JPH03131231A - 原子核磁気共鳴による三次元映像方法 - 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） 本発明は原子核磁気共鳴による映像方法に関する。

本発明は特に臨床試験に対する原子核磁気共鳴による三
次元医学用映像方法に関する。

原子核磁気共鳴による映像は、異なる生物学的組織の間
に本質的に大きなコントラストを与える技術であり、Ｊ
コーグラフイーおよびＸａによるラジオグラフィーの如
き他の臨床試験技術とは異なるものである。

（従来の技術） １　　１３　　２３　　　３１ ト１．　　Ｃ，Ｎａ、　　Ｐおよび１９Ｆの如き、ある
型の原子核が磁界の前で原子核磁化を有することは周知
である。これは身体を！ｉ界内に置いた時に、この型の
原子核の少なくとも一つを含む身体が巨視的な磁化を表
わすためである。

静磁界内にある身体の磁化は、この磁界の中で身体の熱
平衡状態を表わす。いわゆる励磁の電磁波を受ければ、
プロトンの如きある秤の原子核自体が正確な周波数を有
する電磁波を発生する。この現象は“原子核磁気共鳴”
として知られており、かつラーモアと称される式によっ
て表わされる。

−チ　　　　　　　　　　−艷 ω０−−γ８゜ 式中γは各型の原子核の磁気回転特性比、ω０はラーモ
アの周波数に対応する磁化の角速度、Ｂｏは強さが８゜
なる静磁界。

なお、静磁界Ｂ。の中に置かれる異なる型の原子核に対
しては共鳴周波数または対応するラーモア周波数は相互
に異ったものとなる。したがって一つの型の原子核は、
もしこれが身体の中の他の型の原子核によって囲まれる
場合には、別個の態様で研究することができる。

原子核磁気共鳴による映像の原理は次のにうに線図的に
要約することができる。

ラジオ周波数の領域内にある回転または可変磁界、ある
いはパルスの形をなした電磁波を加え、静磁界内の熱平
衡外にある原子核を励起する。これは初期平衡位置に対
する磁化の偏倚によって表わされる。励起磁界が抑圧さ
れた後、磁化はその初期の平衡状態に復帰し、かつ共鳴
信号を伝達する。この信号の振幅は今考えている原子核
の密度によって決まり、かつ弛緩の時定数は磁化の平衡
への復帰を持仏づける。共鳴信号はたとえば身体の近く
に置かれたボビンの中に誘導される電流によって測定す
る。この測定信号は身体の数値的像を再構成する段階に
おいて情報技術により処理される。

共鳴周波数は静磁界の局部的強さに比＠づる。

磁界グラジェントを静磁界に重ね、身体の基本的容積の
空間的位置と、この基本的容積から発出する信号の周波
数との線形関係が得られるようにする。このようにすれ
ば共鳴信号の周波数のスペクトルを分析し、対応する基
本容積に対する情報を得ることができる。この信号分析
法としては、特に“磁気共鳴ジャーナル”（１９７５年
刊、６９頁。

１８１）　！、：記載されティるＡ、にＬｌｌａｒ他と
、”ＩＥＥＥ、Ｎ５−２９’　（１９８２年刊、４９３
）に記載されているＩｔ、　Ｂ、　Ｓｏｎｇ他とによっ
て開発されたフーリエ変換方法がある。

このようにして得られた情報はある数の励起サイクルと
、測定とを行った後、たとえば選択された切所面により
、ｖＡ察せんとする身体の内部を可視化する数値的像の
形成に使用することができる。

原子＠磁気共鳴による映像は生物学的組織に対する非破
壊技術である。臨床山域におけるその使用は原子核磁気
共鳴による医学的映像として知られおり、特に人間また
は動物の身体の中に大量の水１」２０が存在することに
よって開発されたものである。この場合良く考えられる
原子核はプ［１トン１日である。

実際上、臨床試験に使用される医学的映像の標準技術は
いわゆるスピンエコー法に槙づくものである。この方法
によれば静磁界の欠陥に起因１′る問題を効果的に解決
し、像の中における生物学的組織のフントラストを高め
ることができる。したがってこの方法によれば、品質の
優れた臨床像、特に患者の中枢神経システムの像を得る
ことができる。医師はこの様な像を診所に利用ｔ８゜し
かしながらこの標準技術は時間を要するために不利であ
る。実際上、試験を実施する時の露出時間は、患者の検
査せんとする部分の断面に対応する二次元像を得るため
には数分程度の時間を必要とする。

したがって像を得る時のこの緩慢性は検査装置の使用時
間に起因して直接検査費用を高めると共に、検査を受け
る時の患者の不快感を大にする。

さらに露出時間中にお【プる患者の運動全体が子供の自
発的なものであれ、呼吸器、心臓またはぜん動に基づく
ものであれ、除去の困難な人工像を発生せしめ、かつこ
の技術の応用範囲を著しくせばめる。

露出時間を短縮する１、：めに、最近においていくつか
の高速技術が考えられている。しかしながらこれら高速
技術の多くのものはまだ時間がかかり実際には使用し得
ない。

