JPH0616769B2 - 容積体内の移動物質の２次元投影像をつくる装置 - Google Patents

容積体内の移動物質の２次元投影像をつくる装置

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JPH0616769B2
JPH0616769B2 JP57224809A JP22480982A JPH0616769B2 JP H0616769 B2 JPH0616769 B2 JP H0616769B2 JP 57224809 A JP57224809 A JP 57224809A JP 22480982 A JP22480982 A JP 22480982A JP H0616769 B2 JPH0616769 B2 JP H0616769B2
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、核磁気共鳴を用いた医療用像形成装置に係
る。本発明は、その主たる使用目的においては、血管内
に流れる血液により血管の投影像を形成する方法及び装
置に係る。その他の使用目的には、移動物質の一般的な
投影像形成が含まれる。
核磁気共鳴（ＮＭＲ）は、医療用像形成の新しい技術で
ある。これは完全に非浸襲性であり、イオン化放射線を
伴なうものではない。非常に一般的な言い方をすれば、
局部磁気に比例した特定のスピン周波数において磁気モ
ーメントが形成される。これらスピンの減衰により生じ
る高周波信号がピツクアツプコイルを用いて受信され
る。磁界を操作することにより、種々の容積体領域を表
わす１組の信号が発生される。これら信号は、物体の密
度の立体像を形成するように合成される。
ＮＭＲに関する一連の論文が１９８０年６月発行のＩＥ
ＥＥ Ｔransactions on Ｎuclear Ｓcience 第ＮＳ−
２７巻第１２２０−１２５５頁に掲載されている。ＮＭ
Ｒの基本的な考え方は、Ｗ．Ｖ．Ｈouse著の文献“ＮＭ
Ｒの原理の紹介”の第１２２０−１２２６頁と述べられ
ている。
多数の３次元的な方法が既に説明されている。その中の
重要な方法がＰ．Ｖ．Ｌauterbur及びＣ．Ｍ．Ｌou著の
文献“投影からの像再構成によるゼウグマトグラフイ
（Ｚeugmatography）”の第１２２７−１２３１頁に記
載されている。この方法では、強力な軸方向磁界に対し
て直線磁界勾配が重ねられる。この勾配により、この勾
配に対して直角の方向の容積体内の各平面は異なつた共
鳴周波数を受ける。或る周波数スペクトルを含むバース
トを用いて各平面が同時に励起される。励起後に受信し
た信号が次いでフーリエ変換され、その個々の成分が得
られる。各周波数における振巾は陽子密度の平面積分値
を表わしている。平面配列体に関する情報を収集するよ
うに種々の方向の磁界勾配を用いてこの方法を繰返すこ
とができる。これらの平面積分値を用いて、或る容積体
の２次元投影像を形成することもできるし、或いは或る
容積体内の各ボクセルの陽子密度に関する３次元情報を
形成することもできる。
投影像の平面に直角な実質的に全ての平面の積分密度を
得ることにより投影像が得られる。全ての角度及び位置
において必要とされる平面の全数は２次元投影像のピク
セルの数にほゞ等しい。像の再構成法としては、現在の
コンピュータ化された断層撮影システムに広く利用され
ている。“投影体からの古典的再構成法“が含まれる。
最も一般的に利用されている方法は旋回型背面投影（co
n−volution−back projection）である。
これにより形成される２次元投影像は血管の像形成とし
ては多数の欠点がある。先ず第１に、介在構造組織が重
畳されるために、血管を目で見て、狭窄即ち狭細を診断
することが非常に困難となる。第２に、この像形成法で
は、その性質上、全ての測定値が各々の再構成ピクセル
に影響を及ぼす。これにより、像は動きに対して特に敏
感なものとなる。対象物が動くと、対象物がその投影像
に一致しないような非合致部が生じるために像にぶれが
生じてしまう。これらのぶれはしばしば所望の情報を不
明瞭なものにする。
介在構造組織の上記問題を解決するため、断面像を形成
する３次元再構成が行なわれている。Ｌauterbur氏の論
文に述べられたこの解決策は、各々の角度で対象物を通
して見た２次元投影像の配列体を形成することに関する
ものである。これらの投影像にみられる線は対象物の断
面平面の線積分即ち投影を表わしている。従つて、古典
的再構成技術を用いれば、所望の断面平面を再構成する
ことができる。上記論文に述べられた理由で、中間２次
元投影は使用されない。
これらの断面像には介在構造組織が入らないが、これは
血管の像形成には適していない。血管の像形成は、どん
な形式であつても、即ちＸ線によるものであつてもＮＭ
Ｒによるものであつても、２次元投影像の場合に最も良
好に行なわれる。断面は単に血管の切片を示すものに過
ぎない。更に、３次元データを得るには、比較的長時間
を要し、従つて身体の種々の生理学的運動によつて像に
色々なぶれが生じる。
ＮＭＲ像形成データを収集して処理する別の一般的な方
法が“核磁気共鳴像形成：多点感知法”と題するＥ.R．
Andrew氏の文献の第１２３２−１２３８頁に述べられて
いる。この方法では、当該容積体中の個々のボクセルか
らデータを得る選択装置が使用される。これは或る勾配
の動的変化磁界を用いて行なわれる。一般にこれらの動
的な磁界では、経時変化磁界を含まない小領域以外の全
ての領域がゼロまで積分される。従つて周波数の異なる
経時変化磁界が３つの直交軸に与えられた場合には、単
１点即ちボクセルのみが経時変化しない。それ故、信号
はこの点のみを表わし、投影体からの再構成は不要であ
る。
この方式の欠点は、１度に１つのボクセルからしか信号
が得られないので、データ収集時間が非常に長くかゝる
ことである。充分なＳＮ比を与えるためには、各ボクセ
ルごとに相当な時間を費さねばならない。この問題は、
２つの軸に動的勾配を使用しそして第３の軸に静的勾配
を使用することにより軽減される。従つて、第３軸の方
向においては、各位置が異なつた周波数に対応する。広
帯域励起を用いそして受信信号をフーリエ変換した場合
には、周波数スペクトルにより或る線に沿つたボクセル
配列体の密度が同時に与えられる。この線は、１つの線
を除く全ての線の平均がゼロになるような２つの直交動
的勾配の交点に対応する線である。
この方法では、投影体から再構成を行なう場合に生じる
動きによるぶれは回避されるが、いぜんとしてデータ収
集時間が比較的長いと共に、呼吸や心臓鼓動を含む生理
学的な運動により不明瞭な部分が生じる。更に、この方
法は３次元の像形成方法であり、これは既に述べたよう
に、血管の像形成には一般に適していない。
更に別の像形成方法は線又は点選択法であり、これは
“ＮＭＲ像形成用の選択放射線走査技術”と題するＬ.
