JPH0433640A - 評価方法および装置 - Google Patents
評価方法および装置Info
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- JPH0433640A JPH0433640A JP2281693A JP28169390A JPH0433640A JP H0433640 A JPH0433640 A JP H0433640A JP 2281693 A JP2281693 A JP 2281693A JP 28169390 A JP28169390 A JP 28169390A JP H0433640 A JPH0433640 A JP H0433640A
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- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
- G01R33/4838—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective suppression or saturation of MR signals
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
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- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、例えば、人体、食品、あるいは加工工業製品
、あるいはプロセスそれ自体の検査のための、磁気共鳴
に基く方法および装置に関する。
、あるいはプロセスそれ自体の検査のための、磁気共鳴
に基く方法および装置に関する。
磁気共鳴画像化(MRI)は、核磁気共鳴(NMR)現
象を用いて物体の原子核密度の局部的分布、あるいは原
子核と関連するNMR特性、あるいはこれに対する影響
を有する物理的および化学的特性を見出す手法である。
象を用いて物体の原子核密度の局部的分布、あるいは原
子核と関連するNMR特性、あるいはこれに対する影響
を有する物理的および化学的特性を見出す手法である。
このようなNMR特性は、例えば、(縦方向の緩和時間
TIを特徴とする)縦方向の緩和、(横方向の緩和時間
T2を特徴とする)横方向の緩和、(緩和時間T 1
rhoを特徴とする)回転座標における緩和、化学シフ
ト、原子核間の結合因子を含む。
TIを特徴とする)縦方向の緩和、(横方向の緩和時間
T2を特徴とする)横方向の緩和、(緩和時間T 1
rhoを特徴とする)回転座標における緩和、化学シフ
ト、原子核間の結合因子を含む。
NMR特性に影響を及ぼす物理的現象は、例えば、流速
、拡散、常磁性体、強磁性体、粘性および温度を含む。
、拡散、常磁性体、強磁性体、粘性および温度を含む。
磁気共鳴および磁気共鳴画像化の方法および用途につい
ては、多数の文献において記載されている。即ち、1e
hrli、 FW、 Shaw、 D、、 Kneel
and。
ては、多数の文献において記載されている。即ち、1e
hrli、 FW、 Shaw、 D、、 Kneel
and。
B、 J、著 rBioIIedical Mag
netic ResonanceImagingJ
(VCII Publishers社、New Yo
rk、 1988年発行) 、5tark、 D、
D およびBradley、 f、 G。
netic ResonanceImagingJ
(VCII Publishers社、New Yo
rk、 1988年発行) 、5tark、 D、
D およびBradley、 f、 G。
著rMagnetic resonance imaH
ingJ (C,V。
ingJ (C,V。
Mo5by社、SL、 Louis、 1988年発行
) 、Gadian、 D。
) 、Gadian、 D。
G、著 rNuclear magnetic r
esonance and 1tsapplica
tions to living system
sJ (OxfordUniv、 Press、
London、 1982年発行) 、Sham。
esonance and 1tsapplica
tions to living system
sJ (OxfordUniv、 Press、
London、 1982年発行) 、Sham。
D、著 rFourier transform
NMR5pectroscopyJ(Elsevier
、 Amsterdam、 1984年発行)、[3a
ttoclettj、 J、 It、著 「NM
Rproton imagingJ(CRCCr1s
t、、 Rev、 Biomed、 Eng、第11巻
、313〜356頁、1984年発行) 、Mansf
ield、 P、およびMorris、 P、
G 著 rNMRimagiB in biom
edirinc。
NMR5pectroscopyJ(Elsevier
、 Amsterdam、 1984年発行)、[3a
ttoclettj、 J、 It、著 「NM
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t、、 Rev、 Biomed、 Eng、第11巻