臨床試験に使用されてい耐幾分許容可能な高速技術はい
わゆる励起角度の小さな高速技術（“〕ラッシュ″また
は“高速小角度ショット″として知られている）に基づ
くものである。この方法は磁化励起を高速度で繰返えす
ことによって、露出時間を標準技術に対して係数１００
だけ短縮することができ７る。なお前記方法はその実施
に際して、補足的な技術上の拘束は受けない。

しかしながらこの技術は磁界の欠陥には敏感である。−
膜内にこの技術は人工像を形成し、かつ像のコントラス
トを中程度のものとする。今までのところこの高速技術
は、臨床試験のための像を得るにはその使用に多くの制
限がある。

（発明が解決しようとする課題） 本発明の目的は比較的速度の大なる原子核磁気共鳴によ
る映像方法にして、欠陥のない、しかも良品質のコント
ラストを有する像が得られるようになった方法を供する
ことである。

本発明の他の目的は診察室または病院内の映像装置に対
し、簡単な原子核磁気共鳴によって、三次元医学用映像
方法を使用し得るようになすことである。言うまでもな
く本発明は診断の１方法を形成するばかりでなく、後で
医師が診断書を作成づる時に利用し得るような像が簡単
に得られるようにすることである。

（課題を解決するための手段） 静磁界内に置かれた身体を検査するだめの、本発明の原
子核磁気共鳴による映像方法は逐次的に行われる次の如
き段階からなっている。

静磁界に、これに対して垂直な励起磁界にして、該静磁
界の上に置かれた身体を構成する原子核型の共鳴周波数
とほぼ等しい角度で該静磁界のまわりを回転する励起磁
界を加え、この時前記励起磁界が第１パルスの形で加え
られ、該パルスの振幅および持続時間が、静磁界内の身
体に誘導された磁化を、静磁界内のその初期平衡位置に
対して９０度から１８０度までの間の角度で傾動させる
ように選択されている段階、 三次元座標の各軸にしたがって、磁界グラジェントの一
つのパルスを加え、この時前記−つのグラジェントが所
定の振幅と持続時間とを有づる読取りグラジェントであ
り、二つの他の磁界グラジェントが位相コード化グラジ
ェントとなるようにされている段階、 各磁界グラジェントの第２パルスを加える段階、励起６
！ｉ？＃の第２パルスを加え、磁化を再び１８０度傾動
さするようになった段階、 各磁界グラジェントの第３パルスを加える段階、他の二
つの磁界グラジェントの欠除した状態で読取りグラジェ
ントの第４パルスを加える段階、読取りグラジェントの
第４パルスの間で磁化によって伝達された信号を測定し
、測定した信号を適当な装置によって処理し、数値的像
を形成し得るようにする段階、 跣取りグラジェントの第５パルスを加え、同時に他の二
つの各磁界グラジェントの第４パルスを加える段階、 前記シーケンスを繰返えし、各繰返えしを行う度びに、
位相コード化グラジェントの一つのものの、第１パルス
の持続時間および振幅を倍加することにより、たとえば
レベルの跳躍により、または振幅、すなわち一つの繰返
えしと他の繰返えしとの間で不安定にかつ独立して変化
する読取りグラジェントの第２．第３および第５パルス
と、位相コード化グラジェントの第２．第３および第４
パルスの振幅の増分とによって形成される範囲を変える
段階。

三次元座標は任意の方法を身体検査の要求の関数として
表わすことができる。

第１励起パルスの半持続時間と、第２励起パルスの半持
続時間とを分離する時間は、第２励起パルスの半持続時
間と、測定信号の振幅が最大となる瞬間とを分離する時
間とほぼ等しくなるようにすることが望ましい。

特に有利な態様は、読取りグラジェントの第１パルスの
持続時間と振幅との倍加によって形成される範囲が、パ
ルスの初めと、測定信号の振幅が最大となる瞬間との間
に含まれる跣取りグラジェントの第４パルスの１部分に
対応する範囲と等しくなるような時に得られる。シーケ
ンスが！Ｉ返えされる度びに、磁界グラジェントの各第
２パルスの範囲はなるべくは対応する磁界グラジェント
の第３パルスの範囲ど等しくなるようにされる。

振幅の不安定な磁界グラジエントの少なくとも一つのパ
ルス群は次の式を満足させるようになっている。

ｒ　（Ｇｘｔ、Ｄｘ−１−Ｇ、ｔ、Ｄｙ　＋Ｇ、ｔ、Ｄ
ｚ　）≧２π　　　　　　　　　　　　（Ｉ）式中γは
今考えている原子核型の磁気回転特性比、Ｇｘは跣取り
グラジエントパルスの振幅、Ｇ、、Ｇ、は各位相コード
化グラジェントパルスの振幅、１−　。１，１．は各グ
ラジェントパルｙ スの持続時間、ｌ）ｘ　、　ｌ’）ｙ　、　［）ｚは身
体の今考えている基本的容積の側部。

ボクセルと称される基本的容積は方法の分解能によって
決定される。ボクセルの像はビクセルと称される。−膜
内には二次元像は２５６Ｘ２５６ビクセルによって構成
され、かつ三次元像は３２Ｘ２５６Ｘ２５６または６４
ｘ１２Ｂｘ２５６ビクセルによって構成される。

