JPH04250137A

JPH04250137A - 時間的に区切られた付加磁界を利用する磁気共鳴映像方法および装置

Info

Publication number: JPH04250137A
Application number: JP3159176A
Authority: JP
Inventors: Joseph W Carlson; ジョセフ・ダブリユ・カールソン; Lawrence E Crooks; ローレンス・イー・クルックス; Leon Kaufman; レオン・カウフマン
Original assignee: University of California
Current assignee: University of California
Priority date: 1990-06-29
Filing date: 1991-06-28
Publication date: 1992-09-07
Also published as: EP0465068A2; US5629624A; US5281913A; EP0465068A3

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】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
た磁気共鳴映像（ＭＲＩ）および、または磁気共鳴分光
映像（ＭＲＳＩ）方法および装置に関し、特にＭＲＩま
たはＭＲＳＩ映像シーケンスのある選択された部分中に
おいて一定の静磁界Ｂ０　と同じ極性および、または反
対極性の切り替えられた付加的な磁界の効果的な使用に
関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩまたはＭＲＳＩはよく知られてい
る映像技術である。少なくともＭＲＩシステムは広く市
販されている。典型的にそのようなシステムは映像ボリ
ューム内の映像を形成される核に供給される一定の実質
上均一な静磁界Ｂ０　を使用している。実効磁気モーメ
ントを有するそれらの核は重畳された静磁界Ｂ０　（典
型的には約０．１　乃至０．２　テスラの範囲の比較的
強い磁界である）とそのような磁気モーメントを整列さ
せる傾向がある。

【０００３】パルス勾配磁界と関連するＲＦ　　ＮＭＲ
ヌーテーションパルスを供給することによって（典型的
には同じ方向に配向されたＢ０　であるが、直交するｘ
，ｙ，ｚ軸に沿って線形の勾配を有する）、応答するＲ
Ｆ　　ＮＭＲ信号はＮＭＲ核の相対位置および密度を示
すＮＭＲデータを与えるように引出される（例えばスピ
ンエコー）ことができる。映像形成のために十分な関係
するＭＲＩデータの完全なセットを得るために、典型的
には類似した（しかし典型的には少し異なる、例えば少
し異なったパルス勾配磁界を使用する）ＮＭＲパルスシ
ーケンスを繰返して全ＭＲＩシーケンス（典型的には数
分にわたる）を完成することが必要である。このような
ＮＭＲパルスシーケンスの繰返しの間の時間は一般に“
ＴＲ”インターバルと呼ばれている。

【０００４】各ＴＲインターバルの一部としてサンプル
準備期間が含まれており、その期間中核は次のＮＭＲパ
ルスシーケンスに対して準備され印加された静磁界Ｂ０
　と名目上整列する方向に緩和されて戻されることが可
能である。静磁界Ｂ０　との静的整列の方向に戻る核集
団の“緩和”は特性時定数Ｔ１　（一般にＮＭＲ核の所
定のスペシィに対するＴ１　ＮＭＲパラメータと呼ばれ
ている）により生じる。あるＭＲＩシーケンスに対して
はサンプル準備期間はまた１以上のＲＦ　　ＮＭＲヌー
テーションパルスを含むことができる。

【０００５】引出されたＮＭＲのＲＦ応答の信号強度は
ＮＭＲパルスシーケンスに先立つ整列が得られる核の相
対的割合に直接関係するから、実質的な平衡（すなわち
核の最大“磁化”）を得るために充分なようにサンプル
準備期間を延ばすことが理想的である。そのような対数
的なプロセスの通常の解析によれば、これはＮＭＲパル
スシーケンスに先立って典型的には約３Ｔ１　秒以上程
度のサンプル準備期間を必要とする。

【０００６】しかしながら、数百のＮＭＲパルスシーケ
ンスが完全なＭＲＩシーケンス中において実効されなけ
ればならず、完全な映像シーケンスのために利用できる
全体の時間は制限されるから（例えば装置の経済性およ
び使用の熟練性により、および長くされた映像期間にわ
たる患者の苦痛、疲労により）、ＴＲインターバル中の
サンプル準備期間中の実質的な核平衡の達成は過度に長
いＭＲＩ映像シーケンスになる可能性がある。したがっ
て引出されたＮＭＲデータの実効的な信号対雑音比を最
大にし、しかも同時に完全なＭＲＩシーケンスのために
必要な全体の経過時間を最小にすることは競合する問題
である。

【０００７】ＭＲＩ映像の品質における重要なファクタ
ーの１つは静磁界の強度である。事実磁界強度は恐らく
ＭＲＩシステムの設計において最初に特定される特性の
１つである。現在は医療用のＭＲＩの研究者はＭＲＩシ
ステムの種々の静磁界強度を支持する種々のグループに
分かれている。ある者は比較的低い磁界強度を好み（例
えば最初の価格が低く、保守の費用も少なくてすむ永久
磁石と関連してそれを好む）、また別の者は高い磁界強
度を好む（例えば静磁界による平衡における静的核スピ
ンに大きい核磁化を与え、それ故充分に緩和されたシス
テムにより開始されるＮＭＲパルスシーケンスから相対
的により有用な信号を与えるのでそれを好む）。

【０００８】低い磁界強度において、実際にＮＭＲシー
ケンスに対する比較的短いＴＲインターバルは高い磁界
強度を使用する同じＴＲインターバルしたで得られたも
のよりも高いコントラストの画像を生じることが知られ
ている。

【０００９】この明瞭な異常の理由の一つは、低い磁界
強度において、大部分の組織Ｔ１　パラメータが比較的
短いことである。水に対するＴ１　パラメータは、磁界
強度の関数として一定であり、比較的長い。しかしなが
ら高い磁界強度においては大部分の組織Ｔ１　パラメー
タは水に対するＴ１　パラメータに近付くが、低い磁界
強度においてはＴ１　パラメータはずっと発散性で短い
値を有する。そのような発散性は異なる組織間の映像の
コントラストを増加させることができる。

【００１０】低い磁界強度はまた予想するよりも結果的
に高い信号対雑音比を与える。信号対雑音比は直接電気
的信号サンプリング窓の長さに関係する。したがって信
号対雑音比が高くなればサンプリング窓の長さを高い磁
界強度による場合よりも長くされることが可能になる。

【００１１】例えば最大サンプリング窓時間は少なくと
も部分的に化学的シフト（ＣＳ）アーチファクトの程度
によって決定され、それは最終の映像に存在し、静磁界
Ｂ０　の絶対均一性であることを許容する。サンプリン
グされた信号の雑音量を減少させるために、サンプリン
グ期間は増加され、一方重畳された読取り勾配磁界の大
きさは減少される。しかしながら、この増強プロセスに
対する制限は、静磁界Ｂ０　の不均一性が供給された読
取り勾配磁界よりも大きい磁界になるときに到達する。異なった分子組合わせ中で発生する異なった水素核間の
明瞭な化学的シフト（ＣＳ）はまた与えられた磁界強度
およびサンプリング時間の積に比例する。

【００１２】したがって、低い静磁界強度は所定量の化
学的シフトに対する比例したもっと長いサンプリング期
間を可能にする。しかしながら、ここで認識しなければ
ならないことは、絶対的に均一な静磁界によって決定さ
れる増加されたサンプリング時間窓の長さには上限があ
ることである。

【００１３】サンプリング時間の延長に対する別の制限
はＴ２　減衰である。もしも組織信号がサンプリング時
間中Ｔ２　により減衰するならば、分解能は低下する。短いＴ２　組織は通常のボクセル（ｖｏｘｅｌ）　より
も多くにわたって不鮮明にされた信号を有し、これは信
号強度を低下させる。この分解能損失は大きい目標より
も小さい目標（ほぼボクセルの寸法）の信号に影響する
。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】したがって、低い静磁
界強度設計（例えば永久磁石を使用）の簡単性（例えば
低い初期コスト、低い動作コスト）を維持するが、それ
にも拘らず高い磁界強度の静磁界ＭＲＩシステムに関連
した典型的な特徴である高い信号対雑音比を与えるＭＲ
Ｉシステムを得ることが試みられている。このための１
方法は２つの異なった磁界強度間で切替えられる静的磁
石の使用によって最適化される。サンプル磁化は、比較
的低い公称磁界強度におけるＮＭＲパルスシーケンスに
よって後続された比較的高い磁界強度において処理され
る。少なくとも１つの従来の提案（山本氏他による日本
国特許第５７−２１１，５３９号明細書、１９８２年１
２月２５日公開）は、信号対雑音比がＡＡＡ強度を約１
．５　倍の速度で改良することを報告している。それは
またＲＦ　　ＮＭＲ反応がＡＡＡ強度に比例することを
報告し、したがって表皮効果のために高い磁界強度は弱
められたＲＦ信号応答を固有に発生させることを示す。それらはまた次第に高まる磁界強度構造との実質的な類
似性を維持するという問題を示す。