E.Ｃrooks著の文献の第１２３９−１２４４頁に述べら
れている。この一般的な解決策は多数の形態を有してい
る。その１つにおいては、静的勾配と、適当な形状のパ
ルスと、選択パルスとを用いて、１つの当該平面が励起
される。この励起された平面により生じた信号が記憶さ
れる。平衡状態に達した後、上記平面に直交する平面が
更に高い強度で励起され、磁化が逆転され即ち負にされ
る。この形式の照射では、受信信号が発生されない。従
つて、当該平面を選択的に励起し、それにより生じる信
号を記憶することにより最初の工程が繰返される。然し
乍ら、この場合には、当該平面はこれに直交する平面が
更に高い強度で励起されることにより飽和されているの
で、当該平面の線は外れとなる。従つて、発生される信
号には交線が含まれない。第１番目に記憶された信号と
第２番目に記憶された信号とを単に差し引きしたものが
交線となる。当該平面内の多数の角度及び位置において
種々の線を測定してこの差し引き操作を用いることによ
り、投影体からの古典的な再構成技術を用いて平面の再
構成像が形成される。
互いに直交する平面の線交差を用いた別の解決策では、
差し引き操作が除去される。この場合は片方の直交平面
が逆の放射で直ちに励起される。交差線は、後でスピン
エコー信号を形成するように作用を受ける。従つて、後
で、この信号は所望の線のみを表わす。この場合も、線
積分信号の配列体を用いて断面像が形成される。
特定の当該平面以外の全ての平面を飽和させる同様の感
知点及び感知線方法が示唆されている。このような飽和
の直後に直交方向に同様の励起が行なわれ、或る線以外
の全平面が飽和される。線積分信号を得ることもできる
し、或いは第３の直交励起を用いて点即ちボクセルから
信号を得ることもできる。飽和は、励起周波数に対する
領域を磁化するような磁界勾配の存在中で、比較的長い
“燃焼”高周波パルスによつて行なわれる。この方法
は、１９７４年、Ｊ。Ｐhys，Ｃ：Ｓolid Ｓtate Ｐhys
ics，第７巻、第Ｌ４５７−Ｌ４６２頁に掲載されたＡ。
N。Ｇarroway，Ｐ.K.Ｇrannell及びＰ。Ｍansfield著の
“選択照射プロセスによるＮＭＲ像形成”と題する論文
に述べられている。
ＮＭＲ像形成に関する更に別の技術が、１９８１年に東
京の医学書院社により出版された“医学用の核磁気共鳴
像形成”という最近の掲載されている。この本の第３章
には、ＬawrenceＥ。Ｃrookによる“種々の像形成技術
の概要”という論文が掲載されている。これに加えて、
更に別の平面積分技術が第４４−４７頁に掲載されてい
る。これによれば、各平面積分は平面に直角な磁界勾配
を与えることにより位相エンコードされる。磁界勾配を
除去すると、平面に沿つた核は磁界強度に基づいて繰り
返しの位相分布をもつ。空間周波数の異なる位相分布を
用いてこれらの平面積分を得ることにより、平面内の各
線に関する情報が得られる。この情報はフーリエ変換を
用いてデコードされる。この技術はスピンゆがめ（spin
warp）像形成と称されている。
平面に沿つた繰り返し分布を形成する更に別の技術が最
近報告されている。然し乍ら、この場合は、高周波励起
磁界の強度に勾配をもたせることにより繰り返し変化が
得られる。この勾配磁界が充分強力なものにされた場合
には、９０゜励起領域が最大応答を与え０゜及び１８０
゜励起領域が応答を与えないところで平面を横切つて繰
り返し変化が生じる。前記したように、勾配磁界の強さ
が異なるような一連の励起は種々の空間周波数において
繰り返し変化を与え、これらは或る選択された平面内の
分布を再構成するように変換することができる。このプ
ロセスは、Ｐhil Ｔrans。Ｒ.Ｓoc．Ｌondon，Ｂ２８
９：５４３−５４７（１９８０年）に掲載された“回転
フレームゼウグマトグラフ”と題するＤ。I。Ｈoult 氏の
論文に述べられている。
これまでに報告されている全てのＮＭＲ像形成システム
は、前記したような多数の理由で血管の像形成には不適
当である。最初に述べた技術以外の全ての技術は３次元
の断面像を形成するのい用いられており、これらは血管
の像形成には不適当である。血管は多数の平面にわたつ
て曲がりくねつており、各々の断面の値には限度があ
る。Ｘ線造影法において現在行なわれている投影像形成
は、血管の狭細即ち狭窄を診断する好ましい形態である
ことが明確に示されている。最初に述べた文献のシステ
ムの場合のように、ＮＭＲ投影像形成が考慮された場合
には、介在する組織が像の効果を著しく低下させる。更
に、これらの像は非常に長いデータ収集時間を必要と
し、対象物の動きにより甚しいぶれを生じる。
Ｊ。R.Ｓinger 著の“身体に手をつけずにＮＭＲによつ
て行なう血液流の測定”と題する流れ測定に関する論文
が前記のIEEE Ｔransactions on Ｎuclear Ｓcience の
第１２４５−１２４９頁に掲載されている。この論文に
おいては、平均速度に比例するスピンエコーを移相する
という考え方が述べられている。Ｓinger 氏は位相感知
及び包絡線検出の両方を用い、３次元像形成技術を用い
て全容積体の陽子密度及び流れをマップすることを提案
している。これにより作られた断面像は密度及び流れの
両方を示す。前記したように、これらの像に伴なう主た
る問題は、データ収集時間が非常に長く、これに関連し
て像に歪が生じ、そして断面像で血管の疾病を診断する
ことが比較的困難なことである。
本発明の目的は、人体内の血管のＮＭＲ投影像を形成す
ることである。
本発明の別の目的は、データ収集時間を実質的に減少す
るようにして人体内の血管の分離ＮＭＲ投影像を形成す
ることである。
本発明の更に別の目的は、像のぶれに対してあまり敏感
でないようにして血管のＮＭＲ像を形成することであ
る。
本発明の更に別の目的は、移動する物質のＮＭＲ投影像
を形成することである。
簡単に説明すると、本発明によれば、或る容積体内の磁
気スピンの２次元投影像が形成される。静止物質による
磁気スピンは打ち消される。移動物質により磁気スピン
信号は保持され、人体の血管の２次元投影像が形成され
る。
以下、添付図面を参照して本発明の幾つかの実施例を詳
