JPH0624526B2 - 核磁気共鳴スキャナー装置 - Google Patents

核磁気共鳴スキャナー装置

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JPH0624526B2
JPH0624526B2 JP4041571A JP4157192A JPH0624526B2 JP H0624526 B2 JPH0624526 B2 JP H0624526B2 JP 4041571 A JP4041571 A JP 4041571A JP 4157192 A JP4157192 A JP 4157192A JP H0624526 B2 JPH0624526 B2 JP H0624526B2
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UISUKONSHIN ARAMUNI RISAACHI FUAUNDEESHON
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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 本発明は一般に磁気回転共鳴分光学に関し、さらに詳し
く述べれば、材料の特性を測定する核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）を利用する装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気回転共鳴分光学は、常磁性状態にあ
る磁気モーメントおよび電子を持つ核を研究するように
導かれる。前者は核磁気共鳴（ＮＭＲ）といわれ、後者
は常磁性共鳴（ＥＰＲ）または電子スピン共鳴（ＥＳ
Ｒ）といわれる。あまり実施されない他の形の磁気回転
分光学が存在するが、これも本発明の分野に含まれてい
る。
【０００３】磁気モーメントを有するどんな核でも、そ
れが置かれる磁界の方向と自ら整合しようとする。しか
しそうする場合、核は磁界の強さによりかつ特定の核種
族の性質（核の磁気回転定数γ）により左右される特性
角周波数（ラーモア周波数）でこの方向の回りを歳差運
動する。
【０００４】人間の組織のような物質が一様な磁界（成
極磁界Ｂz ）を受けると、組織にある常磁性核の個々の
磁気モーメントはこの磁界と整合しようとするが、それ
ぞれの特性ラーモア周波数でランダムな順序にその回り
を歳差運動する。正味磁気モーメントＭz は成極磁界の
方向に作られるが、垂直面（ｘ−ｙ面）内のランダムに
置かれた成分は相互に打ち消し合う。しかし、物質すな
わち組織がｘ−ｙ面にありかつラーモア周波数に近い磁
界（励磁界Ｂ1 ）で照射されるならば、正味整合モーメ
ントＭz はｘ−ｙ面に回転されて、ラーモア周波数でｘ
−ｙ面に回転する正味横磁気モーメントＭ1 を作る。Ｍ
z のＭ1 成分への回転が達成される度合、したがって正
味磁気モーメント（Ｍ＝Ｍ0 ＋Ｍ1 ）の大きさおよび方
向は主として加えられる励磁界Ｂ1 の時間の長さに左右
される。
【０００５】この磁気回転現象の実際の値は、核磁信号
が終った後で出される無線信号に存する。励磁信号が除
去されると、横磁気モーメントＭ1 によって作られる回
転磁界によって発振正弦波が受信コイル内に誘起され
る。この信号の周波数はラーモア周波数であり、その最
初の振幅Ａ0 はＭ1 の大きさによって定められる。放射
信号（簡単なシステムにおける）の振幅Ａは時間ｔと共
に指数の形で次の通り減衰する：
【数１】Ａ＝Ａ0 ｅ-t/T2
【０００６】減衰点数１／Ｔ2 はプロセスの特性であ
り、それは研究中の物質に関する貴重な情報を提供す
る。時定数Ｔ2 は「スピン−スピン緩和」定数、または
「横緩和」定数と呼ばれ、それは核の整合された歳差が
励磁信号Ｂ1 に除去後に移相する割合を測定する。
【０００７】Ｔ2 スピン−スピン緩和プロセスによって
定められる他の要素が自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号の振
幅に貢献する。これらの１つは、時定数Ｔ1 を有するこ
とを特徴とするスピン−格子緩和プロセスと呼ばれる。
これは正味磁気モーメントＭが磁気成極（Ｚ）の軸に沿
ってその平衡値Ｍ0 へ復帰することを説明するので縦緩
和プロセスとも呼ばれる。時定数Ｔ1 はＴ2 より長く、
大部分の物質ではるかに長く、またその自主測定は他の
回転磁気手順の問題である。
【０００８】上述の測定は「パルスＮＭＲ測定」と呼ば