【００１５】山本氏他は、サンプル準備期間（実際の後
続的なＮＭＲパルスシーケンス中に存在する公称的な“
静”磁界強度に比較された）中だけの高い“静”磁界強
度を使用して高い周波数のＮＭＲ　　ＲＦ応答を除去す
るように設計された改良を提案している。ＴＲインター
バルの異なる時間でのこれらの異なる“静”磁界強度を
実現するために、山本氏他はサンプル準備期間中だけ切
替えられた補助磁界を重畳する。このようにして最初の
核磁化が最大にされ（例えば、３以上のＴ１　以上の実
質的な平衡を達成するのにサンプル準備期間を十分に延
在することによって明らかである）、一方比較的低い周
波数応答ＲＦ　　ＮＭＲ応答も維持する（したがって、
高い周波数におけるＮＭＲ　　ＲＦ信号応答の前述され
た劣化を防止する）。山本氏他によって述べられた全体
的な結果は信号対雑音比を改良する。

【００１６】山本氏他はまたこのような軸方向に切替え
られた磁界発生器は超均一である必要はないことを認め
ている（ほぼ１％の不均一性が切替えられた磁界発生器
において許容されてもよく、一方ＮＭＲシーケンス中に
使用される一定の静磁界発生器はずっと高い均一性が要
求されることを示す）。

【００１７】しかしながら、山本氏他が最大許容全体Ｍ
ＲＩ映像シーケンス時間、最大ＴＲインターバル、最大
サンプリング窓インターバル等と、これらの制約の観点
から効果的に利用できるサンプル準備時間との間の相互
関係を認識していない。また、山本氏他は関連したＲＦ
送信パワー要求、信号受信帯域幅、許容可能な化学シフ
トアーチファクト等を論じていない。

【００１８】以下簡単に説明するように、ＮＭＲ（全体
）における実効的な信号対雑音比はＲＦ受信帯域幅の平
方根によって除算されるサンプリング中のトランスバー
ス核磁化に比例する。したがって、山本氏他の主張に反
してサンプル抵抗中のＲＦ周波数の要因および検出器効
率は興味深い結果を実現するように相殺する。

【００１９】例えば、ＭＲＩ信号の雑音成分ＮはＲΔν
の平方根に比例する。

【００２０】ここで、Ｒは受信器ＲＦコイルの抵抗であ
り、ΔνはＲＦ受信帯域幅である。数メガヘルツより上
の周波数に対して、受信器ＲＦコイルの実効抵抗Ｒはサ
ンプル組織自身によってほとんど排他的に発生され、二
乗された検出周波数に比例する。

【００２１】許容可能な受信帯域幅はまた周波数依存性
であるが、周波数と共に減少する（典型的に周波数によ
る簡単なスケーリングより複雑な方法で）。

【００２２】同時に、導出されたＮＭＲ　　ＲＦ応答の
有効な信号成分はトランスバース核磁化（ｍ）と検出周
波数（ω）の積に比例する。ここで周波数の要因は検出
処理の誘導性により、観察周波数によって決定される。実効的な磁化の大きさは、実効磁界強度およびパルスシ
ーケンス（例えば、ＴＲの値、供給されたパルス磁界の
値、それらの反復率等）等の量に依存する。

【００２３】したがって、有効な信号成分Ｓはｍωに比
例する。

【００２４】周波数による信号対雑音比変動を得るよう
にＳとＮのそれぞれの関係からＳ／Ｎは次の値に比例す
るｍω／（ω２　Δν）１／２　 ωは分子と分母で消去されるから、Ｓ／Ｎは次の値に比
例する。

【００２５】ｍ／（Δν）１／２　山本氏他による教示に反して、高い周波数における有効
な信号の論理的な損失（例えば、述べられているＲＦ表
皮効果のために）は実際には問題ではない。さらに、そ
れらのサンプル準備時間は本質的に十分な平衡を達成す
るように延在される（例えば、いくつかのＴ１　時間定
数）ため、それらの方法は多数のＭＲＩシーケンスにお
いて高品質のＭＲＩ映像データを獲得するための全体的
な時間要求をかなり増大する。

【００２６】すなわち、山本氏他の方法は無制限の時間
が利用できるならば最大の可能な応答信号レベルを十分
に生成するが、利用可能な制限されたＭＲＩ映像時間の
最も効果的な使用ではないことが認められている。

【００２７】もちろん、ＮＭＲは数十年間化学的な分析
に使用されている。このようなＮＭＲ適用において、特
別なサンプル準備技術は長く知られている。例えばＡＡ
Ａはいくつかのデータ獲得期間中（ライン拡張を減少す
るように）大幅に減少されている（オフに切替えも可能
）。ＮＭＲデータ獲得シーケンスにおいて使用される“
静”磁界の制御はまた航空機において使用される正確な
磁力計およびその類似物（例えば、サンプル分極をブー
ストする）に使用される。

【００２８】

【課題解決のための手段】本発明は、利用可能な映像時
間をもっと効果的に使用し、および、または特別な映像
効果を達成する複数の新しい切替えられた磁界ＭＲＩ技
術を発見したことに基づくものである。

【００２９】例えば、サンプル準備時間中に得られた磁
化の増加のために有効な信号において期待される増加の
ほとんどは比較的初期に、すなわち完全な平行に達する
ずっと前に得られることが発見された。特に、切替えら
れた付加的なサンプル準備磁界は１つのＴ１　時間定数
よりかなり少なく与えられることが可能であり、一方依
然として有効な信号出力において大きい改良が達成され
ることが発見された。１つの現在好ましい実施例におい
て、ＴＲインターバル全体は映像化されている核に対し
て約１．２５Ｔ１　に過ぎない。すなわち、ＴＲインタ
ーバルの約１／３（例えば０．４　Ｔ１　程度）がサン
プル準備時間に与えられる。

【００３０】比較的短いサンプル準備時間中にこのよう
な比較的短い切替えられたブースト磁界は時間のかなり
効果的な使用を可能にする（サンプル準備時間が増加す
ると、導出されたＮＭＲ応答信号をサンプルするのに利
用可能な窓は所定のＴＲインターバルに対して必然的に
減少されることを考慮する）ことが認められた。事実、
サンプル準備時間（例えば山本氏他の教示にしたがって
）を延長することは実際に“失われた”信号サンプル数
の平方根の逆数にほぼ比例する係数によって実効的信号
対雑音比を減少することができる（固定されたＴＲイン
ターバルに理想的な環境において）ことが認められた。

【００３１】したがって、サンプル準備期間にブースト
された“静”磁界状態中に信号対雑音比におけるほとん
どの可能な改良が非常に速く発生することを利用するこ
とによって、サンプル準備期間の全長は非常に短く維持
され、したがって拡大された信号サンプリング窓のため
に十分な時間を残すことができる。

【００３２】ＮＭＲシーケンス自身（例えば、典型的に
少なくとも１つのＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパルス
と、一連の磁気勾配パルスと、応答ＲＥ　　ＮＭＲ信号
受信時間を含む）は比較的低い磁界強度で発生し、ＲＦ
送信パワー要求は減少されて、信号獲得ＲＦ受信帯域幅
は大きい化学シフトアーチファクトなしにかなり狭くさ
れることができる。

【００３３】静磁界ＢＯ　と反対の切替え磁界はＭＲＩ
システム動作を改良するために頻繁に使用されることが
発明された。例えば、静磁界構造は“高い強度”の設計
であれば、反対の切替え磁界はＮＭＲパルスシーケンス
中に使用されることができる。上記の簡単な理由のため
に、これは実際に改良された映像コントラストを生じる
ことができ、それはまた必要なＲＦ送信パワーを減少さ
せる。低磁界システム設計において最も有効なこれらの
特定のＭＲＩシーケンスに対して、このような逆磁界は
所定のＭＲＩシーケンス全体を通じて連続的に除去され
てもよい。