励起磁界の第１パルスによる磁化の傾動角はなるべくは
一定どされ、一つの繰返しと他の繰返（）との間で変化
１ノないようにされる。

身体の部分的検査を行なわんとする場合には、身体の決
定された容積だけを励起づ−るにうになすことができる
。この時はシーケンスを繰返１度びに、かつ磁界グラジ
エンｉ・の第１パルスの舶に、三次元座標の軸の少なく
とも−っの軸にしたがって、パルスの第１部分の形で選
択グラジＩントを加え、この時は磁化の第１パルスを加
え、次いで振幅の符号がパルスの第１部分と反対なパル
スの第２部分を加える。励起磁界の第１パルスの半持続
時間後のパルスの第１Ｎｓ分の範囲は、なるべくは選択
グラン１ントパルスの第２部分の範囲とほぼ等しくなる
ように４ることが望ましい。

本発明は添ｆＮｊ図面によって次に説明覆る実施例によ
りさらに良く理解することがぐきる。

（実施例） 本発明を理解し易くするため＋＝、静磁界装置の軸線方
向に対応４る静磁界に平行へ方向４．１縦方向どして示
され、かつ第１ａ図および第１ｂ図においては垂直に表
わさ４１でいる。静ｔｎ界に垂直な面は横向と１ノで示
されている。

第１ａ図および第１ｂ図に承される如く、自体がたとえ
ば大量の１０−ヘンを含んでおり、この身体を縦方向静
磁界Ｂ０の中に導入する時には、該静１ｉ４１！Ｍ　Ｂ
　　と平行なマクロ磁化Ｍｏが生じる。この磁化Ｍ　の
強さは静磁界Ｂ。の強さと、身体の中に含まれるプロト
ンの数とに比例する。Ｍｏは静磁界内に、４３する身体
のプロトンの熱ＩＪ−衡を表ねＪ−０ ｍ界Ｂ　　、’ｔ’、ｉｔ）’５ｔｉｉｔｌｉｉ４ｖＡ
界ヲ、Ｎｔａ界Ｂ。に重直に加える。この励起磁界は横
向内において静磁界のまわりを、第１ａ図の点線および
矢印によって示される如く回転１゛る。１Ｊ起！ｌ専の
回転速度は、ラジオ周波数の領１成、およびなるべくは
静１界Ｂ。内の、ブＤ１−ンの共鳴周波数に近い、また
はこれに等しい周波数に対応する。

励起磁界１３１はパルスの形で加えられ、この時身体の
磁化Ｍはその初期平衡位置ＭＯから離れ、かつ縦方向の
まわりにおいて強制的なすりこぎ連動を行うようになる
。励起パルスの終りにおいて瞬間的磁化Ｍと、初ｆｌＪ
Ｉ磁化Ｍ。との間に形成される角度αは傾動角と称され
、励起パルスＢ、の振幅と、パルスの持続時間ｔとに比
例する。

励起磁界［３１が除去されれば、ｋｌ化Ｍは静磁界Ｂｏ
の作用により、その初期平衡Ｍ。に復帰する頭内をｈ′
１ｊ−るようになる。この磁化Ｍの平衡復帰運動は減衰
自由づ゛りこぎ運動であり、弛緩運動とも称される。

磁化Ｍは常に横の成分Ｍ　と縦の成分Ｍ２とに×ｙ 分解される。この時減衰自由づ゛りこぎ運動は時定数Ｔ
１を有する縦弛緩連動と、時定数Ｔ２を有する横弛緩運
動とに分解される。

原子核磁気共鳴による身体の映像は主として静磁界Ｂ　
におけるその’ＩＬｌ！ｉ　ｔａ化Ｍｏと、縦弛緩時定
数Ｆ１および横弛緩時定数１２とに応じて構成される。

このようにして得られる象のコントラストはプロトンの
密度と、弛緩時定数Ｔ１およびＴ２との１１！ｉ数であ
る。

第２図は本発明の特定のシーケンスにして、品質の優れ
たコントラス１−と、比較的短い露出時間とを有する三
次元像を形成し得るシーケンスを示す。第２図に示され
た事象は逐次図の左から右に起り、“８１Ｎは励起磁界
を表わし、“信号″はシーケンスの間に測定し得る伝達
信号を、“Ｇｘはいわゆる読取りと称される磁界グラジ
ェントを、“Ｇ　”および“Ｇ２”はいわゆる位相コー
ト化と称される磁界グラジェントを表わす。

ラーモアの関係によれば、ラーモア周波数または共鳴周
波数は磁界の強さに比例するようになる。

原子核磁気共鳴による映像は、観察せんとする身体の中
の信号を空間的に局部化する必要がある。

この信号の空間的局部化は磁界の局部的強さの関数であ
るラーモアの周波数による空間的区別によって表現され
る。この空間的区別は何れかの方向において、該方向に
形成される磁界グラジェントによって得られる。したが
って三次元の区別には、三次元座標の軸に沿った三つの
非共面方向に向く三つの磁界グラジェントを必要とする
。