、313〜356頁、1984年発行) 、Mansf
ield、 P、およびMorris、 P、
G 著 rNMRimagiB in biom
edirinc。
^dv、 in magnetic rcson
anceJ (^CadellCPress、 Ne
w York、 1982年発行)、^bragam^
、著rThe principles or nucl
ear magnetismJ(C1arendon
Press、 0xford、 1961年発行)、L
a5ker、 S、 E、およびMilvy、
P、(eds、)著rE1ectron 5pin
resonance and nuclearm
agnettc resonance in b
iology and medicineand
magnetic resonance in
biological systemsJ(^nn
als of New York Acade
my of 5ciences。
anceJ (^CadellCPress、 Ne
w York、 1982年発行)、^bragam^
、著rThe principles or nucl
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Press、 0xford、 1961年発行)、L
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magnetic resonance in
biological systemsJ(^nn
als of New York Acade
my of 5ciences。
第222巻、New York Academy
or 5ciences、NewYork、 1
973年発行) 、5cpponen R,E、著rD
iscrisination and chara
cterization nrbiological
tissues with magnetic
resonancei鳳aging: ^ 5t
udy on methods for Tl
、 T2゜Tlrho and Chemica
l 5hift imagingJ (Acta
polytechnica 5candinavic
a F、L−56,1lclsinki。
or 5ciences、NewYork、 1
973年発行) 、5cpponen R,E、著rD
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、 T2゜Tlrho and Chemica
l 5hift imagingJ (Acta
polytechnica 5candinavic
a F、L−56,1lclsinki。
1986年発行) 、Fukushis+a、 l’
、、およびRocder。
、、およびRocder。
S、 B、著「Experimental pulse
NMRJ (^dd i 5onWesleySLo
ndon、 19旧年発行) 、Thomas、 S
。
NMRJ (^dd i 5onWesleySLo
ndon、 19旧年発行) 、Thomas、 S
。
村、およびDixon R,I5. (eds、 )
著rNMRinmedicine: The in
strumentation and clini
calapplicationsJ (Medica
I Physics ilonographNo、
14、American In5titute o
f Physics、 NewYork、 1986年
発行) 、Andersnn、 f、^1等の米国特許
筒3.475.680号、Ern5L、 R,R,(7
)米国特許筒3.50691号、Tomlinson、
B、 I42等の同第4. o3a、 19x号
、Ern5t R,Rの同第3.873.909号、E
rn5t R,R,の同第4.070.611号、Bc
rLrand、 R,D。
著rNMRinmedicine: The in
strumentation and clini
calapplicationsJ (Medica
I Physics ilonographNo、
14、American In5titute o
f Physics、 NewYork、 1986年
発行) 、Andersnn、 f、^1等の米国特許
筒3.475.680号、Ern5L、 R,R,(7
)米国特許筒3.50691号、Tomlinson、
B、 I42等の同第4. o3a、 19x号
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rLrand、 R,D。
等の同第4.345.207号、Young、
R,の同第4.563.6/17号、1lofer、
D、 C,等の同第4.110.681号、5avol
ainen、 M、 K、著「Magnetic re
sonanceimaging at O,02T
: Desiにn and evaluatio
n ofradio frequency co
jls with wave windjngJ
(AcLa Po1yLechnjca 5candi