【００３４】別の適用（例えば、ＮＭＲ分光器パルスシ
ーケンス）において、このような対向した磁界は送信さ
れたＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパルス期間中だけパ
ルス化される（したがって、映像化して同時に低いＲＦ
送信周波数を許容する分光器に使用される公称的に非常
に高い強度静ＢＯ　磁界が存在したときに要求されたＲ
Ｆ送信器パワーを低くする）。

【００３５】切替えられた磁界が空間的に映像ボリュー
ムの外側または内側のいずれかで限定されている場合、
映像ボリューム中に流れる核（例えば患者の映像ボリュ
ームへの血流）のコントラストを高めることが使用され
てもよい。例えば、切替えられた補助磁界は流入した血
液の磁化を高めるように映像ボリュームの外側で使用さ
れることができ、および、または反対の切替え磁界が後
続するＮＭＲパルスシーケンス中に流入した血液核に対
して相対的な増加磁化も生じさせるように映像ボリュー
ムの内側で使用されることができる。

【００３６】さらに別の適用において、切替えられた静
磁界ＢＯ　にほぼ等しい反対磁界はＭＲＩ映像から抑制
されるべき核に対して少なくともほぼＴ１　であるよう
に設計された特定の短い間隔の間パルス“オン”されて
もよい。例えば、約３００　ミリ秒でこのタイプのパル
ス化された反対磁界は脳の中の大脳脊髄流体（ＣＳＦ）
および脊髄コアを包囲する組織からの信号を抑制するこ
とを助け、一方さらにＣＳＦ自身の映像化を許容する（
実質的に３００ミリ秒を越えるＴ１　ＮＭＲパラメータ
を有する）。

【００３７】切替えられた磁界が適切に成形される場合
、それらはまた他よりも重要な映像ボリュームの選択さ
れた領域中の磁化を高めるために使用され、一方映像ボ
リュームの他の選択されたサブ部分からの映像データを
ほぼ同時に抑制することもできる。

【００３８】切替えられた磁界に関連した１つ以上のパ
ラメータ（例えば相加されるか／反対かの切替えられた
磁界、切替えられた磁界に対する“オン”時間の期間お
よび切替えられた磁界の中断からＮＭＲパルスシーケン
スの始めまでの遅延時間のようなその相対的なタイミン
グ）を制御することによって、付加的な制御変数がＭＲ
Ｉ映像シーケンス中のコントラスト強度を制御するため
に利用可能になる。

【００３９】本発明のこれらおよびその他の目的および
利点は、添付図面を参照にして以下の本発明の実施例の
さらに詳細な説明を注意して読取ることによって完全に
理解され認識されるであろう。

【００４０】

【実施例】図１におけるＮＭＲシステム制御装置１０は
一般的で通常のＲＦ送信器、ＲＦ受信器、パルス化され
た勾配磁界電源等、ならびに磁気勾配コイル（典型的に
互いに直交するｘ，ｙ，ｚ軸方位で）のような通常のＭ
ＲＩシステム素子１４を制御する一般的なオペレータ制
御コンソール１２とのインターフェイス、１つ以上のＲ
Ｆ結合コイル、映像ボリューム自身および関連した患部
キャリア等を全て含んでいる。当業者によって理解され
るように、少なくとも映像ボリュームは適切な静磁界発
生器１６によって発生された実質的に均一な静磁界ＢＯ
　にさらされる。典型的な高静磁界発生器は低温ソレノ
イド（図１に示されたような）である。しかしながら、
本発明は任意の静磁界発生構造（例えば、図１のソレノ
イド静磁界発生器１６と共に示された水平方位と違って
静磁界ＢＯ　が典型的に垂直に方位付けされる永久磁石
の低磁界構造を含む）に適用可能である。

【００４１】通常のＭＲＩシステム素子に加えて、図１
はまた切替え磁界発生器１８を含む。切替え磁界発生器
１８は静磁界発生器１６と関連した導電面の付近におい
て急速に変化する磁束を生成し、活動的な磁界シールド
構造２０が渦電流損失およびそのような渦電流によって
生成された反対磁界によって生じる時間遅延を最小にす
るようにそれらの間に挿入されることが好ましい。この
ような活動的なシールディング自体は当業者に知られて
いるから、したがってここではさらに説明する必要はな
い。パルス化された勾配磁界コイル用の活動的なシール
ディングは例えば従来の米国特許第４，７３３，１８９
　号明細書および、または第４，７３７，７１６　号明
細書に記載されている。

【００４２】切替え磁界発生器１８は電流スイッチおよ
び極性制御装置２４を介して適切な電源２２から電流パ
ルスを与えられ、両者は図１に示されたようにＮＭＲシ
ステム制御装置１０の制御下にある。これによって切替
え磁界発生器１８は、静磁界ＢＯ　が逆方向または同一
方向のいずれか（電磁コイルを通過させられた電流の極
性に応じて）の磁界を発生するように制御されることが
できる。ＴＲ反復間隔内のΔブースト切替え磁界の極性
および大きさ、その時間インターバルΔｔ１　およびそ
の相対的な時間位置Δｔ２　は、図１にも示されたよう
に一般のコンソール１２のオペレータ制御キーボードを
介して制御されてもよい。

【００４３】当業者に対して、典型的なＭＲＩシステム
制御装置１０が本発明を実行する必要のある修正が比較
的容易であると考えられている。例えば、予備の通常の
入力／出力制御ポートが適切に供給され、駆動装置が配
置されなければならない。残りの修正は典型的に例えば
電源２２とスイッチおよび極性制御装置２４並びに活動
的なシールド２０のための駆動装置（示されていない）
に接続されたこのようなポートにおける制御信号の適切
な期間およびタイミングを確保するように適切なプログ
ラムサブモジュールのプログラム制御構造を変更するこ
とによって行われてもよい。適切な制御プログラムモジ
ュールは、図６乃至図１０および図１２と関連された概
略的なタイミング図に基づいて当業者に容易に理解され
るであろう。したがって、詳細なフローチャートまたは
ソースコードリスト等は全く不要であり、また本発明を
示すことができる詳細な説明および記載も必要ない。

【００４４】１つの可能な充電キャパシタ電流電源２２
並びに電流スイッチおよび極性制御装置２４は図２に詳
細に示されている。ここで適当な通常のｄｃ電源４０は
適切な大きさを有するようにＭＲＩシステム制御装置１
０によって制御され、制御スイッチＳＷ２　を介してキ
ャパシタバンクＣ１　を充電するために給電される。認
識されるように、スイッチＳＷ２　は充電期間中（すな
わち、切替え磁界コイル１８が“オフ”である時間中）
のみキャパシタＣ１　に接続される。

【００４５】切替え磁界コイル１８が“オン”状態に付
勢された場合、ＭＲＩシステム制御装置１０は電源をキ
ャパシタバンクＣ１　から切断するようにスイッチＳＷ
２　を適切に制御し、一方Δｔ２　によって決定される
適切な相対タイミングで適切なインターバルΔｔ１　に
対してキャパシタバンクＣ１　を横切る所望の極性接続
を選択するようにスイッチＳＷ１　を制御する。このよ
うにして、切替え磁界コイル１８はＭＲＩシーケンスの
各ＴＲインターバル内で所望の極性、大きさ、期間およ
び相対的なタイミングに制御されてもよい。

【００４６】理想的に、図３の（ａ）に示されたような
核磁化ｍの制御を行うようにΔブーストコイルを駆動す
るために少なくともいくつかの適用に対して方形波の電
流Ｉを使用することが好ましい。ここにおいて、ピーク
磁化ｍは時間ｔＯ　においてΔブーストコイル駆動電流
Ｉの中断と一致する。Δブースト電流が急速にゼロに向
かうように構成することによって、次のＮＭＲパルスシ
ーケンスに実質的に直ぐに、すなわち高められた核磁化
が大きく低下させる可能性が生じる前に進むことができ
る。

【００４７】半分のソレノイド駆動電流パルスＩが使用
された場合（図３の（ｂ）に示され、図２の実施例を使
用した結果のように）、核磁化のある低下は既に時間ｔ
Ｏ　によって生じている可能性がある。

【００４８】ΔブーストコイルがインダクタンスＬを必
ず有しているため、ここで好まれる駆動電源は図３の（
ｃ）に示されるようにほぼ三角波形の電流パルスＩを使
用する。ここにおいて、駆動電流パルスＩの非常に速い
下降後部エッジのために最良のパルス化されたΔブース
ト磁化強化が実現される可能性がある。これは、入来し
ているＮＭＲパルスシーケンスにおいて有効に使用され
ることができる前に低下するように強化された磁化ｍに
対して最少時間を残す。