容積単位の励起を得るためには、伝達信号は容積全体内
の全体的信号であることが必要である。

フーリエ変換技術によれば位相および周波数をコード化
し、磁化の空間的配分を再構成してこの空間的配分を数
値的像として表わし得るようになる。

像を得るためには多数の測定を行う必要がある。

第２図に示されたシーケンスは測定を行うために有効で
ある。このシーケンスは二次元または三次元の像を得る
ために必要な回数だけ繰返えす必要がある。相次ぐ二つ
の繰返えしを分離する時間は繰返えし時間Ｔｒと称され
る。

第２図に示される如く、本発明によれば一つの繰返えし
に対するシーケンスは、振幅が８１、持続時間が大なる
第１励起磁界パルス１によって開始される。この第１励
起パルスの目的は磁化Ｍを傾動角α、すなわち９０度よ
り大で１８０ｆｆｉ（よりは小さな角度だけ傾動させる
ことである。

第１励起パルス１を加えた後、三次元座標の三つの軸に
したがって同時に第１パルス２．３．４の形をなした三
つの磁界グラジェントを加える。

この三次元座標は直交するようになすことができ、かつ
試験の要求に応じて任意に方位せしめることができる。

磁界グラジェントＧｘ、Ｇ、およびＧ２の第１パルス２
．３．４は、磁界の強さによる、身体の三次元空間的区
別を可能にする。

読取り磁界グラジェントＧ　の第１パルス２は適当に測
定された振幅と持続時間を有し、この値はシーケンスの
一つの繰返しと、他の繰返えしとの間において一定であ
る。位相コード化グラジェントＧ、およびＧ２の１１パ
ルス３．４はそれぞれひとつの繰返えしがら他の繰返え
しへの増分にしたがって変化し得る一定の持続時間と振
幅を有するようになすことが望ましい。第２図に示され
る如く、実線で表わされたＧ、およびＧ２の第１パルス
３．４は、シーケンスの図示の繰返えしに対しては、Ｇ
　の第１パルス３の振幅は正であり、■ 一万Ｇ２の第１パルス４のＴＸｔ＋は負である。水平の
点線は、シーケンスの他の繰返えしに対しては、振幅の
異なるレベルのＧ、およびＧ２の得られることを線図的
に表わしたものである。

第１磁界グラジエントパルスを加えた後、前記各グラジ
ェント６）磁界グラジエント（Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧ２
に対する第２パルス５．８および７を加える。この第２
グラジエントパルスは陰影を付した矩形によって表わさ
れ、一つの繰返えしと他の繰返えしとの間で、これら各
パルス５，６および７の振幅は不安定に、かつ相互に無
関係に変化し、一方これら各パルスの持続時間は一つの
繰返えしと他の繰返えしとの間で一定であることを示し
ている。図示の実施例においては実線は、選択された繰
返えしに対しては、読取りグラジェントＧｘの第２パル
ス５は正であり、一つの位相コード化グラジェントＧ、
の第２パルス６の振幅は負の値の中では最大であり、か
つ他の位相コード化グラジェントＧ２の第２パルス７の
振幅は正の最大値に達することを表わしている。

次に励起磁界Ｂ１の第２パルス８を加えるが、このパル
スの振幅および持続ｖＩ間は、磁化Ｍがこの磁化パルス
８の終りに再び角度１８０度だけ傾動するようになって
いる。この例においては第２励起パルス８の振幅は第１
励起パルス１の振幅と等しい。

次に各磁界グラジエンＩ−６）磁界グラジエント（Ｇｘ
、Ｇｙ、およびＧ２に対する第３パルス９，１０および
１１を加える。

この例においては各第３パルス９．１０．＋５よび１１
の振幅および持続時間は、対応する第２パルス５．６お
よび７の振幅および持続時間に等しい。

磁界グラジェントの第２および第３パルスの６対５およ
び９．６および１０．Ｌｉ２よＧ１１は時間の尺磨２に
ａ３いて、第２励起パルス８に対して対称となるように
することができる。

第３磁界グラジエントパルスを加えた後、位相コード化
グラジェントＧ　およびＧ２のない時に、■ 読取りグラジェントＧｘの第４パルス１２を加える。こ
の読取りグラジェントの第４パルス１２の闇に、信号１
３の測定を行う、、観察時において測定された信号１３
は適当な情報装置、たとえばフーリエの変換技術によ７
て処即され、続いて記憶され、熟練技術名にとって公知
の態様で像の再構成に使用し得るようにされる。

読取りグラジェントＧｘの第４パルス１２の持続時間は
ＩＳ２察時間■。と１ツて表わされ、この例の場合は読
取りグラジエントの第１パルス２の持続時間の２倍に等
しく、第４パルス１２の振幅は跣取りグラジェントの第
１パルス２の振幅に等しい。