navica Ph 158.11elsiki、19
88年発行) 、S e p 1)l)n e n、
R,Iiの米国特許筒4.743.850号、5epp
oncn、 R,E、の同第4.65/l、 595
号、5avolainen、 M、 K、の同第4
.712.068号、S c p p l) n e
n 、 R、I’、、の同第4.587.493号、
5avolainen、 M、 K、の同第4.6
44.281号、およびKupiajnen、 J、
の同第4.668.9(14号。
R,の同第4.563.6/17号、1lofer、
D、 C,等の同第4.110.681号、5avol
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: Desiにn and evaluatio
n ofradio frequency co
jls with wave windjngJ
(AcLa Po1yLechnjca 5candi
navica Ph 158.11elsiki、19
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号、5avolainen、 M、 K、の同第4
.712.068号、S c p p l) n e
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5avolainen、 M、 K、の同第4.6
44.281号、およびKupiajnen、 J、
の同第4.668.9(14号。
医療用の画像化法は、更に頻繁に水素原子核の磁気共鳴
を利用するが、これは水素の原子核が高い磁気モーメン
トを持つ故であり、生体組織におけるその含有量が多い
故である。以下本文においては、文献において用いられ
る慣例に従うことにするが、文献においては、水素原子
核は陽子と呼ばれ、検査される原子核は一般にスピンと
呼ばれる。
を利用するが、これは水素の原子核が高い磁気モーメン
トを持つ故であり、生体組織におけるその含有量が多い
故である。以下本文においては、文献において用いられ
る慣例に従うことにするが、文献においては、水素原子
核は陽子と呼ばれ、検査される原子核は一般にスピンと
呼ばれる。
従来技術によれば、第1図において、検査される物体P
ができるだけ均質な磁界B 11(いわゆる、偏極磁界
)に置かれ、装置は更にNMR信号を検出するための信
−号コイルCを含み、このコイルはNMR分光J1と接
続され、本装置には位置の情報をコード化するため勾配
コイル装置Gが設けられ、これにより要求される電流は
分光計により制御される勾配電流ソースGCにより供給
される。
ができるだけ均質な磁界B 11(いわゆる、偏極磁界
)に置かれ、装置は更にNMR信号を検出するための信
−号コイルCを含み、このコイルはNMR分光J1と接
続され、本装置には位置の情報をコード化するため勾配
コイル装置Gが設けられ、これにより要求される電流は
分光計により制御される勾配電流ソースGCにより供給
される。
検査される物体を核磁気」(引用波数とは周なる(共鳴
しない放射)周波数における無線周波数放射に当て、こ
れにより急激に蛋白質成分の磁化を飽和させることは、
従来公知である。生体組織の場合には、磁気共鳴画像に
おいて目に見える信号がほとんどの場合水分あるいは脂
肪の分子の陽子から生じる。典型的には、このNMR信
号の′r2は30妬以−1−である。蛋白質に含まれる
陽子と対応する信号の緩和時間は0.5郵以下であり、
典型的な磁気共鳴画像化において蛋白質を直接見るため
には短か過ぎる。Millの水および脂肪分子に含まれ
る陽子の共鳴周波数と異なる放射を当てることにより、
脂肪および水の陽子の核磁化に直接影響を及ぼすことな
く前記蛋白質の陽子の核磁化を飽和することが可能であ
る。
しない放射)周波数における無線周波数放射に当て、こ
れにより急激に蛋白質成分の磁化を飽和させることは、
従来公知である。生体組織の場合には、磁気共鳴画像に
おいて目に見える信号がほとんどの場合水分あるいは脂
肪の分子の陽子から生じる。典型的には、このNMR信
号の′r2は30妬以−1−である。蛋白質に含まれる
陽子と対応する信号の緩和時間は0.5郵以下であり、
典型的な磁気共鳴画像化において蛋白質を直接見るため
には短か過ぎる。Millの水および脂肪分子に含まれ
る陽子の共鳴周波数と異なる放射を当てることにより、
脂肪および水の陽子の核磁化に直接影響を及ぼすことな
く前記蛋白質の陽子の核磁化を飽和することが可能であ
る。
蛋白質に含まれる陽子と水の分子に含まれる陽子との間
には、連続的な相互作用が存在する。
には、連続的な相互作用が存在する。
このため、蛋白質に含まれる陽子の飽和は、いわゆる磁
化トランスファ(MT)現象により水の分子の核磁化に
影響を及ぼす。この現象は、組織の蛋白質、脂肪および
水量の相互作用を研究し、異なる組織間の改善されたコ
ントラストを磁気共鳴画像化において達成するために利
用することができる。磁化トランスファ現象は、例えば
、S、 D、 IolffおよびR,S、 Ba
1abanの文献rMagnetic Re5onan
ce in MedicineJ(第1O号、135乃
至144頁(1989年))において記載されている。