【００４９】図３の（ｃ）の好ましい結果を得るのに適
切な“フライバック”回路は図４の（ａ）および（ｂ）
に示されている。これらのフライバック駆動回路はそれ
を通して駆動電流Ｉを立上げるようにΔブーストコイル
Ｌを横切って電源Ｖを供給する。核磁化ｍは示されたよ
うに適切に続く。パルス端（制御トランジスタＴ１　の
ベースエミッタ回路と共同するトリガーパルス源ＴＳに
よって決定されるように）において、コイルエネルギは
ダイオードＤを介してキャパシタＣ１　に入力されて制
御される。所望される速い下降時間を実現するために、
キャパシタＣ１　を横切って入力されて制御される電圧
は立上がり中の電圧の約１０倍以上でなければならない
。キャパシタＣ１　中のｔＯ　におけるこの蓄積された
エネルギは、次のパルスサイクルで使用するために電源
ｖに排出されて戻されることが好ましい。図４の（ａ）
および図４の（ｂ）の双方におけるトランジスタスイッ
チＴ１　はもちろんキャパシタの充電中にそれを横切る
必要な高電圧に耐えるように選択されなければならない
。

【００５０】認識されるように、別のタイプの電源およ
びスイッチング構造は使用されることができる。図２、
図３の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）および図４の（ａ）、（
ｂ）は典型的に固体スイッチ装置により実現される。さらに、活動的なシールド回路２０にとって適切な同期
駆動装置はまたＭＲＩシステム制御装置１０の同じ制御
出力を使用することによって得られる。

【００５１】図５に示されるように、サンプル準備期間
中に増加された磁化によって与えられた信号対雑音比に
おけるインクレメント的な増加は最初サンプル準備期間
を増加するために急速に増加する。しかしながら、漸近
線値に対する一般的な指数関数的な方法によると、磁化
における別のインクレメント的な改良は達成するのには
必要な時間が徐々に長くなる。同時に図５において点線
で示されたように、利用可能な応答信号サンプリング窓
時間（固定されたＴＲに対する）は減少する（効果的な
全体的な信号対雑音比で生じたインクレメント的な減少
により）。

【００５２】したがって、多くの理由のために（図５に
概略的に示されているのはその中の少数）、制限された
最大ＴＲインターバルに対して利用可能な時間の最も有
効な使用は制限されたサンプル準備期間を含み（その期
間中に理論的に利用できる増加された核磁化の大部分が
依然として達成される）、それによって増加されたサン
プリング窓（それはさらに利用可能な信号対雑音比を高
める）に対する時間を残す。

【００５３】本発明の１実施例に対する典型的な概略的
なタイミングの例は図６に示されている。そこに示され
るように、全体的なＭＲＩシーケンスはかなり多数（典
型的に数百）のＴＲインターバルを含む。各ＴＲインタ
ーバルはサンプル準備時間および少なくとも１つのＮＭ
Ｒパルスシーケンスを含む。典型的にＴＲインターバル
はＮＭＲパルスシーケンスによって後続される最初のサ
ンプル準備期間を含むものとして考えられる。しかしな
がら、ＴＲインターバルをサンプル準備期間によって後
続されるＮＭＲパルスシーケンスを含んでいると考える
ことが可能である（すなわち、次のＴＲインターバルに
おける次に連続するＮＭＲパルスシーケンスの準備で）
。両タイプのＴＲの定義は図６に示され、ここで相互変
化可能に使用される。

【００５４】ＮＭＲパルスシーケンス自身は、任意の所
望のまたは通常のタイプであってもよい。例えば、ＮＭ
Ｒスピンエコー画像データはＲＦヌーテーションパルス
、パルス化された勾配磁界等の適切な既知のシーケンス
によって生成されてもよい。勾配反転スピンエコーおよ
びＦＩＤシーケンスもまた良く知られている。図６に概
略的に示されたようなＮＭＲパルスシーケンスはまたそ
の期間中に導出されたＮＭＲ　　ＲＦ応答が受信される
（典型的に後続的なデジタル処理のために一連のデジタ
ル化された値に変換される）少なくとも１つのサンプリ
ング窓時間を含む。したがって、図６において“ＮＭＲ
パルスシーケンス”と表示された時間ブロック中、これ
らの通常のＮＭＲ測定活動は全てＮＭＲ核集合の映像を
構成する最終的な使用のためにＭＲＩデータの１サブセ
ットを生成するように任意の所望のシーケンスで発生す
る。

【００５５】図６の実施例において、各ＮＭＲパルスシ
ーケンスの前に切替え磁界＋Δブーストはサンプル準備
期間中にインターバルΔｔ１　の間“オン”に切替えら
れ、ＮＭＲパルスシーケンスの初期化の時間Δｔ２　前
までその状態である。前に説明されたように、好ましい
実施例におけるΔブースト信号の大きさはまた制御可能
である。この実施例において、極性は静磁界ＢＯ　を助
けるように選択される。切り替え磁界のインターバルΔ
ｔ１は実質的に平衡に対して要求されるものより小さく
（すなわち、映像化されている組織の３Ｔ１　よりかな
り小さい）、約０．３　Ｔ１　と約０．６　Ｔ１　との
間であることが好ましい。ここで好ましい１実施例は約
１．２５Ｔ１　のＴＲインターバルを使用し、そのＴＲ
インターバルの約１／３はサンプル準備時間および切替
え磁界“オン”時間Δｔ１　の専用にされる（タイミン
グパラメータΔｔ２　はこの特定の実施例においてゼロ
である）。したがって、Δｔ１　はこの例においてほぼ
０．４　Ｔ１　である。ほぼ０．４　Ｔ１　乃至約０．
５　Ｔ１　の範囲はいくつかの環境に対してほぼ最適で
ある。

【００５６】概して、図６の実施例は通常のＢＯ　より
強い磁界を持つＮＭＲパルスシーケンス間の核磁化を示
す。サンプル準備が非常に長い時間の間連続された場合
、平衡および実質的に最大の磁化は強磁界条件に対して
達成される（例えば山本氏他による文献のように）。しかしながら、本発明のこの実施例において、サンプル
準備中に切替えられた強磁界は比較的短い時間の間（例
えば、平衡を達成するために要求されるものよりもかな
り短い）に発生し、一方ではしかし純粋の核磁化におけ
る実質上の増加を実現するのに十分な長さである。しか
しながら、信号検出（例えば、ＮＭＲパルスシーケンス
サンプリング窓の期間）は低い公称磁界の大きさで導き
、したがって狭いＲＦ受信帯域幅および高い信号対雑音
比（例えば長いサンプリング窓を使用する）を許容する
。

【００５７】ＭＲＩ　　ＲＦ信号検出の期間中、静磁界
（例えば、静磁界に含まれる任意の勾配はＮＭＲパルス
シーケンス内に含まれる意図的に与えられたパルス勾配
磁界よりかなり小さくなければならない）の非常に高い
均一性が要求される。典型的に、これは約１００ｐｐｍ
以下の相対的な静磁界均一性を要求する。しかしながら
、切替え“静”磁界は磁化を準備するために使用される
だけであり、このような過剰な同種性は不要である（例
えば、２５％乃至５０％に過ぎない相対的な均一性で十
分である）。

【００５８】本発明による切替え磁界を使用したときの
異なる切替え“静”磁界強度への核磁化の実際の依存性
は、２つの切替え“静”磁界強度と核が各効果的な実質
的磁界で経験した相対的な時間量の複雑な関数である。刺激されたデータ分析の結果は、一定の時間量で完全な
ＭＲＩ映像データセットを得るために図６の実施例にお
いてサンプル準備時間中に実効または実質磁界を３倍に
することによって信号対雑音比を二重にし得る。

【００５９】切替え磁界ＭＲＩシステムを使用する最大
の動機は高い磁界レベルで磁化を準備し、図６に示され
既に説明されたように低い磁界レベルでＮＭＲパルスシ
ーケンスを行うことであるが、基本的な切替え磁界極性
および大きさの制御能力が設定されると、切替え磁界Ｍ
ＲＩに対するいくつかの可能な有効な適用もある。