信号１３の測定後、シーケンスの次の繰返え１ノが行わ
れる前に、同時に読取りグラジェントＧｘの第５パルス
１４と、各位相コード化グラジ１ントＧｙ、Ｇ、の第４
パルス１５．１６が加えられる。第２および第３１ｉｆ
＆界グラジエンｌへパルスの場合と同様に、陰影部分に
よって表わされたこれらパルス１４．１５および１６は
それぞれ一定の持続時間と、一つの繰返えしと伯の繰返
えしとの間で不安定な、かつ相互に独立した振幅とを有
１．でいる。各パルス１４．１５および１６の持続時間
は相互に同じものまたは異なるものとなづことができる
。

二つの各励起パルス１および８の半一持続時間を分離す
る時間が、第２励起パルス８の半一持続時間と、信号１
３が最大振幅を表わ１′瞬間とを分離する時間に等しい
ことに注意することが重要である。第１励起パルス１の
半一持続時間と前記瞬間との間の時間はエコー時間Ｔ。

と称される。

このような選択を行うのは主と１ノで次のような理由に
よる。静磁界Ｂ。は実際上、均一性の欠除を表わす。プ
ロ１−ンの化学的環境は同様に静磁界Ｂｏに投影効果を
表わし、したがって信号スペクトルの化学的位相推移と
称される現象を発生させる。静磁界の欠陥と、プロトン
の化学的位相ずれとは特に磁化の構成分の中に位相ずれ
を発生させる。ｆ４々の理由によって磁化の構成分Ｍ、
の変化を有効に測定し得ない場合には、この位相ずれは
測定に誤差を導入し、特に像の強さに歪みを発生させる
ようになる。

この望ましからざる効果を除去１−るために、エコー時
間Ｔ。の半分に近い時間間隔にＪ二つて分離された二つ
の励起パルス１および８を加える。第１励起パルス１は
磁化を角度αだけ傾動させる。

このようにして得られた磁化の構成分は時間が経過する
に連れて次第にその位相がずれるようになる。第２励起
パルス８は磁化の各構成分を１８０度に等１ノい角度だ
け傾動させる。これは前記構成分のずれに対（）て逆の
効果を与える。

瞬間Ｔ。においては、望ましがらざる効果に起因するず
れは零となる。その理由は磁化の構成分が第２励起パル
ス８の加えられた後、このパルス８が加えられる前と同
じ大ぎさだけずれるＪ、うになるからである。したがっ
て瞬間下。における信号の振幅は最大となる。この信号
は゛′スピンのエコー”と称される。

最大のかつ効果的なエコーを得るためには、測定時に生
じる読取りグラジェントが瞬間Ｆ　において有する効果
が全体的に無視１ノ得るものであることが必要である。

これはパルスの初めと瞬間Ｔ、との間に含まれるパルス
１２のハツチをイーシた部分が、読取りグラジェントの
第１パルス２のハツチを付した部分とほぼ等しくなるよ
うにするために必要だからである。

測定を行う時に、横磁化の振幅の変化を無視し得るよう
にするためには、観察時間丁。がなるべくはエコー１３
の中心に位置し、かつ横弛緩時定数Ｔ２のわずか前にく
るようにすることが望ましい。信＠１３が得られる時に
第４パルス１２によって生じる読取りグラジェントＧｘ
は、該信号の周波数を、三次元座標の一つの軸にしたが
った空間的位置に対応させることができる。位相コード
化グラジェントＧ　およびＧ２は信号の初期位置を、三
次元座標の他の二つの軸にしたがって、空間的位置の関
数として変えることができる。

実際には全体的に均質な励起磁界Ｂ１を得ることは不可
能である。実際上、この励起磁界の空間的均質性の達し
得る度合は１０％程度である。したがって第２励起パル
ス８は、観察容積の全体に対してすべての磁化成分を１
８０度に等しい角度だけ傾動させることはできない。し
たがってこの励起パルスは、第１励起パルス１によって
形成された磁化構成分から縦成分を形成し、１１時に該
第１励起パルス１によって形成された磁化構成分から構
成分を形成することができる。

さて第１励起パルス１によって形成された前記励起構成
分は、第２励起パルス８が加えられる前に、第１磁界グ
ラジェントパルス２，３．４によって、それらの空間的
位置の関数として、周波数および位相に関するコード化
が行われる。したがって第２励起パルス８によって形成
された磁化の新規な縦成分は、前記第２励起パルスが加
えられる前と同様な空間的情報を有している。この縦成
分は後で繰返えしに対してコード化を行い、したがって
像の中に人工像を導入するおそれがある。

これに反し、第２励起パルス８の前に、磁界グラジェン
トの第１パルス２，３．４を加えれば、磁化の縦成分は
影響されず、したがって第２励起パルス８によって発生
せしめられた新しい構成分は正しくコード化されないよ
うになる。この新しい構成分は、第１励起パルス１によ
って形成された構成分と同時に測定され、かつ磁界グラ
ジェントの第１パルス２．３．４によってコード化され
、同様に人工像を導入するようになる。

励起磁界Ｂ１の非均質性に起因する望ましからざる縦お
よび構成分を除去するために、第２励起パルス８を加え
る前、およびこれを加えた後で、磁界グラジェントのパ
ルス５．６．７，９．１０゜１１を加える。グラジェン
トパルスの５および９゜６および１０，７および１１の
多対は、第２励起パルス８の前後において■１様な磁化
の位相ずれを発生させる。対応する位相ずれは、第１励
起パルス１によって形成された磁化の横および縦成分に
は全体的な影響はおよぼさない。