化トランスファ(MT)現象により水の分子の核磁化に
影響を及ぼす。この現象は、組織の蛋白質、脂肪および
水量の相互作用を研究し、異なる組織間の改善されたコ
ントラストを磁気共鳴画像化において達成するために利
用することができる。磁化トランスファ現象は、例えば
、S、 D、 IolffおよびR,S、 Ba
1abanの文献rMagnetic Re5onan
ce in MedicineJ(第1O号、135乃
至144頁(1989年))において記載されている。
上記の飽和現象は、いわゆる無線周波数ブリードと取り
違えてはならない。この現象は、縦方向の緩和時間がT
1であり横方向の緩和時間がT2である物体に対する共
鳴しない放射の直接的な影響を指す。即ち、 Mf=MO*(1+T22*w”)/(1+T22*w
2+(τ旧)2*T1*T2) (1
)但し、Mfは放射後の磁化であり、MOは平衡磁化値
、W/(2π)は放射周波数と適正な共鳴周波数間の差
の周波数、13.1は放射された交番磁界の振幅、およ
びτはいわゆる検査される原子核の磁気回転、比である
11式(1)における前提は、放射時間がT1と同し次
元であることである。
違えてはならない。この現象は、縦方向の緩和時間がT
1であり横方向の緩和時間がT2である物体に対する共
鳴しない放射の直接的な影響を指す。即ち、 Mf=MO*(1+T22*w”)/(1+T22*w
2+(τ旧)2*T1*T2) (1
)但し、Mfは放射後の磁化であり、MOは平衡磁化値
、W/(2π)は放射周波数と適正な共鳴周波数間の差
の周波数、13.1は放射された交番磁界の振幅、およ
びτはいわゆる検査される原子核の磁気回転、比である
11式(1)における前提は、放射時間がT1と同し次
元であることである。
一般に、磁化トランスファの試験条件においては、差の
周波数は、式lにおいて示されるように、放射の直接的
な効果が蛋白質により生じる間接的な効果に比較して小
さいように選定される。
周波数は、式lにおいて示されるように、放射の直接的
な効果が蛋白質により生じる間接的な効果に比較して小
さいように選定される。
反転回復(IR)は、磁気共鳴画像化において使用され
る手法の1つである。第2図に示されるように、この手
法即ち方法は、反転パルス(IP)あるいは反転を生し
るためのある他の類似の作用(例えば、断熱的な急速通
過複合パルス)を含み、磁化ベクトルは180°回転さ
れ、回復時間はTI。
る手法の1つである。第2図に示されるように、この手
法即ち方法は、反転パルス(IP)あるいは反転を生し
るためのある他の類似の作用(例えば、断熱的な急速通
過複合パルス)を含み、磁化ベクトルは180°回転さ
れ、回復時間はTI。
磁化はその平衡fICiならびに実際の画像化に向かっ
て回復し、得られる画像のコントラストは磁化が期間T
I内で回復するに要した時間の程度に依存する。
て回復し、得られる画像のコントラストは磁化が期間T
I内で回復するに要した時間の程度に依存する。
磁化の回復は、時定数TI(縦方向の緩和時間)に関し
て説明することができる。即ち、關=M、(1−2ex
p(−TI/TI)+exp(−TR/TI)) (
2)但し、Mは時間T1が反転パルスから経過した後の
磁化の大きさ、M、、は平衡状態と対応する磁化、TR
は反復される測定の間隔である。緩和時間TIは、画像
化される物体(例えば、色々な種類の組織)の化学的お
よび物理的特性に依存する。
て説明することができる。即ち、關=M、(1−2ex
p(−TI/TI)+exp(−TR/TI)) (
2)但し、Mは時間T1が反転パルスから経過した後の
磁化の大きさ、M、、は平衡状態と対応する磁化、TR
は反復される測定の間隔である。緩和時間TIは、画像
化される物体(例えば、色々な種類の組織)の化学的お
よび物理的特性に依存する。
ある場合には、磁化の回復は1つの緩和時間では充分に
よく表わせないが、それでも面この現象の主な特徴は更
に簡単な式2により説明することができる。反転回復シ
ーケンスにおいて特に本質的なことは、反転時間のある
選択により、あるT1を占有するサンプルの磁化、従っ
て得られるN M R信号がゼロであることである。
よく表わせないが、それでも面この現象の主な特徴は更
に簡単な式2により説明することができる。反転回復シ
ーケンスにおいて特に本質的なことは、反転時間のある
選択により、あるT1を占有するサンプルの磁化、従っ
て得られるN M R信号がゼロであることである。
医療的な画像化においてに記の原理が追及され、ある種
類の組織がゼロの信号を生じ、この組織と他の組織間の
組織のコントラストが顕著になるように反転時間が選定
される。しかし、通常の画像化においては、ある信号が
正確にゼロであることは重要ではなく、唯一の重要な点
はノイズに対する強さの絶対差である。
類の組織がゼロの信号を生じ、この組織と他の組織間の
組織のコントラストが顕著になるように反転時間が選定
される。しかし、通常の画像化においては、ある信号が
正確にゼロであることは重要ではなく、唯一の重要な点
はノイズに対する強さの絶対差である。
磁気共鳴画像化法の興味ある一1F¥は、磁気共鳴血管
造影法(MR血管造影法)と関連する。
造影法(MR血管造影法)と関連する。