細に説明する。
第１図を説明すれば、本発明の一般的な考え方が最も良
く理解されよう。人体の特定の部位１０内の血管１１の
像を形成するものとする。血管の疾病は人間の最大の死
亡原因である。一般の人々を集団検診するためには血管
を目で見られるようにする非侵襲的な方法が強く要望さ
れる。この形式のやり方では、血管の投影像を形成する
ことが必要である。これは現存のコンピュータ化された
Ｘ線断層撮影又はＮＭＲ断面像とは著しく相違する。血
管を追跡するためには非常に多数の切片像が必要とされ
るのでこれらの切片像は血管の狭細を判断するにはほと
んど役立たない。血管の疾病に対する検診像を形成する
場合には断面形式の像形成はほとんど役立たないことが
明らかである。又、ＮＭＲ断面像は、非均一な磁界によ
り生じるぶれに対して特に敏感である。
それ故、本発明では、血管の投影像が形成される。例え
ば、血管１１を含む部位１０の２次元投影像が形成され
る。この投影はｘｙ平面２８によつて表わされる。
人体構造組織が介在しているために純粋な投影像では血
管１１を見ることができない。Ｘ線診断の場合には、造
影剤を注入することにより血管が分離される。本発明で
は、ＮＭＲ像形成を用い、血管を通る血液１２の流動を
利用することによつて血管１１の分離された投影像が形
成される。プロセッサ２９は、高周波励起信号２６とあ
いまつて、部位１０内の相対的静止物質により発生され
るスピン信号を打ち消し、血管１１のみによる信号を作
り出すように働く。このようにして、造影剤を注入した
りイオン化放射線を用いたりせずに、全くの非侵襲的な
やり方で、所望の投影像が形成される。
ＮＭＲ投影像形成の特徴について説明した後に、部位１
０内の静止物質による信号の打ち消しについて説明す
る。然し乍ら、一般的には、例えばコイル１６及び１７
による励起される磁極片１３及び１４を用いて軸方向の
主磁界が形成される。コイル１６及び１７は同じ方向に
磁界を発生するように直流電源Ｖ１によつて駆動され、
部位１０内の当該領域全体にわたつて実質的に均一の磁
界が形成される。これはこの磁気系の中で最も強力な磁
界であり、その強さは約１キロガウスである。このコイ
ル及びその他のコイルに対し、文字対Ａ−Ｄは単なる便
宜的なやり方で接続して表わしている。
磁気勾配コイルを用いて特定の領域が選択される。コイ
ル１８及び１９は電源Ｖ２（20）によつて駆動され、ｚ
方向の勾配磁界を形成する。同様に、コイル２３及び２
４は部位１０の両側に配置され、電源Ｖ3(25)によつて
駆動されてｘ方向の勾配磁界を形成する。均一磁界を形
成するコイル１６及び１７とは異なり、これらの勾配磁
界コイルは各々の方向に変化する磁界を形成するように
互いに作用する。
コイル２１及び２２は、送信器及び受信器の両方の機能
を果たす高周波コイルである。これらコイルは、部位１
０内に実質的に均一な磁界を形成するように同じ方向に
磁界に発生する。スイツチ２７が送信位置２６にある時
は、信号発生器Ｖ４を用いて部位１０内の磁気スピンが
励起される。スイツチ２７が受信位置に入れられた時
は、部位１０の磁気スピン信号から信号３１が受信され
る。これら信号はプロセツサ２９で処理され、血管１１
内を移動する血液１２の投影像が形成される。これによ
り生じる投影像３２は表示装置３０に表示される。
励起信号２６及びプロセツサ２９は、部位１０の実質的
に静止した構造組織による磁気スピン信号を打ち消し即
ち除去するように共働する。静止物質の磁気スピンによ
る信号を除去する１つの方法が第２Ａ図及び第２Ｂ図に
示されている。ここでは、磁気スピンが励起されそして
２つの異なつた時間インターバルＴA及びＴBで信号が受
信される。これらインターバルは血液速度の異なる時間
インターバルに対応する。通常の高周波励起信号26(V4)
はバースト信号発生器４０によつて供給される。パルス
形状の特性は、使用される特定の像形成装置によつて決
まる。いずれにせよ、２つの時間インターバルで２つの
バーストが発生される。
流動する血液又は他の物質は、受信されるＮＭＲ信号を
減少させる。というのは、励起されたスピンは感知領域
を出てから受信信号を発生させるからである。従つて、
高速領域は低速領域よりも小さな信号を発生する。励起
信号Ｖ４と診断中の患者のＥＫＧとのタイミングをとる
ことにより、血管１１内の血液１２の比較的高速の時間
及び比較的低速の時間を表わす受信信号３１を収集する
ことができる。受信信号３１は復調器４１を用いて復調
され、スイツチ４２へ送られる。このスイツチはＥＫＧ
信号によりインターバルＴA及びＴBで作動される。従つ
て、励起ＴAからの信号は記憶装置Ａ(４３)に記憶さ
れ、励起ＴBからの信号は記憶装置Ｂ(４４)に記憶され
る。これらは減算器４５において差し引かれ、全ての静
止物質の作用を打ち消して血管のみを表わしている所望
の信号が形成される。この差し引かれた信号は像形成コ
ンピユータ４６へ送られ、このコンピユータは後述する
ように２次元投影像を再構成する。
実質的な静止物質による信号は、成分信号がＴA及びＴ
Ｂにおいて互いに同じであるために、打ち消される。然
し乍ら、血管１１からの信号は、血液１２が色々な速度
で流動する状態で取り出されるので、互いに異なる。
第２Ａ図及び第２Ｂ図は特定の実施例を示しているが、
この原理は多数のやり方で適用することができる。例え
ば、全パルスが心臓サイクルの時間ＴＡを表わしている
ような一連のパルス２６を発生することができる。この
一連のパルスは、時間インターバルＴＡに対応する完全
な投影像を形成するのに必要とされる。この後には、心
臓サイクルの時間インターバルＴＢにおける一連のパル
スが続く。従つて、これらを差し引きすれば、各心臓サ
イクルごとに差し引きを行なうのではなくして、完全な
像情報を形成することができる。いずれの場合にも、情
報が失なわれないようにするためには、血管がＴＡ及び
ＴＢに同様の位置にあることが所望される。
第２Ａ図及び第２Ｂ図に示された方法は、心拍数が１秒
当たり約１回であるので、比較的長いデータ収集時間を
要する。これは、使用される像形成方式にもよるが、呼
吸作用による歪を招くことがある。第３Ａ図及び第３Ｂ
