JPH0350545B2

JPH0350545B2 -

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Publication number: JPH0350545B2
Application number: JP59027981A
Authority: JP
Inventors: Makofusukii Arubaato
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1983-02-16
Filing date: 1984-02-16
Publication date: 1991-08-02
Also published as: IL70976A; US4565968A; EP0117134B1; FI840612A; KR840007519A; DE3482283D1; JPS6041959A; FI840612A0; EP0117134A3; FI86775C; EP0117134A2; KR900007541B1; IL70976A0; FI86775B

Description

【発明の詳細な説明】発明の背景１発明の分野この発明は、核磁気共鳴を用いた医療用像形成
システムに関する。主な応用分野として、この発
明は血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
は、移動物質の全般的は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）は、医療用像形成の新た
な方法を提供している。NMRは完全に非侵略的
で、イオン化放射を含まない。概略的に言えば、
磁気モーメントは局部的な磁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号がピツクアツプコイ
ルで受信される。磁場を操作すると、被検体積の
うち異なつ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組合わされ、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「核科学に関するIEEE会報」Vol.NS−27、
pp.1220〜1225に掲載された。基本的概念は、最
初の輪文「NMR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次元的方法が記してあ
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イ（Zeugmatography）
P.V.ローターバ及びC.M.ロウ、pp.1227〜1231
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つた体積の各面が
それぞれ異なつ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。この方法を異なつ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。

投影後は、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求めることによつて得
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、最近のコンピユータ
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、コンボルーシヨン−バツク投影であ
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上、測定値の全てが再構成
された各ピクセルに影響を及ぼす。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、横断面像を与え
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。
従つて、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、上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「核磁気共鳴に
よる像形成：多重検知ポイント法」E.R.アンドリ
ユウ、pp.1232〜1238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。この点は、勾配
発生のため磁場をダイナミツクに変えることによ
つて達成される。一般に、こうしてダイナミツク
場では、時間変化場を含まない小領域を除き、積
分するとゼロになる。従つて、異なる周波数の時
間変化場が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。従つて、投影からの再構成を必要とせず、そ
の信号が上記の点だけを表す。

しかしこの方式の困難は、１回に１個のボクセ
ルからしか信号が得られないので、非常に長いデ
ータ取得時間を要する点にある。又、適切なＳ／
Ｎ比を得るのに、各ボクセルで充分な時間が費さ
れねばならない。この問題は、２つの軸にダイナ
ミツク勾配、第３の軸に静止勾配を与えることで
軽減される。つまり、第３軸の方向では、各位置
が異なつた１つの周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つの線に沿つたボクセルア
レイの密度を与える。この線は２次元座標ダイナ
ミツ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。

上記方法は投影からの再構成によつて生ずる動
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ぼやけが生ず。又前
述したように、上記方法は血管の像形成にとつて
一般に好ましくない３次元的な像形成方法であ
る。

第３の像形成方法も線又は点の選択により、上
記会報中の論文「NMR像形成用の選択的照射ラ
イン走査法」L.E.クルツクス、pp.1239〜1244に
説明してある。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、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で真交面
が励起される。この種の照射は、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、対象面内の線が見失わ
れてしまう。対象面に直交する面の強い強度の励
起により、飽和してしまうからである。従つて、
交差線は得られた信号の中に含まれない。第１及
び第２の貯蔵信号の単純な減算が、交差線を与え
る。この減算手法を用い、対象面内の多数の角度
及び位置で異つた線を測定することにより、投影
法に基く古典的な再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
射によつ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。

同様な感知点及び感知線の方法で、特定の対象
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本の線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
によつて達成される。この手法は、A.N.ガロウ
エイ、P.K.グラネル及びP.マンスフイールによる
論文「選択的照射法によるNRMでの像形成」J.
Phys.C：ソリツドステート物理、Vol.7，1974、
pp.L457〜L462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
東京の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」に記載してある。ロー
レンスE.クルツクスが執筆した同書第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頁には更に別の面積分法が紹介さ
れている。この手法では、面に垂直な勾配を与え
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、面に沿つた核が磁場の強
度に応じて、周期的な位相分布を示す。異なつた
空間周波数を持つ位相分配器を用いこれらの面積
分を求めることで、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。

同じく面に沿つた周期的分布を与える別の手法
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
ことによつて周期的な変化が得られる。勾配が充
分強くされると、面を横切つ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
なつた強度の勾配を持つ一連の励起が異なつた空
間周波数で同期的な変化を与え、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、
D.I.ハウルトの論文「回転フレームツーグマトグ
ラフイ」Phil.Trans.R.Soc.，ロンドン、B289，
543〜547（1980）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
多くの面を通つ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線血管写真のように、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
ことがはつきり示されている。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IEEE会報」J.R.シンガー、pp.1245〜1249
に掲載されている。この論文には、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
介してある。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。従つて、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、
及び横断面像では血管の疾病を実質上診断できな
いことにある。

I.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・ジヤーナル・オブ・
ラジオグラフイ、Vol.137、pp895〜901，1981年
９月に記載され且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、ｚ方向に沿つた勾配の存
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、FID信号が受信されたら、ｚ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、異なつた周波
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。