これらの方法の1つの[1的は、他の組織に対する血管
のコントラストを最大化することである。
のコントラストを最大化することである。
もしコントラストが充分であれば、いわゆる投影法を同
時に励起される対象物全体に用いることが可能である。
時に励起される対象物全体に用いることが可能である。
このため、対象物の血管系統全体がX線造影法と似た画
像として見ることができる。
像として見ることができる。
上記のMR血管造影法および類似の投影手法は、問題と
なるものと別の種類の組織から発される信号が略々ゼロ
であることを要求する。はとんとの場合、このようなコ
ントラストは、2っ以北の画像の組合わせによってのみ
達成可能である。
なるものと別の種類の組織から発される信号が略々ゼロ
であることを要求する。はとんとの場合、このようなコ
ントラストは、2っ以北の画像の組合わせによってのみ
達成可能である。
例えば、M R血管造影法は、僅かに小さな信号を発す
る移動スピンの画像を1μ初に取り、次いで通常の信号
を出す流れスピンの画像を取ることにより実施すること
ができる。これは、いわゆる0MN法あるいは類似の方
法(例えば、C,E。
る移動スピンの画像を1μ初に取り、次いで通常の信号
を出す流れスピンの画像を取ることにより実施すること
ができる。これは、いわゆる0MN法あるいは類似の方
法(例えば、C,E。
5pritzer、 R,^、旧i’nderの文献
rMagneticResonance Quarte
rlyJ 、第5号、205乃至227頁(1989年
))により可能である。これら2つの画像の差の画像に
おいては、静止スピンが消えて移動スピン(例えば、血
管中に流れる血液)のみが残る。別の可能性は、コント
ラスト媒体の注入前後の画像を取ることである。血液の
特性がコントラスト媒体の作用により変化するが、池の
組織は一般に変化しないままである。このため、差の画
像において[1に見えるものは血管系統に池ならない。
rMagneticResonance Quarte
rlyJ 、第5号、205乃至227頁(1989年
))により可能である。これら2つの画像の差の画像に
おいては、静止スピンが消えて移動スピン(例えば、血
管中に流れる血液)のみが残る。別の可能性は、コント
ラスト媒体の注入前後の画像を取ることである。血液の
特性がコントラスト媒体の作用により変化するが、池の
組織は一般に変化しないままである。このため、差の画
像において[1に見えるものは血管系統に池ならない。
2つの別個の画像はある問題を含む。対象物(例えば、
患者)の運動は[]的とする結果を台なしにすることが
ある。系統全体に要求されるダイナミックスは、一般に
、検査される組織により発される信号が信号全体の一部
に過ぎないの種類の組織からのみ生じる状況を生成する
ことがしばしば望ましい。反転回復シーケンスは、ある
選定された種類の組織から生しる信号をゼロまでも減少
させる1つの方法である1、シかし、問題は、生体がし
ばしば非常に多岐にわたる異なる緩和時間を持つ複雑な
構成であることである。1つの特定の種類を除いて他の
全ての種類の組織からゼロ信号が生じるように反転時間
T!を選定することは一般に可能ではない。
患者)の運動は[]的とする結果を台なしにすることが
ある。系統全体に要求されるダイナミックスは、一般に
、検査される組織により発される信号が信号全体の一部
に過ぎないの種類の組織からのみ生じる状況を生成する
ことがしばしば望ましい。反転回復シーケンスは、ある
選定された種類の組織から生しる信号をゼロまでも減少
させる1つの方法である1、シかし、問題は、生体がし
ばしば非常に多岐にわたる異なる緩和時間を持つ複雑な
構成であることである。1つの特定の種類を除いて他の
全ての種類の組織からゼロ信号が生じるように反転時間
T!を選定することは一般に可能ではない。
M R血管造影法に加えて、」1記の特質は、対象物の
脳を髄液の分布を明瞭にするため有力なMRを髄造影法
に妥当する。。
脳を髄液の分布を明瞭にするため有力なMRを髄造影法
に妥当する。。
磁気共鳴画像化の1つの応用は、微小循環現象を目に見
えるようにするためのいわゆる潅注感応画像化法である
。広く用いられるこの方法は、大きないわゆる潅注勾配
の使用に基くものである。信号の収集に先立つ励起パル
スおよびそれらの振幅および持続時間が静止スピンに対
するそれらの影響がゼロになるが移動スピンに対しては
ゼロ以外となるように選定された後、このような勾配が
現れる。
えるようにするためのいわゆる潅注感応画像化法である
。広く用いられるこの方法は、大きないわゆる潅注勾配
の使用に基くものである。信号の収集に先立つ励起パル
スおよびそれらの振幅および持続時間が静止スピンに対
するそれらの影響がゼロになるが移動スピンに対しては
ゼロ以外となるように選定された後、このような勾配が
現れる。
目的とする結果像を用いて、信号の振幅あるいは位相に
おける変動を調べる。頭書の特許請求の範囲に記載され
る本発明においては、反転回復シーケンスが種々の組織
間のコントラストに対して影響を有する、従来技術にお
けるよりも大きな自°山度を生じるように修正される。
おける変動を調べる。頭書の特許請求の範囲に記載され
る本発明においては、反転回復シーケンスが種々の組織