図は心臓サイクル中に２回の測定を行なうものではない
方式を示している。部位１０の特定の小領域が励起され
た時には、静止物質はこの小領域にそのまゝ留まるが、
血液のような移動物質は励起された原子をその隣接領域
へと運搬する。これらの隣接領域のみを選択するように
受信器が同調された場合には、該受信器は移動する血液
のみによる信号を受信し、静止物質による信号は受信さ
れないか或いは効果的に打ち消される。
第１図を用いて簡単に説明すると、直流電圧Ｖ2を印加
することによりｚ方向に直線勾配磁界が与えられるもの
と仮定する。この状態の下では、ｚ軸に沿つた各々のｘ
ｙ平面が種々の共鳴周波数に対応する。もし特定周波数
の正弦波バーストＶ４を送信したとすれば、これによつ
て特定のｘｙ平面が励起される。スイッチ２７が受信位
置Ｒに接続された受信モードにおいては、この励起され
た平面からではなくその隣接平面からの信号を受信する
ようにプロセッサ２９が調整される。プロセッサ２９は
バースト周波数より高い周波数又はこれより低い周波数
或いはその両方の周波数の狭帯域フイルタを備えてい
る。従つて、出力３３は、隣接平面へと流れ込んだ流動
血液からの信号のみに対応する。静止物質からの信号は
元のバースト周波数のものであり、従つてこれら信号は
打ち消される。
第３図は平面の配列体又は或る平面内の線の配列体が同
時に像形成される実際的なやり方を示している。以下で
述べるように、像を形成する多くのやり方においては、
各領域ごとに周波数の異なつた信号が発生されるので多
数の領域からの信号を同時に受信するようにフーリエ変
換技術を用いることができる。第３Ａ図において、信号
発生器Ｖ４は励起信号２６を発生する。第３Ａ図は特定
領域を配列したものより成る信号スペクトルを示してい
る。説明上示されているように、スペクトル情報はｆ1
からｆ2、ｆ3からｆ4、ｆ5からｆ6そしてｆ7からｆ8ま
でに存在している。然し乍ら、この信号は本質的にｆ2
からｆ3、ｆ4からｆ5そしてｆ6からｆ7まではスペクト
ルエネルギを含んでいない。この励起信号は、時間領域
においては、次のような数式で表わされる。
この信号は２つの側波帯付きの周波数領域を与え、各側
波帯の長方形の巾はＡであり、これは巾Ｂの小さな長方
形区分の各々がｂだけ離されたような配列体を含む。こ
の長方形配列体の中心周波数は”ａ”で与えられる。そ
れ故、信号V4（ｔ）は分離された励起領域の配列体を形
成する所望のスペクトルを与える。
作動に際し、スイツチ２７が送信位置に入れられ、前記
信号Ｖ４が信号２６となる。これは、交互の領域、即ち
或る部位の交互の平面区分又は或る平面区分の交互の線
区分、の励起を表わしている。静止領域においては、励
起された核はそれらの相対的な励起位置に留まる。血管
１２を通して流れる血液１１のような移動物質をもつ領
域においては、励起された核がこれに隣接した非励起領
域へと移動する。次いでスイツチ２７を受信位置に入
れ、受信信号３１をプロセツサ２９に送る。第３Ａ図に
示されたように、プロセツサ２９はくし型フイルタ５０
を備えており、これは非励起スペクトル、即ち信号Ｖ４
の励起スペクトル間に狭まれたスペクトル内の信号のみ
を伝達する。それ故、これらの信号は、隣接領域へと移
動した移動物質の核のみからのものとなる。これらの信
号は復調器５１で復調されて像形成コンピュータ５２へ
送られ、血管１１を含む部位１０の投影像を表わす信号
３３が形成される。かくて部位１０内の全ての静止構造
組織の作用は打ち消され、信号３３に現われることはな
い。というのは、これらの静止核により発生された信号
はフイルタ５０で除去されるからである。像形成コンピ
ュータ５２については、色々な形成のものを以下で取り
上げることにする。
第４図は静止物質の核からの信号を打ち消す別の方法を
示している。励起後に自由誘導減衰信号を発生しないよ
うに磁気スピンを逆転するため、送信信号Ｖ４には所要
の強度及び巾が与えられる。点線は磁気運動の角度の直
線的な立上りを示しており、これらは１８０゜で終わ
る。然し乍ら、移動物質は完全な逆転信号を受けない。
血管１２内の血液１１のような新たな核は１８０゜未満
の部分励起を受ける。これらの移動核の９０゜成分（Ｂ
ｏ成分と直交して歳差運動できる磁気モーメントの成
分）は、第４図に示されたように移動物質のみによる自
由誘導減衰信号３１を形成する。従つて、静止核からの
信号はこれら核が逆転励起を受けるので効果的に打ち消
される。
逆転信号Ｖ４の巾は、当該血管内の血液の予想速度に合
致するように調整することができる。信号Ｖ４は特定の
平面又は線を励起するものとしては正弦波である。然し
乍ら、信号Ｖ４は、或る部位の多数の平面又は或る平面
内の多数の線を同時に励起する広いスペクトルをもつパ
ルスであることもしばしばある。
第５図は静止物質の作用を打ち消す同様のやり方を示し
ている。この場合、信号Ｖ４は点線で示されたように、
各々が９０゜の励起を与える２つのバーストより成る。
バーストとバーストとの間の時間は、種々の勾配の存在
中でのスピン−スピン弛緩時間Ｔ２よりは長く、長手方
向の弛緩時間Ｔ１よりは短い。最初のバーストの後に
は、点線で示したように一般的な自由誘導減衰信号が発
生される。然し乍ら、スイツチ２７が送信位置に入れら
れたまゝであるからこの信号は受信されない。然し、血
管１１の組織に加えて部位１０の静止組織を表示するこ
とが所望される場合には、この信号を利用することがで
きる。静止組織及び血管の像を同時に表示するようにカ
ラー表示を用いることもできる。
静止物質を除く所望の血管像を形成するために、第２の
信号バーストＶ４の後にスイツチ２７は受信位置へ入れ
られる。静止物質の核はこの第２のバーストによつて逆
転されるので、移動物質の新たな核のみが第５図に実線
で示された自由誘導減衰信号を発生する。従つてこの信
号３３を用いて血管のみの投影像が形成される。これは
２つのバーストを用いて静止物質を除外する一般の場合
を説明するものである。９０゜のバーストの後に１８０
゜のバーストを用いた別の方法が１９６９年版のＭolec
ular Ｐhysics，第１７巻、第３５５−３６８頁のＷ.