磁界グラジェントのこのパルスにより、第２励起パルス
８によって形成される磁化の新しい縦または構成分を効
果的に除去することができる。実際に、これら新規な成
分は、第２励起パルス８の前のグラジェントパルス５，
６．７により、または前記第２励起パルスの後のグラジ
ェントパルス９．１０．１１によってその位相がずれる
ようになる。前記グラジェントパルスの振幅は一つの繰
返えしから他の繰返えしにわたって不安定状態であり、
一つの繰返えしから他の繰返えしにわたって、励起の構
成分の不安定な位相ずれを発生させる。多数の測定を繰
返えして行う時には、このグラジェントパルスによって
生じる効果は平均的に除去される。

人工像形成のおそれを完全に除去するためには、各繰返
えしを行う前に、前回の繰返えしの磁化を行った時の残
留構成分の影響を除去し、続いて行われる繰返えしを混
乱せしめないようにする必要がある。これはグラジェン
トパルス１４．１５および１６が、信号１３の得られた
後と、繰返えしが行われる前に続いて生じるようにする
ためである。一つの繰返えしから他の繰返えしにわたっ
て振幅の不安定なこれらグラジェントパルスは磁化の構
成分の不安定な位相ずれを発生せしめ、これはある数の
繰返えしに対しては平均的に除去される。

振幅の不安定なグラジェントパルスを抹消するには、三
つの各群のパルス５．６．７；９．１０゜１１および１
４．１５．１８が式（Ｉ）を満足せしめ、磁化構成分の
２πよりは大、またはこれに等しい位相ずれが形成され
るようになすことが望ましい。

したがって本発明の方法によれば、一方においては磁界
の欠陥の彰靭ノテ、今考えＴいる原子核型の化学的位相
ずれを除去し、他方においては原子核磁気共鳴による映
像内の励起パルスによって不測に形成される磁化成分の
影響を除去することができる。したがって本発明の方法
によって得らｉる像は人工像を伴わない、かつ１１士ん
とする組織の埠実に良く対Ｉ６する侵れｔこ品質の］ン
Ｉ−ラス１−を有するものとなる。

測定される信号１３は一方においては、原子核磁気共鳴
の三つのパラメター、すなわち平衡磁化Ｍｏの強さ、縦
弛緩時間Ｔ１および横弛緩時間Ｔ２により、他方におい
ては測定シーケンスのパラメター、１′なわら工］−時
ｔｉｌｌ。および１１し時間Ｔ　　ｌ、、よって決まる
。与えられＤ磁界＋３０に対（）ては、シーケンスのパ
ラメターＴｏ８よび■ｒ＠修正することによって、身体
の像のコン１−ラス１−を変えることができる。

実際上、一つの繰返えしが行われる閂に測定される信号
は、磁化の構成分によ−）■直接的に決よる。エコー時
間Ｔ　を修正１ｊ′る時には、磁化の横弛緩（こＪ、３
いて工〕−１３を発生η−る瞬間を変λ、る。

このようにずれば像のＴ２におけるコントラスｌ−が変
る。したがってエコー時間゛［ｏを増加せしめ、または
減少せしめることによってＴ２における像のコントラス
トを強めまたは弱めることができる。

繰返え１）時間Ｔ、が縦弛緩時間Ｔ１より長＆プれば、
磁化の縦成分は、各繰返えしの行われる前の初期平衡位
置に復帰する。この場合は磁化は一つの！＃ｌ返えしか
う他の繰返えしにわ１；：す、縦弛緩の効梁は受蚤プな
い。（）たがってこの特待られる僧のコントラス１−は
縦弛緩時間Ｔ１とは無関係である。

繰返えし時間Ｔ　が縦弛緩時間Ｔ１より短い時Ｉ″ には、磁化ので成分は、次の繰返えしが開始される時に
おいても、再びその原点平１１１ｉ＋ｉｉを右するよう
にはならない。しＩＣがって次の励起は、平衡磁化に、
１３けるよりは小さな値を有する縦磁化を傾動させる。

したがってこの繰返えしが行われる時に測定される信号
は縦弛緩時間Ｔ１の影響を受【′Ｊる。

この場合は弛緩時間Ｔ１は像のフントラストに影響をお
よぼす。

生物組織、’６４に人間またｉ！勅物の組織に対しては
、縦弛緩時間Ｔ１８よび横弛緩時間１２は、身体の生物
学的パラメターおよび静磁界Ｂｏの強ざの如き物理学的
パラメターの関数と１ノで激しく変化する。大きさの程
麿は−・船釣に、Ｔ１に対しては０．３−２秒、Ｔ２に
対しＴは２０−２００ミリセコンドである。生物学的液
体の場合はＴ２はＴ１に近づき、かつ２秒程度である。