間のコントラストに対して影響を有する、従来技術にお
けるよりも大きな自°山度を生じるように修正される。
本方法は、反転を生じる手順および共鳴を生じない放射
の手順を含む阜舎;H部分、ならびに磁気像の計算を容
易にする位置のコード化を行う従来技術の磁気共鳴画像
化法を用いるための画像化部分とからなっている。
の手順を含む阜舎;H部分、ならびに磁気像の計算を容
易にする位置のコード化を行う従来技術の磁気共鳴画像
化法を用いるための画像化部分とからなっている。
本発明は、添付図面において例示される。
第3図は、本発明による1つのパルス・シーケンスを示
す。通常の反転回復シーケンスに先立ち、サンプルが共
鳴を生じない放射(S P)に露呈される。その後、通
常の反転回復シーケンスを生しることが続き、反転パル
スIPが磁化を約18 (1’回転し、反転時間TIの
間磁化はその平衡(i1″tに向けて回復し、次いで励
起パルスが部分的に回復した磁化を所要の角度だけ回転
させる。図において、信号、いわゆるスピン・エコー(
SE)がいわゆる勾配変換により生じる。別の可能性は
、いわゆるパルス・エコーを用いることである。
す。通常の反転回復シーケンスに先立ち、サンプルが共
鳴を生じない放射(S P)に露呈される。その後、通
常の反転回復シーケンスを生しることが続き、反転パル
スIPが磁化を約18 (1’回転し、反転時間TIの
間磁化はその平衡(i1″tに向けて回復し、次いで励
起パルスが部分的に回復した磁化を所要の角度だけ回転
させる。図において、信号、いわゆるスピン・エコー(
SE)がいわゆる勾配変換により生じる。別の可能性は
、いわゆるパルス・エコーを用いることである。
軸Gx、、Gy、Gzが、位置的な分解能に達するため
必要な勾配操作を示す。
必要な勾配操作を示す。
第4図は、本発明による1つの交番パルス・シーケンス
を示している3、このシーケンスにおいては、共鳴を生
じない放Q=J(SP)か、反転時間′「1の過程中反
転パルス(IP)と励起パルス(V I) )との間に
生しる。その他の点では、この方法は第3図に示したも
のと類似する5゜ 本発明の一変形は第3図および第4図の組合わせであり
、これにおいてはサンプルが反転パルス前、および反転
パルスと励起パルス間の期間の両方において共鳴を生し
ない放射を受ける。
を示している3、このシーケンスにおいては、共鳴を生
じない放Q=J(SP)か、反転時間′「1の過程中反
転パルス(IP)と励起パルス(V I) )との間に
生しる。その他の点では、この方法は第3図に示したも
のと類似する5゜ 本発明の一変形は第3図および第4図の組合わせであり
、これにおいてはサンプルが反転パルス前、および反転
パルスと励起パルス間の期間の両方において共鳴を生し
ない放射を受ける。
第5図は、反転時間TIに対する通常の反転回復シーケ
ンスのコントラストの依存度を示している。同図および
以降の図においては、ゼひ・レベルは点線により示され
る。前提は3つの異なる種類の組織、即ち、比較的短い
T 1であるが非常に低い蛋白質成分を持つ脂肪組織、
これもやや短いT Iと豊富な蛋白質成分を有する筋肉
組織、および長いT1とやや低い蛋白質成分を有する血
液を含む。
ンスのコントラストの依存度を示している。同図および
以降の図においては、ゼひ・レベルは点線により示され
る。前提は3つの異なる種類の組織、即ち、比較的短い
T 1であるが非常に低い蛋白質成分を持つ脂肪組織、
これもやや短いT Iと豊富な蛋白質成分を有する筋肉
組織、および長いT1とやや低い蛋白質成分を有する血
液を含む。
この場合、例えば、脂肪および筋肉組織はゼロ信号を生
しるが血液はゼロ以外の信号を生じる状況を達成するこ
とが不可能であることは理解されよう。
しるが血液はゼロ以外の信号を生じる状況を達成するこ
とが不可能であることは理解されよう。
第6図においては、第3図に示されたシーケンスにより
生じる組織のコントラストは、」1記の組織例を用いる
ことにより更に詳細に示される。反転パルスに先立ち生
じる共鳴を生じない放射は、脂肪の分子中に含まれる水
素原子核の磁化に何の影習も持たず、血液中に含まれる
水の分子の磁化には非常に小さな影響を有する。一方、
豊富な蛋白質の筋肉組織の磁化は顕著に縮減される。も
し共鳴を生しない放射と関連するパラメータ(放射の振
幅、持続時間および周波数)が適正に選定されるならば
、その結果は同1欠1に示される如き状況となり、脂肪
および筋肉#l織と対応する信号は、値【。が反転時間
′1゛1に対して選定される時、消滅する。
生じる組織のコントラストは、」1記の組織例を用いる
ことにより更に詳細に示される。反転パルスに先立ち生
じる共鳴を生じない放射は、脂肪の分子中に含まれる水
素原子核の磁化に何の影習も持たず、血液中に含まれる
水の分子の磁化には非常に小さな影響を有する。一方、
豊富な蛋白質の筋肉組織の磁化は顕著に縮減される。も
し共鳴を生しない放射と関連するパラメータ(放射の振
幅、持続時間および周波数)が適正に選定されるならば
、その結果は同1欠1に示される如き状況となり、脂肪
および筋肉#l織と対応する信号は、値【。が反転時間
′1゛1に対して選定される時、消滅する。
第7図においては、第4図において示されたシーケンス