J.Ｐarker氏の論文に説明されている。
前記したＪ.R.Ｓinger氏の論文に述べられたように、血
液のような移動物質は、発生されるＮＭＲ信号に移相を
生じさせる。この性質を用いて、静止領域を除く血管の
投影像を形成することができる。第６図に示されたよう
に、信号発生器６０及びパルス変調器６１を用いて送信
バースト信号26(V4)が発生される。この信号発生器６０
は受信信号31の位相基準としても働く。位相感知検出器
６２は同期検出器であり、その位相は静止物質から導出
された信号と直角位相になるように調整される。従つ
て、静止物質からの信号は位相検出器６２において打ち
消され、像形成コンピュータ６４に接続される出力信号
６３には現われない。使用される特定の投影像形成方式
にもよるが、信号発生器６０の信号は１つの線又は平面
を表わす正弦波信号であつてもよいし、或いは像形成コ
ンピュータ６４でのフーリエ変換によつて分解される線
又は平面の配列体を表わす広帯域信号であつてもよい。
比較的厚みのある人体領域を遠して比較的周波数の高い
ＮＭＲ信号が使用される場合には、静止領域からの信号
が組織を通して高周波ピツクアツプコイル２１及び２２
へ進む時に若干の移相を受ける。この偶発的な移相によ
り第６図の装置ではエラーが生じることがある。これら
のエラーは第７図の装置によつて補償することができ
る。この場合は軸方向の磁界強度を変えることによつて
データが２つの異なつた周波数で得られる。これはコイ
ル１６及び１７に流れる電流を変えることによつて行な
われる。図示されたように、スイツチ７３はＶ１と、こ
れとは異なる電圧Ｖ１′との間で切換えられる。従つて
電圧１５が変化し、これにより、コイル１６及び１７に
流れる電流が変化する。これにより装置の基本周波数が
変わるので、信号発生器６０の周波数をこれに応じて変
えねばならない。
偶発的な不所望な位相は周波数の関数である。それ故、
移相変化量は静止物質による移相の指示となる。２つの
状態における移相がスイツチ７４により記憶装置７０及
び７１に記憶される。補償装置７２を用い、静止物質に
よる移相変化を用いて、静止物質による信号を打ち消す
ことができる。これにより移動物質のみを表わしている
所望信号７５のみが残り、これは像形成コンピュータ６
４へ送られる。
静止構造組織による信号を打ち消し、血管内の血液のよ
うな移動物質による信号のみを残すようにしてＮＭＲ信
号を収集する多数の実施例を以上に説明した。前記した
ように、多くの理由で、これら血管の投影像をみること
が最も所望される。投影像は、血管の断面ではなく或る
部位を通る血管経路全体を示す。又、投影像は、ほとん
ど時間を必要とせずに高い解像度及び高いＳＮ比で得る
ことができる。更に、投影像は３次元的な像再構成より
もぶれに対して著しく不感であり、従つて磁界の大きな
非均一性を受け容れることができる。
第１図の基本構成を用いて色々なやり方で投影像を得る
ことができる。或るやり方においては、投影平面２８に
対して各々垂直である平面積分の配列体が形成される。
各々の角度において、１組の平行平面からの信号が収集
される。平面の角度は勾配磁界の方向によつて決定され
る。全勾配磁界は、コイル１８及び１９を用いて信号Ｖ
２により駆動されるｚ方向の勾配磁界と、コイル２３及
び２４を用いて信号Ｖ３により駆動されるｘ方向の磁界
とを合成したものである。
例えば、或る電圧の信号Ｖ２が印加されそして信号Ｖ３
がゼロである場合には、勾配磁界がｚ方向のみとなる。
それ故、ｚ軸に垂直な各ｘｙ平面は異なつた磁界を受
け、異なつた周波数を発生する。或る部位が広帯域の高
周波信号Ｖ４によつて励起された時には、これらの平行
平面が同時に信号３１を発生する。プロセツサ２９はデ
ジタルＦＥＴ（高速フーリエ変換器）のようなフーリエ
変換装置を備えていて、平行平面の各々からの信号を個
々に抽出する。次いで或る電圧の信号Ｖ３を印加しそし
て信号Ｖ２をゼロにしてこのプロセスを繰り返し、ｘ軸
に対して各々垂直である１組の平行なｙｚ平面に関する
情報が形成される。中間角度の勾配を与えるようにＶ２
及びＶ３の電圧を組合わせて用いるだけで、中間角度に
おける平面の組が得られる。
全ての角度においてこれら全ての平面は投影平面２８に
対して垂直となる。各平面に対する積分値が平面２８に
おける線投影となる。次いで、プロセツサ２９におい
て、投影からの一般の再構成技術を用いて、所望の投影
像が再構成される。最も一般的なものは旋回型背面投影
システムである。従つて、プロセツサ２９は、全ての角
度における平面信号を形成するフーリエ変換装置と、各
角度における値を記憶する記憶装置と、２次元投影像を
再構成する再構成装置とを備えている。
これまでの投影像形成装置に伴なう１つの問題は、像を
再構成するまでに全ての平面データを収集しなければな
らないことである。これにより、装置は動きに対して若
干敏感なものとなる。好ましい実施例では、第１図に示
されたものと同じ基本構成にされる。従つて、部位１０
の或る平面内の線に表わしている投影像２８の完全な線
に対する情報を得ることができる。ｚ方向の勾配磁界は
Ｖ２を交流即ち経時変化信号にすることにより時間と共
に変化するようにされる。ｚ軸に垂直な１つのｘｙ平面
は勾配磁界のゼロ点となるので経時変化しないようにさ
れる。受信信号３１はこのゼロ平面からＮＭＲ信号を受
ける。というのは、その他の平面は適当な励起を受けな
いからである。ゼロ平面以外の全ての平面の平均をとる
ように、送信及び／又は受信モードで経時変化勾配を与
えることができる。
定電圧の信号Ｖ３をコイル２３及び２４へ与えることに
よりｘ方向に静的勾配が与えられる。それ故、ゼロ平面
の各線はこの平面がバースト信号発生器Ｖ４により励起
された場合に異なつた周波数を発する。プロセツサ２９
はゼロ平面からの信号を変換するフーリエ変換装置を備
えている。信号を種々の周波数に分解すると、投影平面
２８上の線上の各点又は平面内の各線からの信号が形成
される。従つてフーリエ変換装置の出力は投影像の線に
沿つた各点の配列体を直接的に形成する。
ゼロ平面のｚ位置を変えてこのプロセスが繰返される。
ゼロ平面は、交流信号Ｖ２により誘起される勾配磁界が
ゼロであるような平面によつて決定される。第１図に示
されたように、コイル１８のＢ端子がコイル１９のＢ端
子へ接続された場合には、これらコイルが位相ずれして
駆動されるので、ゼロ平面は正確にこれらコイル間に位