【００６０】例えば、図７に示されるようにそれは切替
え磁界（ＢＯ　静磁界と反対極性の）を使用することに
よってＮＭＲパルスシーケンス中に実質的“静”磁界を
低下させるために公称的高静磁界ＭＲＩシステムにおけ
るいくつかの目的に対して望ましい。ＮＭＲパルスシー
ケンス中のこのような低磁界は、シーケンスにおいて使
用されるＲＦヌーテーションパルスに対して要求される
ＲＦ送信パワーを減少し、そうでなければかなり要求さ
れるＲＦ送信パワーのために生じる患者の傷を軽減する
。（もちろん、切替え磁界ΔブーストはＮＭＲパルスシー
ケンス中“オン”であるため、それは通常のＮＲＩシス
テム構造基準にしたがって十分な均一性の実質的磁界を
提供するように設計されていることが好ましい。）磁気
共鳴分光映像システムは必ずかなり高い大きさの静磁界
発生器（例えば、水素以外のＮＭＲ核細胞の映像化を許
容するように）を使用する。伝統的なＭＲＳＩシステム
において、これは比較的高い周波数のＲＦヌーテーショ
ンパルスを必要とする。しかしながら、送信されたＲＦ
ヌーテーションパルス中に負極性のΔブースト切替え磁
界を使用することによって場合（例えば図８に概略的に
示されたように）、要求されたＲＦ送信周波数は低下さ
れ得る（しかし一方では通常の高いＭＲＳＩ　　ＲＦ周
波数での検出を許容する）。さらに、要求されたＲＦ送
信パワーは減少され（上記のような潜在的な患者の傷の
軽減により）、しかも一方では検出されたＮＭＲ　　Ｒ
Ｆ応答において要求された化学シフト情報の全てを維持
する（例えば、適切なＭＲＳＩ結果を保存するように）
。

【００６１】映像ボリュームに関する核流動の測定はま
た図９に示されたような実施例に関して強化され得る。ここで、映像ボリューの外側に位置された核の相対的な
磁化が高められる。したがって、流動する核（例えば血
流等）は映像ボリュームに入るため、そのＮＭＲ信号応
答は静止した核に比較して増加される。これは結果的に
ＭＲＩ映像を見たときに移動する血液を容易に視覚化す
る。血流の測定もこのようにして行われることができる
。相対的な磁化は、サンプル準備期間中に映像ボリュー
ムの外側で補助＋Δブースト磁界をオンに切替えること
によって、およびまたはサンプル準備期間中の映像ボリ
ュームの内側の負極性の−Δブースト磁界をオンに切替
えることによって高められる。いずれかの場合において
、映像ボリュームの外側に位置された核の相対的な磁化
は高められる（映像ボリュームの内側に位置された核に
比較して）。

【００６２】実際の静磁石（すなわち常時“オン”）は
流入した核の磁化を高めるように映像ボリュームの外側
で以前から使用されているが、このような従来技術には
このような２次的な“静”磁石と映像ボリュームとの間
の比較的広い距離が必要である。切替え磁石を使用する
ことによってそれはＮＭＲデータ獲得中“オフ”に切替
えられる（したがって、通常のＮＭＲデータ獲得を妨害
せず、したがってそれが映像ボリュームに近接して配置
されることを許容する）。

【００６３】図１０の実施例に示されたように、切替え
磁界を使用したあるシーケンスはまた選択された核から
映像データだけを抑制するように設計されることができ
る（それによって、特定の所望の組織だけを映像化する
ことを許す）。例えば、実質磁界がサンプル準備期間の
終りに３００　ミリ秒の間ほぼゼロに減少された場合（
図１０に示されるように）、このインターバルより小さ
いまたはそれに近いＴ１　ＮＭＲパラメータを有する核
の縦方向の磁化はほとんど消える。しかしながら、この
インターバルよりかなり長いＴ１　ＮＭＲパラメータを
有する核はほとんど影響を受けない。最後の映像から短
いＴ１　組織を除去するために３００ｍｓ　磁界消去パ
ルスとＮＭＲパルスシーケンスとの間の遅延Δｔ２　は
できるだけ短くなければならない。（そうでなければ、
これらの“速い”Ｔ１　組織は映像シーケンスが始まる
前に、それらの磁化を回復することができる。）したが
って、この実施例は脳または脊髄において大脳背骨流体
（ＣＳＦ）を選択的に映像化するように使用されること
ができ、一方余り重要ではない包囲した組織からのＮＭ
Ｒ信号応答を実質的に抑制する。

【００６４】典型的な永久磁石ＭＲＩシステムは図１１
に概略的に示されており、永久磁石１００　および１０
０　´が垂直方向の静磁界ＢＯ　を生成する。この特定
の実施例において、“成形された”切替え磁界は非対称
的なコイル配列およびまたは切替え磁界発生器を流れる
電流によって生成される。例えば、第１の切替え磁界コ
イル１０２　は＋２Δブースト補助磁界を生成するよう
に“オン”インターバル中に電流　２Ｉを供給され、し
たがってそのコイル付近の患者の背骨領域における磁化
および映像信号対雑音比を高めることができる。さらに
（またはその代わりに）、反対すなわち−Δブースト磁
界は別の組織に関連された核に対する磁化を相対的に増
加させるように身体の反対側でコイル１０４　によって
生成されることができる（例えば、移動する腹部の脂肪
および／または呼吸するアーチファクトに関連した他の
組織）。図１１に示されるように、“抑制”コイル１０
４　は所望の方法で切替え磁界を成形することを助ける
ように小さい大きさの電流Ｉを与えられてもよい。しか
しながら、等しい電流が与えられた場合でも（またコイ
ル構造１０２，１０４　の一方だけが使用された場合で
も）、切替え磁界は非対称的であり、したがって映像ボ
リュームのいくつかの選択された部分からの映像化を選
択的に高めるように映像ボリューム内で“成形される”
（一方映像ボリュームの他の部分から現れる映像を同時
に相対的に抑制する）。

【００６５】図１１の成形された磁界例に対する概略的
なタイミング図は図１２に示され、上記の論議から実質
的に自明でなければならない。

【００６６】前に観察されたように、ＮＭＲ映像中の組
織間のコントラストは、磁界強度が減少すると実際に増
加する。したがって、比較的低い磁界強度で磁化を準備
することが望ましい（効果的な映像コントラストを高め
るために）。これは映像信号対雑音比を適切に減少する
が、いくつかの映像状態に対してそれは望ましい。さら
に、既に述べられたように切替え磁界の大きさ、極性、
期間およびタイミングを制御可能に変化することによっ
て、付加的な制御変形数がいくつかの状況に対して増加
された画像コントラストを実現するために与えられる。例えば、試行およびエラーによって１つのＭＲＩシーケ
ンスから次のものまでのこれらの付加された制御パラメ
ータを変化し、最大コントラストを有する映像を選択す
るために結果的に得られた映像を比較することができる
。しかしながら、この試行およびエラー過程は所定の映
像条件に対して完了されると（例えば特定の患部状態等
に対して、特定の器管または組織のタイプ）、切替え磁
界映像パラメータの特定の組合せが回復されて、最適な
映像結果に最小の試行およびエラーで与えるように類似
の映像環境下で再び制御可能に使用される。

【００６７】当業者が理解するように、ＭＲＳＩにおい
て使用されるいくつかのＮＭＲシーケンスは磁気勾配パ
ルスを使用しない。また後方投射フィルタ再構成技術を
使用した３次元ＭＲＩにおいて、ＭＲＩ映像データは非
選択的なＲＦパルス、およびデータ獲得間の方向を少し
変化する実質的な静的な大きさの磁気勾配を導出される
ことができる。このような方向変化は勾配の作用が基本
的に不適切であるときに、“静”Δブーストパルス中に
行われることができる。また磁気勾配はＮＭＲデータ獲
得シーケンス中パルス的に“オン”にされた場合でも、
後続する各獲得に対する方向を変化する１パルスだけが
必要である。

【００６８】あるＭＲＩシーケンスにおいて、各ＴＲイ
ンターバル中以外の切替え磁界Δブーストを効果的に使
用することもできる。例えば、いくつかの非常に速い部
分的なフリップ角度勾配反転スピンエコー映像シーケン
ス（例えば、約０．４　秒で投影全てを獲得することが
できる）が知られている。エコー平面映像はこれより速
い。これらの完全なＭＲＩシーケンスのいずれかの（例えば
、図１３を参照されたい）直前の比較的短いΔブースト
パルス（例えば平衡を行なうのに十分に小さい、例えば
Ｔ１　よりも小さい）が利用されることができる（各Ｔ
Ｒインターバル内において使用された場合、上記と同じ
理由のために）。