弛緩時間Ｔ１およびＴ２は優れた生化学的および病理学
的指標となる。

臨床試験を行うためには、コントラストが縦弛緩時間Ｔ
１または横弛緩時間Ｔ２だけによって決まるような像を
使用で−ることが望ましい。簡単に言えば、］１によっ
てコントラストを付した像は検査すべき身体の解剖学的
情報を形成し、これに反し王２によってコントラスト ろ身体の病理学的情報を供する。

Ｔ１によってコントラス１〜を付した像を得るためには
、縦弛緩時間Ｔ１−において短い繰返えし時間Ｔ，と、
横弛緩時間Ｔ２において非常に短い、たとえば係数が５
なるエコー時門下　どを選択りれば良い。工」−時間Ｔ
　がＴ２の前で非常に短い時には、横磁化の変化は工］
−に対しｒは有効ではない。したがって測定された信号
は縦弛緩時間Ｔ１の影響だけを表わ４。

一般的には、医師は横弛緩時間Ｔ２によってコンｌ−ラ
ストを付した像を好んで使用する。その理由はＴ２はＩ
！察せんとするマウス組織の品質に対しては非常に鋭敏
であ？）ためである。横弛緩時間゛「２は病組織に対し
ては正常組織に対１′る場合より優れているゆ Ｔ２によってコントラス１゛・を付し１、：像を得るＩ
，：めには、縦弛緩時間１１より優れた繰返えし時間Ｔ
，４ｉ：選択し、縦磁化が次の励起を行う前に完全に回
復するようにすれば良い。なおブロー・・ンの密度を示
す平衡磁化Ｍ。の強度だけで］ン１へラストを付した像
を得ることもでき、この時はたとえば横弛Ｍ時間１−２
の　１５より短い工］ー時間Ｆ。

が選択される。

すでに前に説明したように、本発明によれば第１励起パ
ルス１は磁化を９０度以上、１８０度以下の角度だけ傾
動させる。磁化の縦成分はこの第１励起パルスの終りに
おいて、初期平衡磁化と反対の方に向く。第２励起パル
ス８はあらためて磁化を１８０度の角度だけ傾動せしめ
る。これは縦成分を初期平衡磁化と同じ方向に復帰せし
め、かつ磁化の縦弛緩に対する時間を短縮する効果があ
る。したがって本発明の方法によれば二つの励起パルス
１および８の組合せによって繰返えし時間下　を短縮す
ることができる。゛「２およびＭ。によってコントラス
トを付した三次元像を得るための時間は著しく短縮され
る。したがって臨床試験に必要な露出時間も大幅に減少
する。

身体三次元像が得られることによって、相次ぐ二つの切
断の間に非連続部分を発生させることなく、任意の断面
における身体観察が可能となる。

以上、本発明の医学的映像方法によって患者の頭部を検
査する特別の例について説明した。

患者の頭部は、強さが０．１テスうなる静磁界Ｂｏの中
に置かれる。この磁界Ｂｏに対して直角４゜ に励起磁界Ｂ１を加え、かつＢ。のまわりにおける励起
磁界の角速度が４．２６ＭＨｚに対応するようにする。

傾動角度αは１４０度とする。繰返えし時間Ｔ、は１０
０ｅｓである。エコー時間Ｔｅは２０１ＩＳである。選
択した断面に対応して１２８×２５６ビクセルまたは２
５６Ｘ２５６ビクセルによって構成される三次元像は２
０秒後に得られる。

この三次元像によれば、特に任意の面に沿って患者の脳
および球髄質関節を観察することができる。

【図面の簡単な説明】 第１ａ図および第１ｂ図は磁化の励起原理を示す図、第
２図は本発明による方法のシーケンスを示す図。 １　第１励起磁界パルス、２．３．４　　第１グラジエ
ントパルス、５．６．７　　第２グラジエントパルス、
８　第２励起磁界パルス、９．１０．１１　第３グラジ
エントパルス、１２　第４グラジエントパルス、１３　
信号、１４　第５グラジエントパルス、１５．１６　　
第４グラジエントパルス。 Ｂｏ　静磁界、Ｂ１　励起磁界、Ｇｘ　読取り磁界グラ
ジェント、　Ｇ、Ｇ２　位相コード化磁■ 界グラジェント、Ｍｏ　平衡磁化、Ｍ　身体の磁化、Ｍ
　　構成分、Ｍ　　縦成分、Ｔ、　　観察時ｘＶ　　　
　　　　　　　　ｚ 間、■　　エコー時間、Ｔ１　縦弛緩時定数、Ｔ２　横
弛緩時定数、Ｔ、　　ｉ！返えし時間。