により生しるtfl織のコントラストは、」1記の組織
例を使用することにより更に詳細に示される。反転パル
スに先立ち、磁化はこの時平衡状態にある11反転パル
スの後、共1114を生しない放q、1の飽和は異なる
組織と対応する信号に対して5°シなる影響を有し、放
射は脂肪の組織に対しては何の効果も持たす、血液の信
号に対しては僅かな効果をf」するが、故Q、Jの過程
においては筋肉の′1゛1は著しく縮減される。放射パ
ルスと関連するパラメータの適正な選定は、同図に示し
た如き状況を生じ、脂肪および筋肉組織と対応する信号
は、a(i t 、が反転時間′1゛1に対して選定さ
れる時消滅する。
により生しるtfl織のコントラストは、」1記の組織
例を使用することにより更に詳細に示される。反転パル
スに先立ち、磁化はこの時平衡状態にある11反転パル
スの後、共1114を生しない放q、1の飽和は異なる
組織と対応する信号に対して5°シなる影響を有し、放
射は脂肪の組織に対しては何の効果も持たす、血液の信
号に対しては僅かな効果をf」するが、故Q、Jの過程
においては筋肉の′1゛1は著しく縮減される。放射パ
ルスと関連するパラメータの適正な選定は、同図に示し
た如き状況を生じ、脂肪および筋肉組織と対応する信号
は、a(i t 、が反転時間′1゛1に対して選定さ
れる時消滅する。
第6図および第7図に示される如きコントラストに対す
る作用はまた、直接的な無線周波数の漏洩(式1参照)
によっても生じることができ、これにより磁化における
変動の程度は勺ンプルの緩和時間T1および′I゛2に
依存する。無線周波数ブリードおよび磁化トランスファ
もまた、より大きな自由度を持つ方法を提供する同時の
効果を持ち得る。
る作用はまた、直接的な無線周波数の漏洩(式1参照)
によっても生じることができ、これにより磁化における
変動の程度は勺ンプルの緩和時間T1および′I゛2に
依存する。無線周波数ブリードおよび磁化トランスファ
もまた、より大きな自由度を持つ方法を提供する同時の
効果を持ち得る。
すぺ第3図および第4図に示される方法は、画像化シー
ケンスの後続部分をパルス・エコーへ変換することによ
り変更することかでき、これにより長いエコー時間を用
いて、緩和時間T2における差により組織のコントラス
トを更に増加させることが可能である。
ケンスの後続部分をパルス・エコーへ変換することによ
り変更することかでき、これにより長いエコー時間を用
いて、緩和時間T2における差により組織のコントラス
トを更に増加させることが可能である。
更にまた、本発明の21−記の方法は、GMN法に含ま
れる勾配を持つ位置のコード化を生じることにより修正
することができる、。
れる勾配を持つ位置のコード化を生じることにより修正
することができる、。
本発明の上記の方法は、画像化シーケンスに潅注勾配を
含めることにより修正することが可能である。
含めることにより修正することが可能である。
第1図は従来のN M R装置の概略[1、第2図ケン
スを示す図、第:3図は本発明による1つの画像化シー
ケンスを示す図、第4図は本発明による別の画像化シー
ケンスを示す図、第5図は通常の反転回復シーケンスに
より生じるb?なる組織間のコントラストを示す図、第
6図は組織のコントラストに対する第3図に示される如
きシーケンスの効果を示す図、第7図は組織のコントラ
ストに対する第4図に示される如きシーケンスの効果を
示す図である。 (外4名) FIG、5 FIG、6 +1 FIG、 7
スを示す図、第:3図は本発明による1つの画像化シー
ケンスを示す図、第4図は本発明による別の画像化シー
ケンスを示す図、第5図は通常の反転回復シーケンスに
より生じるb?なる組織間のコントラストを示す図、第
6図は組織のコントラストに対する第3図に示される如
きシーケンスの効果を示す図、第7図は組織のコントラ
ストに対する第4図に示される如きシーケンスの効果を
示す図である。 (外4名) FIG、5 FIG、6 +1 FIG、 7
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、NMR現象および磁気共鳴画像化手法に基づく人体
、動物あるいは木の幹の如き対象物の検査のための、準
備部分と信号ピックアップ部分とからなる方法において
、前記準備部分が、スピン反転を生じる作用と共鳴を生
じない放射に対する作用とを含むことを特徴とする方法
。 2、最初に共鳴を生じない放射に対する作用を生じ、反
転を生じる作用が後に続くことを特徴とする請求項1記
載の方法。 3、最初に反転を生じる作用を生じ、共鳴を生じない放
射に対する作用が後に続くことを特徴とする請求項1記
載の方法。 4、最初に共鳴を生じない放射に対する作用を生じ、次
いで反転を生じる作用を生じ、共鳴を生じない放射に対
する作用が後に続くことを特徴とする請求項1記載の方
法。 5、前記対象物全体を同時に励起することを特徴とする
請求項1乃至4のいずれかに記載の方法。 6、反転時間、共鳴を生じない放射の持続時間、振幅お
よび周波数が、対象物に含まれる他の物質と関連してあ
る物質の強さを最大化するように選定されることを特徴
とする請求項1乃至5のいずれかに記載の方法。 7、脂肪組織の信号がその最小となるように反転時間が