広く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.場の非均一性によつて引き起こされ
る。この問題を最小限化するため、断熱高速路
（AFP）によつて反転励起を行うこともできる。
この方法は、E.フクシマ及びS.W.ローダー著
「実験パルスNMR」アジソン−ウエズレー社刊
の17〜20頁に記載してある。反転を成すため、掃
引中に認め得る緩和が生じないような速度で、周
波数が共鳴を通じて掃引される。この結果180゜の
反転が得られ、これは場の均一性に比較的影響を
受けない。

本発明による米国特許出願No.６／332935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。これ
は、血管の像形成にとつ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且つ
静止物質をキヤンセルするための方法を多数示し
ている。その中には、180゜反転信号、２バースト
反転信号、異なつた時点に得られた異なつた速度
を表す両信号の減算、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。

又上記特許出願は、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
の励起を用いる上記方法では、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ゝ難
点がある。

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。180゜励起からの逸脱は静
止物質について自由誘導減算信号を生じ、従つて
邪魔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。

発明の要旨この発明の目的は、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、静止物のキヤンセ
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は相殺される。移動物によ
るスピン信号が残つて、体内血管の２次元的投影
像を形成する。横方向勾配に先行する面励起は各
面の投影収集を簡単化させる。飽和励起と断熱高
速路（adiabatic fast passageもしくはAFP）と
は場の不均一性が持つ重大な影響を減じる（断熱
高速路とは磁気モーメントを強制して励起に従わ
せ、それによつて磁界の異質性に対して影響を受
けないようにすることを言う。）面の励起と、面
の上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。

好適実施例の説明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。こゝでは、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。従つて、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線コンピユータ断層写真法
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。血管をたどつていくに
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、横断面フオーマツ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つ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によつて表わせる。

邪魔な組織構造の存在のため、純粋な投影像で
は血管１１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つて血管が隔離さ
れる。一方NMR像形成を用いる本発明では、血
管を通る血液１２の流れ運動を利用することで、
血管１１に関する隔離投影像が作成される。r.f.
励起信号２６に連動してプロセツサ２９が作動
し、体積１０内の比較的静止した物質によつて生
じるスピン信号を相殺することによつて、血管１
１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ヤ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V₁によ
つて駆動され、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て、各対のアルフアベ
ツトＡ〜Ｄは、接続を概略的に示したものであ
る。

特定の領域は、勾配コイルを使つて選ばれる。
つまり、コイル１８，１９が２０で示した電源
V₂によつて駆動され、ｚ方向に沿つて勾配場を
形成する。同じく、コイル２３，２４が被検物１
０の反対側にそれぞれ位置し、２５で示した電源
V₃によつて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１６，１７と異なり、
後者のコイル２３，２４は曲がつて相互に接近
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１０内に実質上一様
な場を形成する。スイツチ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。他方スイツチ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。この信号がプロセツサ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がデイス
プレイ３０に表示される。

励起信号２６とプロセツサ２９が組合わされ、
被検物１０内の事実上静止した構造による磁気ス
ピン信号をキヤンセルつまり除去する。静止物の
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つの異なつた時間間隔T_A，T_B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２
６が、４０で示したバースト発生器V₄から供給
される。パルス形状の詳細は、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。従つて、高速領域は低速領域より小
さい信号を生ずる。励起信号V₄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３１
は復調器４１で復調され、EKG信号によつても
T_A，T_Bで動作されるスイツチ４２に与えられる。
そして、励起T_Aからの信号が４３で示したスト
アＡに貯えられ、励起T_Bからの信号が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、静止物は全てキヤンセルする。減算
後の像形成コンピユータ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、
T_AとT_Bで成分信号が同一であるため、相殺され
る。一方血管１１からの信号は、異なつた速度の
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２のシーケンスは、心臓サイ
クルのうち全てが時間T_Aを表すように発生して
もよい。このパルスシーケンスは、T_A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。この後に、心臓サイクル中のT_B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つてもよ
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_A，T_Bで励起されるのが好
ましい。

以上の説明は、前出の米国特許出願No.６／
332935に記した基本的概念の説明と等しい。しか
し、各面が順次一組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、もつと簡単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.励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
像形成システムを用いる。

まず、90゜のｚ勾配の存在下で、特定周波数のr.
f.バーストが与えられる、特定のxy面内のスピン
を励起する。バースト直後で、FID信号が受信さ
れている間に、ｚ勾配がオフされ、横方向の勾配
が加えられる。従つて、横方向勾配に垂直な励起
面内の各線が、異なつた周波数のFID信号を発生
する。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、異なつ
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No.６／332935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２
０が印加される。これと同時に、r.f.コイル２１
の端子Ｄがr.f.コイル２２の端子Ｄに接続され、
スイツチ７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バースト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、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信号の
インターバルの面V₃がパルス出力する。これと
同じインターバル中、スイツチ２７は端子３１に
接続され、受信したFID信号がプロセツサ２９で
処理される。この場合、プロセツサ２９はコンピ
ユータ式フーリエ変換等の周波数分解系から成
り、FID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方向に沿つ
た線積分を表す。