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. （１）静磁界（Ｂ＿０）内に置かれた身体の原子核磁気
   共鳴による映像方法において次の段階が逐次的に行われ
   ることを特徴とする方法。 静磁界（Ｂ＿０）に、該静磁界のまわりを回転する第１
   パルス（１）の形をなした励起磁界にして、前記静磁界
   （Ｂ＿０）の下に置かれた身体を構成する原子核型の共
   鳴周波数とほぼ等しい角速度で回転する励起磁界を加え
   、この時第１励起パルス（１）の振幅（Ｂ＿１）および
   持続時間（ｔ）が、静磁界（Ｂ＿０）内に誘導された身
   体の磁化（Ｍ）を、該静磁界内におけるその初期平衡位
   置に対して９０度と１８０度との間の角度αで傾動させ
   るようになった段階、 三次元座標の三つの軸の一つにしたがって、一つの第１
   パルス（２）の形をなした読取り磁界グラジエント（Ｇ
   ＿ｘ）を加え、同時にかつこれに続いて三次元座標の他
   の二つの軸の少なくとも一つにしたがつて、第１パルス
   （３、４）の形をなした少なくとも一つの位相コード化
   磁界グラジエント（Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚ）を加える段階、 三次元座標の各軸にしたがって磁界グラジエントの第２
   パルス（５、６、７）を加える段階、励起磁界（Ｂ＿１
   ）の第２パルス（８）にして、その振幅および持続時間
   が磁化（Ｍ）を新たに１８０度傾動させるようになって
   いる第２パルスを加える段階、 三次元座標の各軸にしたがって磁界グラジエントの第３
   パルス（９、１０、１１）を加える段階、位相コード化
   グラジェント（Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚ）を除去した状態に維持
   しつつ、読取りグラジエント（Ｇ＿ｘ）の第４パルス（
   １２）を加える段階、この読取りグラジエントの第４パ
   ルス（１２）の間に信号（１３）を測定し、かつ測定し
   た信号を周知の技術によつて処理し、数値的像を再構成
   するようになった段階、 読取りグラジエントの第５パルス（１４）を加え、同時
   に二つの各位相コード化グラジェント（Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚ
   ）の第４パルス（１５、１６）を加える段階、 前記シーケエンスを繰返えし、各繰返えしを行う度びに
   、一つの繰返えしと他の繰返えしとの間で、独立にかつ
   不安定な状態で変化する、位相コード化グラジエント（
   Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚ）の一つのものの第１パルス（３、４）
   の持続時間と振幅、位相コード化グラジエント（Ｇ＿ｙ
   、Ｇ＿ｚ）の他のパルス（６、７；１０、１１；１５、
   １６）の振幅および読取りグラジエント（Ｇ＿ｘ）の第
   ３および第５パルス（５、９、１４）の振幅を倍加する
   ことにより、形成される範囲を変える段階。
2. （２）第１励起パルス（１）の半持続時間と、第２励起
   パルス（８）の半持続時間とを分離する時間が、第２励
   起パルス（８）の半持続時間と、測定信号（１３）の振
   幅が最大となる瞬間とを分離する時間とほぼ等しい請求
   項１記載の映像方法。
3. （３）読取りグラジエントの第２パルス（２）の持続時
   間および振幅の倍加によって形成される範囲が、パルス
   の初めと、測定信号の振幅が最大となる瞬間との間に含
   まれる読取りグラジェントの第４パルス（１２）の１部
   分の範囲と等しい請求項１または２記載の映像方法。
4. （４）各繰返えしにおいて、かつ各磁界グラジエント（
   Ｇ＿ｘ、Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚ）に対して、第２および第３パ
   ルス（５、９；６、１０；７、１１）に対応する範囲が
   等しい前記請求項の何れか一つに記載されている映像方
   法。
5. （５）グラジェントの第２および第３パルスがその振幅
   および持続時間において等しい請求項４記載の映像方法
   。
6. （６）磁界グラジエント（Ｇ＿ｘ、Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚ）の
   、振幅の不安定なパルスの群（５、６、７；９、１０、
   １１；１４、１５、１６）の少なくとも一つが次の式を
   満足させるようになっている前記請求項の何れか一つに
   記載されている映像方法。 γ（Ｇ＿ｘｔ＿ｘＤ＿ｘ＋Ｇ＿ｙｔ＿ｙＤ＿ｙ＋Ｇ＿ｚ
   ｔ＿ｚＤ＿ｚ）≧２π 式中γは今考えている原子核型の磁気回転特性比、（Ｇ
   ＿ｘ、Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚ）は各磁界グラジエントの振幅、
   （ｔ＿ｘ、ｔ＿ｙ、ｔ＿ｚ）は各磁界グラジエ　ントパ
   ルスの持続時間、（Ｄｘ、Ｄｙ、Ｄｚ）は数的像の１点
   に対応する身体の構成容積の各側部。
7. （７）励起磁界、（Ｂ＿１）の第１パルス（１）による
   磁化（Ｍ）の傾動角（α）が定数であり、かつシーケン
   スの一つの繰返しと他の繰返えしとの間で変化しないよ
   うになっている前記請求項の何れか一つに記載されてい
   る映像方法。
8. （８）さらにシーケンスの各繰返えしに対し、かつ磁界
   グラジエントの第１パルス（２、３、４）の前に、三次
   元座標の少なくとも一つにしたがって、パルスの第１部
   分の形をなした選択グラジエントを加え、この時パルス
   の第２部分にして、その振幅がパルスの第１部分とは符
   号の反対な第２部分の形をなした励起第１パルス（１）
   が加えられ、この第１励起パルス（１）の半持続時間後
   におけるパルスの第１部分の範囲が、選択グラジエント
   の第２パルス部分の範囲とほぼ等しくなるようにされて
   いる前記請求項の何れか一つに記載されている映像方法
   。