【００６９】完全な速いＭＲＩシーケンスと共にこのよ
うな切替え磁界パルスを使用する方法の別の実施例は図
１４に示されている。ここにおいて、１８０　°のＲＦ
ヌーテーションパルスがエコー平面ＭＲＩシーケンスの
前に与えられている（例えば、脂肪組織磁化がゼロを通
過した場合、ＭＲＩデータを取ることによって映像から
脂肪組織を除去するために）。ＲＦ予備調節パルスおよ
びＭＲＩシーケンスの間にΔブーストパルスを与えるこ
とによって、速いＴ１　組織に磁化の１つの極性を所有
させることができ、一方長いＴ１　組織は反対極性の磁
化で残っている。

【００７０】刺激されたエコーＭＲＩシーケンスは映像
位相エンコーディング、例えばＮＭＲシーケンス自身内
のΔブーストパルスの前であっても発生するパルスΔＢ
ｙ　を許容する（例えば、図１５に概略的に示されるよ
うに）。Δブーストパルスは、それが最初のＲＦ　　Ｎ
ＭＲヌーテーションパルスの後に生じる限り、映像位相
エンコーディングパルス中（例えば図１５の破線を参照
されたい）またはその前に発生する（例えば、図１５に
示されたように９０°）。

【００７１】ＭＲＩシーケンスの切替え磁界部分は、サ
ンプル準備中にほとんどの実施例において発生する。し
かしながら、その他のサンプル準備技術によりこのよう
なΔブーストサンプル準備を実行することが所望される
こともできる。図１６の（ａ）および（ｂ）に示された
ように、ＲＦサンプル準備パルスは切替え磁界時間イン
ターバル中に使用されてもよい。例えば、反転回復シー
ケンスはサンプル準備の一部分でもある最初の１８０　
°ＲＦヌーテーションパルスを使用する。図１６の（ａ
）に示されているように、＋Δブーストパルスは１８０
　°と９０°サンプル準備パルスの間に配置されるか、
或は図１６の（ｂ）に示されているようにそれは１８０
　°ＲＦ準備パルスに重なる。

【００７２】図１７に示されているような双極Δブース
ト適用（＋Δブーストパルスの領域が−Δブーストパル
スの領域に等しい場合）は特に重要である。例えば、こ
のような双極パルスは本質的に比較的長いＴ１　組織に
影響を与えない。しかしながら、それは短いＴ１　組織
からの映像を増大させる。したがって、双極パルスはＴ
１　映像コントラストを増加するために使用されること
ができる。

【００７３】もちろん、ＭＲＩシーケンス中のＴＲイン
ターバル全体より小さいΔブースト切替え磁界パルスを
使用し、さらにいくつかの利点および特別な効果を得る
こともできる。

【００７４】本発明の少数の実施例だけが詳細に記載さ
れているが、当業者は多数の変形および修正がこれらの
例示的な実施例において行われ、一方依然として本発明
の多数の新しい特性および利点を保持することが可能な
ことを認識するであろう。したがって、このような修正
および変形は全て本発明の技術的範囲内に含まれるもの
である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明によるＭＲＩシステムの実施例の全体的
な概略的ブロック図。

【図２】充電キャパシタ電源、および図１の実施例のス
イッチおよび極性制御システムのブロック図。

【図３】磁化ｍの理想的な方形波Δブースト制御、図２
のような半分の制限電流Ｉパルス制御およびここで好ま
しい“フライバック”三角電流Ｉパルス制御を示す波形
図。

【図４】図３の（ｃ）に示された制御を行うための適切
なフライバック回路を概略図。

【図５】本発明の１実施例による固定されたＴＲ間隔に
対する信号サンプリング窓とサンプル準備期間との間の
最適な関係の説明を助ける概略的なグラフ。

【図６】図５に関連した実施例の概略的なタイミング図
。

【図７】逆のブーストがＮＭＲパルスシーケンス中に使
用された本発明の別の実施例の概略的なタイミング図。

【図８】本発明のさらに別の実施例におけるＮＭＲ分光
器パルスシーケンスのＲＦヌーテーションパルス中の逆
に切替えられたフィールドの使用を示す概略的なタイミ
ング図。

【図９】本発明のさらに別の実施例のサンプル準備期間
中に画像体積の外側または内側にそれぞれ配置された切
替えられた同方向および、または逆方向磁界の使用を示
す概略的なタイミング図。

【図１０】画像が本発明のさらに別の実施例において抑
制される核の磁化を実質的に消去するように設計された
特定の期間の切替えられた磁界パルスを示す概略的なタ
イミング図。

【図１１】画像体積の選択されたサブ部分における公称
的な静磁界ＢＯ　と同方向および、または逆方向の成形
され切替えられた磁界を使用した本発明の別の実施例の
概略図。

【図１２】図１１の実施例による概略的なタイミング図
。

【図１３】完全に“速い”ＭＲＩシーケンス（ＭＲＩシ
ーケンス内の各ＴＲ間隔中に逆にされたような）の前に
切替えられたフィールドを使用する本発明の別の実施例
の概略図。

【図１４】完全に“速い”ＭＲＩシーケンス（ＭＲＩシ
ーケンス内の各ＴＲ間隔中に逆にされたような）の前に
切替えられたフィールドを使用する本発明の別の実施例
の概略図。