続いて、V₄で異なつ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、異なつ
たｚ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
に対する投影を求める。この結果、デイスプレイ
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
動物を全てキヤ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
的な減算方式である。つまり、心臓サイクル中の
異なつ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No.６／
332935に記された反転法にも適用できる。こゝで
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つ
て、V₄が180゜励起を行う。180゜の反転は自由誘導
減衰（FID）信号を発生させず、従つて全ての移
動物からの信号をキヤンセルする。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
信号を発生する。

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No.６／332925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、従つて信号の継続時間が倍化する
と共に、Ｓ／Ｎ比が増す。反転系で、米国特許出
願No.６／332925のようにシーケンスを180゜−180゜
とすれば、静止物がキヤンセルされ、移動血液だ
けがエコーを与える。

反応励起方式における１つの困難は、全ての静
止物をキヤ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１０の一部が正確な反転を受け
ず、従つてFID信号を発生し、これがデイスプレ
イ３０に現れる。この信号が過大だと、血液１２
の移動に基く血管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、T₁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
法は、先に参照したA.N.ガロウエイ他の論文
「選択的放射法による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゜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、従つてFID信号を生じない。一方、
完全に飽和されなかつた移動血液はFID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No.６／332925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
ヤンセルし、移動物だけを像形成するのに反転励
起が使われている、スピンワープ、多重面及びそ
の他全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、しかし、像形
成時間が長引くという問題は断熱高速路
（adiabatic fast passageもしくはAFP）励起の
使用によつて解決できる。その場合共鳴を通じて
ラジオ周波数信号V₄を掃引することにより反転
を達成する。又この励起は、ラジオ周波数場の非
一様性に対しても比較的影響されない。ところ
が、上述した投影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励起信号と組合わせて使える。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１８，１９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kV₂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つて
ゼロ面を変えられる。こゝで、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を使つ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性を
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、
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つているため、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
つて識別する。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、ｚ勾配の存在下でV₄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V₃
の存在下で読み取られ、面内の線を異なつた周波
数へと分解する。励起面かり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ケ
ンスが繰り返される。

方向検知式血管像形成にお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、上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
の励起面より上方又は下方の面に対応している。
図示のごとく、まずV₂によるｚ勾配の存在下で
90゜励起がV₄によつて成され、所望の面を励起す
る。この励起後の点線で示したFIDは、静止物か
らの信号を表しているため無視される。ｚ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、90゜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V₄バーストに異なつた周
波数を用いて繰り返され、上向き又は下向きどち
らの流れが所望かに応じ、各180゜バーストは90゜
バーストよりやゝ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
ーをもたらす２回の180゜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
で異なつ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180゜バーストが続く。ｚ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つ
て最小限化できる。

第７，８図の90゜バーストに続く点線のFIDは、
像を強めるのに使える。点線で示したように、最
初のFID中にV₃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、例えば静止組織像をある色で、
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
FIDからの信号は、前述したように処理でき、面
の重複によつて生じた静止物による像の一部をキ
ヤンセルするのに使える。各信号、FID及びスピ
ンエコーは、同じフーリエ変換処理を施され、前
述のごとく各面の線積分が求められる。

このプロセスが、代表的なプロセツサ２９を示
した第９図に示してある。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FID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、方向に関係のない流れの像
形成にも使える。第７図において、第１回目のバ
ースト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つて
部分的励起を受ける移動物だけがスピンエコーを
もたらす。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く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50cm／secで血液が流れ、励起面のスライ
ス厚が約２mmとすると、移動血球が励起面を横切
るのに約4msecかかる。従つて、１回目の180゜バ
ーストの巾が約4msec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取るか
ら、平均して移動物は90゜の励起を受け取ること
になる。勿論、血液によつて90゜以下又はそれ以
上の励起を受け取る。これらも部分的なスピンエ
コーを発生する。一方静止物は、全体の励起を受
け取る。前述したように、ラジオ周波数場の非一
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。

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、この血液像形成方式
にも適用できる。例えばその一つとして、P.Aボ
ツトムレーの論文「NMR像形法：概観」レビユ
ー・オブ・サイエンテイフイツク・インスツルメ
ント、Vol.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、
こゝ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】

第１図は本発明の一実施例を示す概略図；第２
図は異なつた時点で得られた像情報の減算を含む
本発明の一実施例を示すブロツク図の部分図；第
３図は本発明の一実施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；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図は静止
物と流れの像を組合わせるための本発明の一実施
例を示すブロツク図である。１０…被検体積（物）、１１…血管、１２…血
液、１８，１９…ｚ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…プロセツサ、
３０…デイスプレイ、３２…２次元投影像、４
０，V₄…バースト発生器。

Claims

【特許請求の範囲】１飽和励起によつ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の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つた移
動物だけが出力信号を生ずるようにする手段；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を備えたことを特徴とする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。２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T₁に匹敵
する継続時間を持つサイン状不感知化手段の存在
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；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する手
段が、面領域内の各線が異なつた周波数を持ち且
つ周波数分解系を使つ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；そして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、異なつた面領域を表
わす異なつ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特許請求
の範囲１に記載の装置。