置される。ゼロ平面の位置を動かすには、コイル１８の
Ｂ端子をアースしそしてコイル１９のＢ端子に信号kV2
を接続することができる。ｋが１に等しい場合は、ゼロ
平面が再びコイル間に位置される。然し乍ら、ｋを１よ
り大きくするか又は１より小さくすることにより、ゼロ
平面が各々上及び下に動かされる。かくて、投影平面２
８に所望の水平線像を形成するように所望の平面を選択
することができる。
このデータ収集装置では、動きの影響が相当に改善され
る。投影像は１度に１本の線という速度で得られるの
で、像の不明瞭さは、像全体を形成する時間ではなく、
各線を得る時間に基づくものとなる。それ故、このやり
方は、急速な動きを伴なう身体領域、例えば心臓の領域
に好ましく用いられる。
以上に述べた２つの投影像形成方式は、静止物質を除外
して流動血液を目で見えるようにする前記装置のいずれ
に使用することもできる。各々の場合に、励起装置及び
受信装置は第２図ないし第７図に示されたものに取り替
えられる。
更に別のデータ収集方式はＮＭＲの逆転特性を用いるも
のである。１８０゜の逆転励起を行なうと、磁気スピン
モーメントの角度が逆転され、自由誘導減衰信号は発生
されない。投影平面２８に直角な特定平面が励起され
る。次いでこの平面はこれに直交する平面との交線を用
いて個々の線に分解される。各直交平面は逆転励起され
る。
例えば、電圧Ｖ２を印加することによりｚ方向の勾配磁
界を使用する。前記したように、種々のｚ値における各
々のｘｙ平面は異なつた磁界を受け、従つて異なつた周
波数を発する。スイツチ２７を送信位置に入れて適当な
周波数のバーストＶ４を与えることによりｘｙ平面を励
起することができる。このバーストの振巾及び巾は、磁
気モーメントの９０゜の古典回転を与えるように調整さ
れる。これにより生じる自由誘導減衰信号は無視され
る。
次いで、この選択された平面は、投影平面２８に垂直な
個々の線の配列体に分解される。これにより所望の投影
像の線が形成される。飽和されたｘｙ平面に交差するｙ
ｚ平面の配列体により上記線の配列体により上記線の配
列体が形成される。上記平面の配列体は、ｘ方向に勾配
を作るように電圧Ｖ３を印加して各々のｙｚ平面が異な
つた共鳴周波数に対応するようにすることによつて形成
される。次いで、Ｖ４を用いて広帯域の逆転励起が行な
われる。この逆転励起即ち１８０゜励起では、励起され
たｘｙ平面との交線において出力が発生されるだけであ
る。
これにより生じる自由誘導減衰信号３１は、励起された
ｘｙ平面における交線の配列体を表わす広帯域信号であ
る。プロセツサ２９は、この信号を、各々の交線を表わ
す周波数成分に分解するフーリエ変換装置を備えてい
る。これら交線の各々は投影平面２８上の点の撮影値を
表わしている。平面が選択された時にバースト信号Ｖ４
の周波数を変えるだけで各々のｘｙ平面に対してこのシ
ーケンスが繰り返される。かくて、完全な投影像が形成
される。
この投影像形成方式も、静止物質の作用を除外して移動
物質の像のみを形成する前記装置の各々に使用すること
ができる。第２図の装置の場合には、２パルスのシーケ
ンスが時間ＴＡ及びＴＢで繰り返される。第３図の装置
の場合には、１８０゜逆転信号が、第３Ａ図に示された
スペクトルを有する逆転励起信号に取り替えられ、第３
Ｂ図に示された信号処理が用いられる。第４図及び第５
図の装置の場合には、９０゜の平面選択信号が、図示さ
れたＶ４励起信号に取り替えられる。第６図及び第７図
に示された装置は図示されたように用いられる。
１９７６年、Ｊournal of Ｐhysics E：Ｓcientific
Ｉnstruments，第９巻、第２７１−２７８頁に掲載され
たP.Ｍansfield，A.A.Ｍaudsley及びT.Bａｉｎｅｓ著の
“ＮＭＲによる高速陽子密度像形成”と題する論文に基
づいて同様の投影像形成装置を用いることができる。こ
の方法においては、ｚ方向に勾配を用い、形成されたパ
ルスを用いて、９０゜スピンモーメントを有する１つの
区分以外の全ての平面が励起される。次いで、非励起平
面に直角な勾配を用い、別の９０゜励起が用いられる。
２つの平面の交線のみが第２の励起後に受信信号を発生
する。
第１図を説明すれば、信号Ｖ２から得られた勾配磁界を
用い、次式で表わされるパルス励起信号Ｖ４が用いられ
る。
但し、ｆ０はアドレスされる平面を表わす中心周波数で
あり、ｂは所望区分の厚みを表わし、そしてａは部位全
体の厚みを表わしている。従つて、励起されたフイール
ドは２つの直交座標関数の差であり、その大きい方は部
位ａのサイズを表わしそしてその小さい方は区分厚みｂ
を表わしている。この励起の後、電圧Ｖ３を印加するこ
とにより、ｘｙ平面に直角の勾配が形成される。この勾
配に対し、広帯域パルスＶ４が使用され、これは選択さ
れたｘｙ平面内の全てのスピンモーメントを同時に９０
゜レベルに励起する。これにより生じる自由誘導減衰信
号がフーリエ変換され、選択された平面のみにおける線
の投影が形成される。次いでｚ方向に新たな勾配を形成
して新たな平面を選択しこのシーケンスが繰り返され
る。これも前記の静止物質の作用を除外する装置の各々
に使用できる。第３図ないし第５図の装置の場合には、
信号Ｖ４に代つて広帯域の９０゜r.f.パルスが用いられ
る。
更に別の投影像形成方法は前記したスピンそらし像形成
方法に基づくものである。これは、励起されたｘｙ平面
が個々の線に分解されるという点で前記方法に類似して
いる。然し乍ら、分解方法が明確に異なる。選択された
ｘｙ平面をバースト信号Ｖ４で励起する前に、電圧Ｖ３
を用いてこの平面に直角な勾配が与えられる。これはｘ
方向に位相を周期的に“そらす”ように作用する。それ
故、これにより生じる受信信号は、励起されたｘｙ平面
内のｘ方向の周期的な変化を表わしている。これらの周
期的な変化の空間周波数は、電圧Ｖ３により表わされる
勾配の強さを変えることによつて変更される。異なつた
電圧Ｖ３で一連の測定を各々行なうことにより、ｘ方向
の分布がその空間周波数成分に分解される。プロセツサ
２９は、この分解された空間周波数を投影像２８に垂直
な所望の線成分に変換する逆フーリエ変換器を含むこと
ができる。
前記したように、この方式では、一連の励起により、励
起された平面が線に分解される。前記したように、全て
のｘｙ平面に対してこれを繰り返すことができる。然し
乍ら、これらは比較的長いデータ収集時間を要する。好
ましいやり方は、平行なｘｙ平面を全て同時に励起する