【図１５】位相エンコードパルスが使用された後、Δブ
ーストパルスを使用した刺激されたパルスエコーＮＭＲ
シーケンスの概略図。

【図１６】準備ＲＦヌーテーションパルスのいくつかが
Δブーストパルスと重なるサンプル準備期間を示すタイ
ミング図。

【図１７】特別な準備効果のために使用される双極Δブ
ーストパルスの波形図。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】　　映像を形成される核に供給される一定
の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置により行われる
磁気共鳴映像方法において、（ａ）時間インターバルΔ
ｔ１　中前記核に切替えられた別の磁界を供給し、それ
は前記核のＴ１　ＮＭＲパラメータより小さく選定され
、（ｂ）１以上のＲＦＮＭＲヌーテーションパルスの供
給およびＭＲＩデータを得るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ
信号受信時間窓を含むＮＭＲパルスシーケンスを実行す
ることを特徴とする磁気共鳴映像方法。
【請求項２】　　さらに、（ｃ）前記ステップ（ａ）は
ステップに先立って完了し、１組の関係したＭＲＩデー
タを得るために複数の連続する反復インターバルＴＲの
それぞれ中ステップ（ａ）および（ｂ）を反復する請求
項１記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項３】　　ＴＲが３Ｔ１　より小さく、Δｔ１　
が０．３Ｔ１　乃至０．６Ｔ１　の範囲にある請求項２
記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項４】　　前記別の磁界が前記静磁界Ｂ０　を助
ける方向である請求項３記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項５】　　ＭＲＩ映像のコントラストが、次のパ
ラメータ、すなわち前記別の磁界の大きさ、時間インタ
ーバルΔｔ１　、および、またはステップ（ａ）および
（ｂ）の相対的タイミングを制御する時間インターバル
Δｔ２の１以上を制御して変化させることによって所定
のＭＲＩデータセットに対して高められる請求項１記載
の磁気共鳴映像方法。
【請求項６】　　ステップ（ａ）がステップ（ｂ）の発
生中に生じ、前記別の磁界が前記静磁界Ｂ０　と反対で
ある請求項１記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項７】　　ステップ（ｂ）が１以上の送信された
ＲＦ　　ＮＭＲパルスを有するＮＭＲ分光映像パルスシ
ーケンスを含み、ステップ（ａ）が前記ＲＦ　　ＮＭＲ
パルスの伝送中にのみ行われる請求項６記載の磁気共鳴
映像方法。
【請求項８】　　ステップ（ａ）がステップ（ｂ）に先
立って完了し、前記別の磁界が前記静磁界Ｂ０　と反対
である請求項１記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項９】　　前記別の磁界が前記静磁界Ｂ０　を助
ける方向であり、ステップ（ａ）中に供給されて映像ボ
リューム中への次の入力におけるそれらの磁化を強める
ようにステップ（ｂ）に先立ってＭＲＩ映像ボリューム
の外側に核を移動させる請求項１記載の磁気共鳴映像方
法。
【請求項１０】　　磁界が前記静磁界Ｂ０　と反対で映
像ボリューム中へステップ（ａ）中に供給される請求項
１または９記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項１１】　　ステップ（ａ）がステップ（ｂ）に
先立って完了し、前記別の磁界が映像ボリュームの少な
くとも一部において前記静磁界Ｂ０　と実質上等しく反
対であり、Δｔ１　は映像から抑圧されるために核のＴ
１　ＮＭＲパラメータに等しいか、それより大きい請求
項１記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項１２】　　前記別の磁界は実質上不均等であり
、その選択された部分からの核の映像を増大させ、一方
が映像ボリュームの他の選択された部分からの核の映像
を比較的抑制するように映像ボリュームに関係して形成
されている請求項１記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項１３】　　前記ＮＭＲシーケンスは、初期ＲＦ
　　ＮＭＲヌーテーションパルスを有する刺激されたエ
コーシーケンスを含み、ステップ（ａ）は前記初期ＲＦ
　　ＮＭＲヌーテーションパルス後に行われる請求項１
記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項１４】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置により行われ
る磁気共鳴映像方法において、（ａ）時間インターバル
Δｔ１　中前記核に切替えられた別の磁界を供給し、そ
れは前記核のＴ１　ＮＭＲパラメータの３倍より小さく
、（ｂ）前記ステップ（ａ）後に全ＭＲＩシーケンスを
実行し、そのＭＲＩシーケンス中前記別の磁界はオフに
切替えられることを特徴とする磁気共鳴映像方法。
【請求項１５】　　（ｃ）前記ステップ（ａ）に先立っ
て前記核に予め調整されたＲＦ　　ＮＭＲヌーテーショ
ンパルスを供給する請求項１または１４記載の磁気共鳴
映像方法。
【請求項１６】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置により行われ
る磁気共鳴映像方法において、（ａ）前記核に前記静磁
界Ｂ０　と反対の別の切替えられた磁界を供給し、（ｂ
）前記ステップ（ａ）中に少なくとも１つのＲＦ　　Ｎ
ＭＲヌーテーションパルスおよびＭＲＩデータを得るた
めの応答ＲＦ　　ＮＭＲ受信時間の適用を含むＮＭＲパ
ルスシーケンスを実行し、（ｃ）複数の連続する繰返し
インターバルＴＲ中ステップ（ａ）および（ｂ）を反復
し、この繰返しインターバルＴＲは前記別の磁界が供給
されないときサンプル準備期間を含んでいることを特徴
とする磁気共鳴映像方法。
【請求項１７】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置により行われ
る磁気共鳴分光映像方法において、（ａ）複数の連続す
る繰返しインターバルＴＲのそれぞれにおいて少なくと
も１つのＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパルスおよびＭ
ＲＳＩデータを得るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ受信時間
の適用を含むＮＭＲ分光パルスシーケンスを実行し、（
ｂ）前記ＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパルスの供給中
に前記静磁界Ｂ０　と反対の切替えられた別の磁界を前
記核に供給し、それによって必要なＲＦ伝送パワーおよ
び周波数を減少させることを特徴とする磁気共鳴分光映
像方法。
【請求項１８】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置により行われる磁気共鳴映像方法において、（ａ
）前記映像ボリュームの外側の核に前記静磁界Ｂ０　と
同じ極性の切替えられた別の磁界を供給し、（ｂ）前記
ステップ（ａ）の後、少なくとも１つのＲＦ　　ＮＭＲ
ヌーテーションパルスおよびＭＲＩデータを得るための
応答ＲＦ　　ＮＭＲ受信時間の適用を含むＮＭＲパルス
シーケンスを実行し、（ｃ）複数の連続する繰返しイン
ターバルＴＲ中ステップ（ａ）および（ｂ）を反復して
関係するＭＲＩデータセットを得ることを特徴とする磁
気共鳴映像方法。
【請求項１９】　　前記ステップ（ａ）中に前記映像ボ
リューム内の核に前記静磁界Ｂ０　と反対の極性で別の
切替られた磁界を供給する請求項１８記載の磁気共鳴映
像方法。
【請求項２０】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置により行われる磁気共鳴分光映像方法において、
（ａ）前記映像ボリューム内の核に前記静磁界Ｂ０　と
反対の極性の切替えられた別の磁界を供給し、（ｂ）ス
テップ（ａ）の後に少なくとも１つのＲＦ　　ＮＭＲヌ
ーテーションパルスおよびＭＲＩデータを得るための応
答ＲＦ　　ＮＭＲ信号受信時間の適用を含むＮＭＲパル
スシーケンスを実行し、（ｃ）複数の連続する繰返しイ
ンターバルＴＲ中ステップ（ａ）および（ｂ）を反復し
て関係するＭＲＩデータセットを得ることを特徴とする
磁気共鳴映像方法。
【請求項２１】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置により行われる磁気共鳴映像方法において、（ａ
）前記映像ボリューム内の核に前記静磁界Ｂ０　と反対
の極性で大きさがほぼ等しい別の磁界のパルスを供給し
、そのパルスは映像から抑圧されるべき核のＴ１　ＮＭ
Ｒパラメータにほぼ等しいか、或いはそれよりも大きい
期間を有しており、（ｂ）ＲＦ　　ＮＭＲヌーテーショ
ンパルスと、磁気勾配パルスと、ＭＲＩデータを得るた
めの応答ＲＦ　　ＮＭＲ信号受信時間の適用を含むＮＭ
Ｒパルスシーケンスを実行し、（ｃ）複数の連続する繰
返しインターバルＴＲ中ステップ（ａ）および（ｂ）を
反復して関係するＭＲＩデータセットを得ることを特徴
とする磁気共鳴映像方法。
【請求項２２】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置により行われる磁気共鳴映像方法において、（ａ
）前記映像ボリューム内の核に不均一であり映像ボリュ
ームの予め定められた部分内の実効的磁界に優先的に影
響するような形状の切替えられた別の磁界を供給し、（
ｂ）ステップ（ａ）の後に少なくとも１つのＲＦ　　Ｎ
ＭＲヌーテーションパルスおよびＭＲＩデータを得るた
めの応答ＲＦ　　ＮＭＲ信号受信時間の適用を含むＮＭ
Ｒパルスシーケンスを実行し、（ｃ）複数の連続する繰
返しインターバルＴＲ中ステップ（ａ）および（ｂ）を
反復して関係するＭＲＩデータセットを得ることを特徴
とする磁気共鳴映像方法。
【請求項２３】　　前記別の磁界は、映像ボリュームの
選択された部分における前記静磁界Ｂ０　を助ける請求
項２２記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項２４】　　前記別の磁界は、映像ボリュームの
選択された第２の部分における前記静磁界Ｂ０　と反対
である請求項２３記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項２５】　　前記別の磁界は、映像ボリュームの
選択された部分において前記静磁界Ｂ０　と反対である
請求項２２記載の磁気共鳴映像方法。
【請求項２６】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置により行われ
る磁気共鳴映像方法において、（ａ）制御可能な大きさ
、期間、および前記核に対する発生時間の切替られた別
の磁界を供給し、（ｂ）少なくとも１つのＲＦ　　ＮＭ
ＲヌーテーションパルスおよびＭＲＩデータを得るため
の応答ＲＦ　　ＮＭＲ信号受信時間の適用を含むＮＭＲ
