波数符号化勾配によるスピンエコーの時間シフト
を回避するために、第３図に示されるように、Ｚ方向で
なお別の勾配ｏ、ｚ　、　−０４Ｚおよび−Ｇ５ｚが周
知の態様で与えられることができる。

例示して説明しようとする本発明による方法では、段階
のシーケンスは、第４図で示されるように、回位相合わ
せ勾配−〇、′Ｘが省略され、そして回位相合わせ勾配
−Ｇ、′Ｘと−Ｇ　２Ｘの積分が変っている以外は、第
３図に示される通りである。

勾配−Ｇ１′Ｘと−Ｇ２Ｘは、これら２つの勾配の部分
の和だけで、第１ＲＦパルス８１（９０°）によって最
初に励起したスピンの選択勾配Ｇ１Ｘ。

Ｇ　２　ＸおよびＧ３Ｘによシ発生する位相ずれに対し
て、必要な回位相合わせを行うのに十分なものとなるよ
う選定される。従って、第３ＲＦパルスＢ３（９０°）
後の第３の回位相合わせ勾配はもはや必要ではない。

第３Ｒ，Ｆパルス後の第３の回位相合わせ勾配を省略す
ることによって、第３ＲＦパルスの直前にＺ軸と整列さ
れそして第３Ｒ，Ｆパルスによって励起された、すなわ
ちＸ−Ｙ平面に傾斜したスピンの回位相合わせを妨げる
。回位相合わせされない結果、そのようなスピンは、第
２スピンエコーが形成するかなシ前に、完全に位相ずれ
となっておシ、従って検出されることはない。

これに関連して、第１ＲＦパルスによって励起されそし
て第３ＲＦパルスの直前にはＺ方向に緩和されなかった
スピン、すなわち所望のスピンは、前の回位相合わせ勾
配−Ｇ１′Ｘおよび−Ｇ２Ｘに依存する第３ＲＦパルス
の直前に、なお相対位相を有していることが理解される
。従って、所望のスピンは、勾配−Ｇ１′Ｘと−Ｇ２Ｘ
’ｉ適切に選択することによって、第３ＲＦパルス後に
回位相合わせするよう配置することができる。

本発明による方法において、ノ・−ンスビンエコー技術
を利用する周知の画像化方法で経験したように画像にひ
ずみを生じさせることなく、取得した画像に含まれるＴ
１情報を強化しようとする意図で、期間ｔＢを選択でき
るということが理解されるであろう。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明によるＮＭＲ画像化方法を実現する装置
の構成、第２図は第１図における被検査体およびプロー
ブの配置図、第３図はバーンスピンエコー技術を利用す
る従来のＮＭＲ画像化方法において実行される段階のシ
ーケンスを示す線図、そして第４図は本発明による方法
において実行される段階のシーケンスを示す想図である
。 図中、１，３，５．７および９Ａと９Ｂそれに１ＯＡと
１０Ｂはコイル、１１．ｉ３，１５．１７および１９は
ＲＦ駆動増幅器、２１，２３．２５および２７はＲＦ制
御回路、２９は中央処理ならびに制御装置、３１は周辺
装置、５３は表示装置、３５は増幅器、３７は信号処理
装置、３９は磁界測定ならびに誤り信号回路、および４
１は増幅器をそれぞれ示す。 特許出願人　　　ピカー　インターナショナル　リミテ
ッド図ｉ′Ｘｉｉのｒ’　＋、、、　、’　ｌ　ｉ’　
ｆ　＋　、’４−．°ｉに′り・Ｔなし）手続補正書（
方式） 昭和６１年１２月δ日 特許庁長官　黒　１）明　雄　役 １　事件の表示 特願昭６１−２０５００７号 ２　発明の名称 核磁気共鳴画像化方法ならびに装置 ３　補正をする者 事件との関係　　　　　　　特許出願人名称　ピカー　
インターナショナル　リミテッド４　　代　　理　　人
　　　　　　　　　　　　１住所　〒１００東京都千代
田区丸の内２丁目４番１号丸ノ内ビルヂング　７５２区 電話２−０１−３４９７．２１４−６８９２　　　　　
　Ｔ−７−３氏名　弁理士（７９９８）飯　１）沖　行
・、、、、１．、、、、冨“１５　手続補正指令の日付
　昭和６１年１１月５日（発送日昭和６１年１１月２５
日） ６　補正の対象　　　　　　゛−゛ 図面の浄書（内容に変更なし） 、） ７　補正の内容 別紙のとおり

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）核磁気共鳴画像化方法において、各第１、第２お
   よび第３の無線周波数（ＲＦ）パルス（Ｂ１（９０°）
   、Ｂ２（９０°）およびＢ３（９０°））の間、各自の
   選択磁界勾配（Ｇ＿１Ｘ、Ｇ＿２ＸあるいはＧ＿３Ｘ）
   が置かれて選択された身体の領域において優先的にスピ
   ンを励起する、平向方向を定める定常磁界が存在する場
   合、第１、第２および第３のＲＦパルス（Ｂ１（９０°
   ）、Ｂ２（９０°）およびＢ３（９０°）を身体に、順
   に、印加することによつて発生したスピンエコー（Ｅ１
   、Ｅ２）の検出によつて得たデータから、身体の選択さ
   れた領域の表示出力が発生され、第２と第３のＲＦパル
   ス（Ｂ２（９０°）とＢ３（９０°））の間の時間遅延
   （ｔＢ）はスピン格子緩和時定数の種々の値を有する前
   記選択領域部分間の区別を可能としているようになつて
   いる前記核磁気共鳴画像化方法は、前記選択勾配（Ｇ＿
   １Ｘ、Ｇ＿２ＸおよびＧ＿３Ｘ）によるスピンの位相ず
   れが、前記第３ＲＦパルス（Ｂ３（９０°））の前に置
   かれた少なくとも１つのなお別の磁界勾配（−Ｇ＿１Ｘ
   、−Ｇ＿２Ｘ）によつてのみ修正されることを特徴とす
   る前記核磁気共鳴画像化方法。
2. （２）特許請求の範囲第１項記載の方法において、前記
   ２つのなお別の磁界勾配（−Ｇ＿１Ｘおよび−Ｇ＿２′
   Ｘ）は前記第１と第２のＲＦパルス（Ｂ１（９０°）、
   Ｂ２（９０°））の間に置かれた選択勾配（Ｇ＿１Ｘお
   よびＧ＿２Ｘ）のそれぞれ１つに各々関連して置かれて
   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、前記
   なお別の勾配（−Ｇ＿１′Ｘ、−Ｇ＿２′Ｘ）はそれぞ
   れの関連選択勾配の前の１つ（−Ｇ＿２′Ｘ）および該
   関連勾配の後の１つ（−Ｇ＿１′Ｘ）のように置かれる
   ことを特徴とする、前記核磁気共鳴画像化方法。
4. （４）核磁気共鳴画像化装置であつて、前記特許請求の
   範囲のいずれか１項記載の方法を実行するように構成さ
   れていることを特徴とする前記核磁気共鳴画像化装置。