広帯域の励起信号Ｖ４を使用することである。これら平
面も各々周波数の異なるものである。というのは、Ｖ２
によつてｚ方向に勾配が与えられるからである。今度
は、Ｖ３により形成されるｘ方向の位相そらし勾配が個
々の周波数において全てのｘｙ平面に同時に与えられ
る。個々の平面は前記フーリエ変換装置を用いてプロセ
ツサ２９で分離され、各平面に対応する個々の周波数が
分離される。従つて、一時的なフーリエ変換により個々
のｘｙ平面が分離され、そして空間的な逆フーリエ変換
によつて平面内の線が分解される。
前記したように、この投影像は静止物質の作用を打ち消
すいずれの装置に用いることもできる。第２図の装置の
場合には、全シーケンスがＴＡ及びＴＢで繰り返され
る。第３図ないし第５図の装置の場合には、図示された
ように励起信号Ｖ４が使用される。
文献にのべられたその他の多数のデータ収集方式も、投
影モードに用として修正を加えれば、使用することがで
きる。又、各々の投影方式は、前記した静止物質の作用
を打ち消す装置の１つに使用される。
前記の基本的なデータ収集装置の各々は３次元断面像を
形成する複雑なデータ収集装置の１部として使用されて
いる。然し乍ら、本発明では、これらのデータ収集装置
は、データ収集速度が速く、ＳＮ比が良く、解像度が高
く、ぶれに対してほとんど不感であり、磁界の均一性に
対する条件が緩和され、視野が非常に広く適正であると
いう前記の全ての効果を部位１０の２次元投影像に与え
るように変更される。
本発明の主たる目的は、血管内を流動する血液の像を形
成する非侵襲的な方法を提供することである。多くの場
合に、形成される信号の強さは流動する血液の速度を表
わし、このパラメータは診断の助けとして利用すること
ができる。
前記したように、血管の像は平面２８に対しｙ方向に或
る特定の投影角で得られる。多くの診断においては、２
つ以上の角度で投影像を得ることが所望される。これは
第１図に示された構成体全体を回転することによつて得
ることができる。或いは又、コイル２３及び２４に垂直
に且つ投影平面２８に平行に更に別の１組のコイルを使
用することもできる。これらコイルをコイル２３及び２
４に代つて使用して直交平面における投影像を形成する
ことができる。
或る場合には、不所望な血管又は他の構造組織、例え
ば、流動する血液を含む心室が投影像に含まれることが
ある。これらを励起磁界に含まないようにすることによ
つてこれらの影響を最小限にすることができる。これ
は、コイル１６及び１７により形成される静的磁界を当
該領域に限定するか、又は好ましくは、コイル２１及び
２２により形成される高周波励起磁界を当該領域に限定
することによつて達成することができる。これらコイル
自体のサイズ及び配置によつて、磁気スピン作用を有す
る部位の部分が限定される。
或る場合には、部位１０の特定領域に対する投影像を得
るのに、更に精巧で且つ正確な方法が所望される。これ
は２つの一般的な方法を用いて行なうことができる。こ
れらの方法は、３次元像形成方式の１部分として文献に
既に述べられているものである。ここでは、これらの技
術を独特のやり方で利用して、投影像を取り出す部位を
限定する。
１つの一般的な技術が、１９８０年、Ｐhil.Ｔrans.Ｒ.
Ｓoc.Ｌondon，Ｂ２８９の第５４３−５４７頁に掲載さ
れたＤ．Ｈoult著の“回転ズーグマトグラフイ”と題す
る論文に述べられている。この論文には、Ｂ１即ち高周
波磁界に勾配を形成する考え方が紹介されている。高周
波磁界に勾配があることは、部位の１部分が所望の９０
゜励起を受け、一方のその他部が１８０゜の逆転を受け
て信号を発生しないことを意味する。この論文では、こ
の方法をスピンそらし装置に用いて、平面を種々の繰り
返し空間成分に分解することが述べられている。この方
式では、当該部位を限定することができる。
コイル２１及び２２は、第１図の場合のように両方が等
しく駆動されるのではなく、励起勾配を与えるように駆
動されてもよい。コイル２１の点Ｄをアースし、コイル
２２の点Ｄを信号kV4で駆動することができる。勾配の
程度はｋによつて左右され、ｋは所望の勾配方向に基づ
いて１より大きくてもよいし１より小さくてもよい。例
えば、部位の不所望の部分が１８０゜の逆転を受けて信
号を発生しないように勾配を構成することができる。別
の構成としては、１端の０゜から他端の１８０゜まで位
相が変化するように勾配が構成される。この場合は、所
要の９０゜励起が行なわれる部位の中央領域の投影像が
形成され、端部領域は減衰信号を発生しない。周期的に
大まかに変化する励起シーケンスを用いた更に精巧な方
式を使用することができる。上記の変化を記憶し、合成
し、そして部位１０の任意の領域を選択するように用い
ることができる。然し乍ら、３次元像形成を用いた方式
に比べて、このような励起が必要とされるのは比較的わ
ずかであることを強調しておく。この一般的な部位選択
方式は、第２図、第３図、第６図及び第７図の静止物質
の作用を打ち消す装置に使用することができる。この選
択方式は、磁気モーメントの角度に基づいて打ち消しが
行なわれるような第４図及び第５図の装置には用いない
方がよい。
部位の１部分を選択する第２の一般的な技術は、飽和の
考え方である。この考え方は、１９７４年、Ｊournal
Ｐhys.Ｃ：Ｓold Ｓtate Ｐhysics，第７巻に掲載の
A.N.Ｇarroway，Ｐ．Ｋ．Ｇrannell及びＰ．Ｍansfield
著の“選択照射プロセスによるＮＭＲ像形成”と題する
論文に述べられている。この場合は、スピン格子緩和時
間Ｔ１に匹敵する時間巾をもつ１８０゜逆転パルスであ
る”燃焼”パルスを用いることによつて特定領域のスピ
ンモーメントが減磁される。このパルスの周波数によつ
て、飽和さるべき領域が決定される。それ故、信号Ｖ４
は、投影像が所望されない部位１０の領域を表わす周波
数を有した飽和パルスとなる。このパルスは部位１０の
所望領域に相当する周波数においてはエネルギをもたな
い。
この部位選択飽和パルスＶ４の後は、非飽和部位に対し
いかなる投影像形成方式を使用することもできる。この
投影像形成方式は、静止物質の作用を打ち消す装置のい
ずれに使用することもできる。
一般に、３次元の再構成に用いられる技術は、２次元投
影像を得るところの部位を限定するためには、或る制約
された形態で利用される。
前記したように、上記の方式では、分離された血管像が
形成されるだけでなく、血液の速度を表わす信号も発生