パルスシーケンスを実行し、（ｃ）複数の連続する繰返
しインターバルＴＲ中ステップ（ａ）および（ｂ）を反
復して関係するＭＲＩデータを獲得し、（ｄ）パラメー
タの大きさ、期間、および発生時間を制御して前記ＭＲ
Ｉデータを使用して生成されたＭＲＩ映像の画像のコン
トラストを増大させることを特徴とする磁気共鳴映像方
法。
【請求項２７】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置を具備する磁
気共鳴映像装置において、（ａ）時間インターバルΔｔ
１　中前記核にその核のＴ１　ＮＭＲパラメータより小
さい切替えられた別の磁界を供給する手段と、（ｂ）１
以上のＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパルスの供給およ
びＭＲＩデータを得るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ受信時
間窓の適用を含むＮＭＲパルスシーケンスを実行する手
段とを具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項２８】　　さらに関係したＭＲＩデータセット
を得るために複数の連続する繰返しインターバルＴＲ中
に手段（ａ）および（ｂ）を反復的に動作させる手段を
具備する請求項２７記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項２９】　　前記別の磁界の大きさ、時間インタ
ーバルΔｔ１　、および、またはステップ（ａ）および
（ｂ）の相対的タイミングを制御する時間インターバル
Δｔ２　の１以上を制御して変化させることによって所
定のＭＲＩデータセットに対してＭＲＩ映像のコントラ
ストを高める手段を具備する請求２７記載の磁気共鳴映
像装置。
【請求項３０】　　前記別の磁界が前記静磁界Ｂ０　を
助ける方向であり、映像ボリューム中への次の入力にお
けるそれらの磁化を強めるようにＭＲＩ映像ボリューム
の外側に核を移動させるように供給される請求項２７記
載の磁気共鳴映像装置。
【請求項３１】　　映像ボリューム内へ前記静磁界Ｂ０
　と反対方向の別の磁界が供給される請求項３０記載の
磁気共鳴映像装置。
【請求項３２】　　前記別の磁界が映像ボリュームの少
なくとも一部において前記静磁界Ｂ０　とほぼ等しく極
性が反対であり、Δｔ１　は映像形成において抑圧され
るために核のＴ１　ＮＭＲパラメータにほぼ等しいか、
それより大きい請求項２７記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項３３】　　前記別の磁界は実質上不均等であり
、映像ボリュームの選択された部分からの核の映像を増
大させ、一方映像ボリュームの他の選択された部分から
の核の映像を比較的抑制するように映像ボリュームに関
係して成形されている請求項２７記載の磁気共鳴映像装
置。
【請求項３４】　　前記ＮＭＲシーケンスは、初期ＲＦ
　　ＮＭＲヌーテーションパルスを有する刺激されたエ
コーシーケンスを含み、手段（ａ）は前記初期ＲＦ　　
ＮＭＲヌーテーションパルス後に前記別の磁界を供給す
るように手段（ｂ）と関連して動作する請求項２７記載
の磁気共鳴映像装置。
【請求項３５】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置を具備してい
る磁気共鳴映像装置において、（ａ）時間インターバル
Δｔ１　中前記核にその核のＴ１　ＮＭＲパラメータの
３倍より小さい切替えられた別の磁界を供給する手段と
、（ｂ）前記ステップ（ａ）後に全ＭＲＩシーケンスを
実行し、そのＭＲＩシーケンス中前記別の磁界をオフに
切替える手段とを具備していることを特徴とする磁気共
鳴映像装置。
【請求項３６】　　前記切替えられた別の磁界の供給に
先立って前記核に予め調整されたＲＦ　　ＮＭＲヌーテ
ーションパルスを供給する手段を具備している請求項３
５記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項３７】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置を具備してい
る磁気共鳴映像装置において、（ａ）前記核に前記静磁
界Ｂ０　と反対の切替えられた別の磁界を供給する手段
と、（ｂ）少なくとも１つのＲＦ　　ＮＭＲヌーテーシ
ョンパルスおよびＭＲＩデータを得るための応答ＲＦ　
　ＮＭＲ受信時間の適用を含むＮＭＲパルスシーケンス
を実行する手段と、（ｃ）複数の連続する繰返しインタ
ーバルＴＲ中に手段（ａ）および（ｂ）を反復的に動作
させる手段とを具備し、この繰返しインターバルＴＲは
前記別の磁界が供給されないときサンプル準備期間を含
んでいることを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項３８】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置を具備してい
る磁気共鳴分光映像装置において、（ａ）複数の連続す
る繰返しインターバルＴＲのそれぞれにおいて少なくと
も１つのＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパルスおよびＭ
ＲＩデータを得るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ受信時間の
適用を含むＮＭＲパルスシーケンスを実行する手段と、
（ｂ）前記ＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパルスの供給
中に前記静磁界Ｂ０　と反対の切替えられた別の磁界を
前記核に供給し、それによって必要なＲＦ伝送パワーお
よび周波数を減少させる手段とを具備していることを特
徴とする磁気共鳴分光映像装置。
【請求項３９】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置を具備している磁気共鳴映像装置において、（ａ
）前記映像ボリュームの外側の核に前記静磁界Ｂ０　と
同じ極性の切替えられた別の磁界を供給する手段と、（
ｂ）少なくとも１つのＲＦＮＭＲヌーテーションパルス
およびＭＲＩデータを得るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ受
信時間の適用を含むＮＭＲパルスシーケンスを実行する
手段と、（ｃ）複数の連続する繰返しインターバルＴＲ
中に手段（ａ）および（ｂ）を反復して動作させて関係
するＭＲＩデータセットを得る手段とを具備しているこ
とを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項４０】　　前記映像ボリューム内の核に前記静
磁界Ｂ０　と反対の極性の別の切替られた磁界供給する
手段をさらに具備している請求項３９記載の磁気共鳴映
像装置。
【請求項４１】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置を具備している磁気共鳴映像装置において、（ａ
）前記映像ボリューム内の核に前記静磁界Ｂ０　と反対
の極性の切替えられた別の磁界を供給する手段と、（ｂ
）少なくとも１つのＲＦ　　ＮＭＲヌーテーションパル
スおよびＭＲＩデータを得るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ
信号受信時間の適用を含むＮＭＲパルスシーケンスを実
行する手段と、（ｃ）複数の連続する繰返しインターバ
ルＴＲ中手段（ａ）および（ｂ）を反復して動作させて
関係するＭＲＩデータセットを得る手段を具備している
ことを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項４２】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置を具備している磁気共鳴映像装置において、（ａ
）前記映像ボリューム内の核に前記静磁界Ｂ０　と反対
の極性で大きさがほぼ等しい別の磁界のパルスであって
、映像から抑圧されるべき核のＴ１　ＮＭＲパラメータ
にほぼ等しいか、或いはそれより大きい期間を有するパ
ルスを供給する手段と、（ｂ）少なくとも１つのＲＦ　
　ＮＭＲヌーテーションパルスおよびＭＲＩデータを得
るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ信号受信時間の適用を含む
ＮＭＲパルスシーケンスを実行する手段と、（ｃ）複数
の連続する繰返しインターバルＴＲ中手段（ａ）および
（ｂ）を反復して動作させて関係するＭＲＩデータセッ
トを得る手段とを具備していることを特徴とする磁気共
鳴映像装置。
【請求項４３】　　映像ボリューム内の映像を形成され
る核に供給される一定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発
生装置を具備している磁気共鳴映像装置において、（ａ
）前記映像ボリューム内の核に実質上不均一であり映像
ボリュームの予め定められた部分内の実効的磁界に優先
的に影響するような形状の切替えられた別の磁界を供給
する手段と、（ｂ）少なくとも１つのＲＦ　　ＮＭＲヌ
ーテーションパルスおよびＭＲＩデータを得るための応
答ＲＦ　　ＮＭＲ信号受信時間の適用を含むＮＭＲパル
スシーケンスを実行する手段と、（ｃ）複数の連続する
繰返しインターバルＴＲ中手段（ａ）および（ｂ）を反
復して動作させて関係するＭＲＩデータを得る手段とを
具備していることを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項４４】　　前記別の磁界は、映像ボリュームの
選択された部分における前記静磁界Ｂ０　を助ける方向
である請求項４３記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項４５】　　前記別の磁界は、映像ボリュームの
選択された第２の部分における前記静磁界Ｂ０　と反対
である請求項４４記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項４６】　　前記別の磁界は、映像ボリュームの
選択された部分における前記静磁界Ｂ０　と反対である
請求項４３記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項４７】　　映像を形成される核に供給される一
定の実質上均一な静磁界Ｂ０　の発生装置を具備してい
る磁気共鳴映像装置において、（ａ）制御可能な大きさ
、期間、および発生時間の切替られた別の磁界を前記核
に対して供給する手段と、（ｂ）少なくとも１つのＲＦ
　　ＮＭＲヌーテーションパルスおよびＭＲＩデータを
得るための応答ＲＦ　　ＮＭＲ信号受信時間の適用を含
むＮＭＲパルスシーケンスを実行する手段と、（ｃ）複
数の連続する繰返しインターバルＴＲ中に手段（ａ）お
よび（ｂ）を反復して動作させて関係するＭＲＩデータ
セットを得る手段と、（ｄ）パラメータの大きさ、期間
、および発生時間の少なくとも１つを制御して前記ＭＲ
Ｉデータを使用して生成されたＭＲＩ映像の画像のコン
トラストを増大させる手段とを具備していることを特徴
とする磁気共鳴映像装置。