選定され、また豊富に蛋白質を含む組織により生じる信
号ができるだけ低くなるように共鳴を生じない放射のパ
ラメータが選定されることを特徴とする請求項6記載の
方法。 8、励起パルスとスピン・エコーとの間の余分な勾配パ
ルスを持ち、該勾配パルスの静止状態のスピンに対する
効果がゼロとなるが運動するスピンに対してはゼロ以外
の値となることを特徴とする請求項1乃至7のいずれか
に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
FI902666 | 1990-05-29 | ||
FI902666A FI86505C (fi) | 1990-05-29 | 1990-05-29 | Undersoekningsfoerfarande. |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0433640A true JPH0433640A (ja) | 1992-02-05 |
Family
ID=8530530
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2281693A Pending JPH0433640A (ja) | 1990-05-29 | 1990-10-19 | 評価方法および装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0433640A (ja) |
DE (1) | DE4103485B4 (ja) |
FI (1) | FI86505C (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0788099A (ja) * | 1993-07-31 | 1995-04-04 | Shimadzu Corp | Mrイメージング装置 |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE69413128T2 (de) * | 1993-06-02 | 1999-04-15 | Koninkl Philips Electronics Nv | Verfahren und Vorrichtung zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1601970A (en) * | 1978-05-31 | 1981-11-04 | Nat Res Dev | Methods of deriving image information from objects |
US4585993A (en) * | 1983-12-14 | 1986-04-29 | General Electric Company | Method for selective NMR imaging of chemically-shifted nuclei |
EP0370138B1 (en) * | 1988-11-25 | 1994-10-05 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance method and device for suppressing a signal from a chemical shift component in a longitudinal relaxation time weighted magnetic resonance image |
US4922203A (en) * | 1989-01-31 | 1990-05-01 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Polarization transfer NMR imaging |
-
1990
- 1990-05-29 FI FI902666A patent/FI86505C/fi not_active IP Right Cessation
- 1990-10-19 JP JP2281693A patent/JPH0433640A/ja active Pending
-
1991
- 1991-02-06 DE DE4103485A patent/DE4103485B4/de not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0788099A (ja) * | 1993-07-31 | 1995-04-04 | Shimadzu Corp | Mrイメージング装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FI86505B (fi) | 1992-05-29 |
FI86505C (fi) | 1992-09-10 |
FI902666A (fi) | 1991-11-30 |
FI902666A0 (fi) | 1990-05-29 |
DE4103485B4 (de) | 2006-04-27 |
DE4103485A1 (de) | 1991-12-05 |
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