される。或る形態においては、血液速度の量的な表示を
作り出すこともできる。又励起方式を色々に組合わせて
用いることにより流れの速度や性質を調べることもでき
る。例えば、第３図の方式を用いて、励起領域の各側の
領域を個別に調べることにより血液流の方向を決定する
ことができる。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の実施例を示す概略図、 第２Ａ図及び第２Ｂ図は異なつた時間に導出された像情
報を差し引きする本発明の実施例の部分ブロツク図、 第３Ａ図及び第３Ｂ図は隣接する空間分布から励起及び
受信を行なう本発明の実施例の場合ブロツク図、 第４図は励起信号及びこれに関連した受信信号の波形を
示すグラフ、 第５図は別の実施例の波形を示すグラフ、 第６図は位相変化を用いた本発明の実施例の処理装置の
ブロツク図、そして 第７図は位相変化を用いた実施例の補償装置のブロツク
図である。 １０……身体の部位、１１……血管 １２……血液、１３、１４……磁極片 １５……電源、１６、１７……コイル １８、１９……コイル、２０……電源 ２１、２２……コイル、２３、２４……コイル ２５……電源、２６……励起信号 ２７……スイツチ、２８……投影平面 ２９……プロセツサ、３０……表示装置 ３１……信号、３２……投影像

Claims (12)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】移動物質の核スピンが核磁気共鳴信号に位
    相シフトをつくるよう容積体内の移動物質と静止物質の
    核スピンとを励起する手段、 位相シフトした核磁気共鳴信号を検出する位相感知検出
    器、そして この検出された、位相シフトした核磁気共鳴信号を使用
    して容積体内の移動物質の投影像をつくる手段 を備えたことを特徴とする容積体内の移動物質の２次元
    投影像をつくる装置。
  2. 【請求項２】容積体内の移動物質についての３次元情報
    を集める手段を備え、投影像をつくる手段が投影方向に
    おいて容積体を部分を選択する手段を含んでいる請求項
    １に記載の容積体内の移動物質の２次元投影像をつくる
    装置。
  3. 【請求項３】移動物質からと静止物質からの３次元デー
    タを集める手段を備え、投影像をつくる手段が３次元デ
    ータにおける移動物質からのデータだけを選択する手段
    を含んでいる請求項１に記載の容積体内の移動物質の２
    次元投影像をつくる装置。
  4. 【請求項４】容積体内の磁気スピン作用の２次元投影像
    を表す受信信号をつくる手段、 容積体の第１の小区域内で磁気スピンを励起する手段、
    そして 第１の小区域に隣接した容積体内の第２の小区域からの
    信号を受ける手段 を備え、それにより第１の小区域から第２の小区域へ動
    いた、励起された物質だけが受信信号をつくるようにし
    たことを特徴とする容積体内の移動物質の２次元投影像
    をつくる装置。
  5. 【請求項５】容積体内の移動物質についての３次元情報
    を集める手段を備え、投影像をつくる手段が投影方向に
    おいて容積体の部分を選択する手段を含んでいる請求項
    ４に記載の容積体内の移動物質の２次元投影像をつくる
    装置。
  6. 【請求項６】移動物質からと静止物質からの３次元デー
    タを集める手段を備え、投影像をつくる手段が３次元デ
    ータにおける移動物質からのデータだけを選択する手段
    を含んでいる請求項４に記載の容積体内の移動物質の２
    次元投影像をつくる装置。
  7. 【請求項７】静止物質の核スピンが十分な励起を受け、
    そして核磁気共鳴信号をつくらないようにし、そして移
    動物質の核スピンが部分的な励起を受け、そして核磁気
    共鳴信号をつくるように、容積体内で核スピンを励起す
    る手段、 移動物質の核スピンによりつくられる核磁気共鳴信号を
    検出する検出器手段、そして 検出された核磁気共鳴信号を使用して移動物質の投影像
    をつくる手段 を備えたことを特徴とする容積体内の移動物質の２次元
    投影像をつくる装置。
  8. 【請求項８】容積体内の移動物質についての３次元情報
    を集める手段を備え、投影像をつくる手段が投影方向に
    おいて容積体の部分を選択する手段を含んでいる請求項
    ７に記載の容積体内の移動物質の２次元投影像をつくる
    装置。
  9. 【請求項９】移動物質からと静止物質からの３次元デー
    タを集める手段を備え、投影像をつくる手段が３次元デ
    ータにおける移動物質からのデータだけを選択する手段
    を含んでいる請求項７に記載の容積体内の移動物質の２
    次元投影像をつくる装置。
  10. 【請求項１０】少なくとも２つの核磁気共鳴信号をつく
    るように容積体内で続く時間に静止物質の核スピンと移
    動物質の核スピンとを励起する手段 を備え、静止物質の核スピンは２つの核磁気共鳴信号に
    実質的に同じ大きさで寄与し、そして移動物質の核スピ
    ンは２つの核磁気共鳴信号に異なる大きさで寄与し、そ
    して これら２つの核磁気共鳴信号を検出する手段、 これら２つの核磁気共鳴信号を組み合わせて静止物質の
    核スピンから実質的に総ての寄与分を排除し、そして移
    動物質の核スピンから正味の核磁気共鳴信号をつくる手
    段、そして この正味の核磁気共鳴信号を利用して移動物質の投影像
    をつくる手段 を備えたことを特徴とする容積体内の移動物質の２次元
    投影像をつくる装置。
  11. 【請求項１１】容積体内の移動物質についての３次元情
    報を集める手段を備え、投影像をつくる手段が投影方向
    において容積体の部分を選択する手段を含んでいる請求
    項１０に記載の容積体内の移動物質の２次元投影像をつ
    くる装置。
  12. 【請求項１２】移動物質からと静止物質からの３次元デ
    ータを集める手段を備え、投影像をつくる手段が３次元
    データにおける移動物質からのデータだけを選択する手
    段を含んでいる請求項１０に記載の容積体内の移動物質
    の２次元投像像をつくる装置。
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