れる。それらは励磁の周期と放射の周期とに分けられ
る。以下にもっと詳しく説明するが、この測定サイクル
は各サイクル中の異なるデータを累積したり、被実験者
の異なる場所で同じ測定を行ったりするように何回も繰
り返すことができる。いろいろな持続時間の１個以上の
励磁パルスを加えることを意味するいろいろな準備励磁
法が知られている。このような準備励磁法は、後で説明
される自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号を特定の現象に「増
感させる」のに用いられる。これらの励磁法のあるもの
は、米国特許第４３３９７１６号、第４３４５２０７
号、第４０２１７２６号、第４１１５７３０号および第
３４７４３２９号に開示されている。
【０００９】ＮＭＲ測定は多くの科学および工学分野で
役立つが、その医学分野での潜在的用途はまことに大き
い。ＮＭＲ測定はＸ線から全く異なるコントラスト・メ
カニズムを提供し、またこれによってＸ線では相違が全
く認められない柔らかい組織の相違をＮＭＲで観測する
ことができる。さらに、ＮＭＲ測定によって生理学上の
相違が観測されるが、Ｘ線は主として解剖学上の研究に
限られる。
【００１０】ＮＭＲを利用する大部分の医学応用では、
被実験者の特定の場所で磁気回転情報を得る結像法が使
用されなければならない。主要なＮＭＲ結像法は「ツオ
イグマトグラフィー（Ｚｅｕｇｍａｔｏｇｒａｐｈ
ｙ）」と呼ばれ、１９７３年３月１６日発行ネイチャ第
２４２巻、第１９０頁〜第１９１頁に記載された「誘起
局部相互作用による像形成：核磁気共鳴使用例」の記事
においてピー・シー・ラウターバー（Ｐ．Ｃ．Ｌａｕｔ
ｅｒｂｕｒ）によってまず提案された。ツオイグマトグ
ラフィーは、成極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つが非ゼロ傾
度を持つ１つ以上の追加磁界を使用する。これらの傾度
の強さを変えることによって、任意の場所における成極
磁界Ｂ0 ＝Ｂz ＋Ｇx Ｘ＋Ｇy Ｙ＋Ｇz Ｚの正味強さは
変えることができる。その結果、受信機の周波数共振が
単一周波数Ｗ0 に応答するように狭くされるならば、磁
気回転現象は、正味成極磁界Ｂ0 がラーモアの方程式Ｗ
0 ＝γＢ0 を満足する適当な強さを有する場所でのみ観
測されると思われるが、ただしＷ0 はその場所における
ラーモア周波数である。
【００１１】生じる自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号を傾度
（Ｇ＝Ｇx ，Ｇy ，Ｇz ）の強さと「リンク」すること
によって、その瞬間に信号が作られ、ＮＭＲ信号が位置
情報によって「タグ」され、すなわち「増感」される。
かくして、生成された特定のＮＭＲ信号は各成分すなわ
ち磁界強度Ｇx ，Ｇy 及びＧz に対する１個の測定値を
持つであろう。そしてその測定値は検体中の特定の場所
に加えられた特定の磁界に対応するであろう。このよう
にして、そのＮＭＲ信号は場所の情報を含み、それに関
連付けられるのである。ＮＭＲ信号のかかる位置増感に
より、ＮＭＲ像は一連の測定で作られる。
【００１２】被実験者の走査中に作られる一連の自由誘
導減衰信号はディジタル化され、そのいろいろな周波数
成分を抽出してスクリーン上に表示するようにコンピュ
ータによって処理される。最も一般的な方法は、ディジ
タル化されたＮＭＲ信号に離散的フーリエ変換を施すこ
とを意味する。かかる変換は、マグロー・ヒルから１９
７８年に出版されたアール・エネ・ブレースウォール
（Ｒ．Ｎ．Ｂｒａｃｅｗａｌｌ）の「フーリエ変換とそ
の応用」において説明されたような１個または数個の変
数で行われる。かかる離散的フーリエ変換を行うコンピ
ュータ・プログラムは、ウイリーから１９７６年に出版
されたピー・ブルームフィールド（Ｐ．Ｂｌｏｏｍｆｉ
ｅｌｄ）による「時系列のフーリエ分析：入門」に説明
される通り周知である。ディジタル・データの２つのフ
ァイルが、時間領域ＮＭＲ信号のフーリエ変換によって
作られる。１つのファイルは「実」の成分を表わし、第
２のファイルは「虚」の成分を表わす。従来は、米国特
許第４０７０６１１号に示された通り「虚」のファイル
は問題のＮＭＲ現象の正確な像を再生するために要求さ
れないと考えられ、またこのデータを無視することが一
般的な方法であった。
【００１３】容器内の流体の流れを測定するＮＭＲの使
用は周知の通りである。１９８１年７／８月のメディカ
ル・フィジックス、第８巻、第４号で公表されたジェー
・エッチ・バトクレティ（Ｊ．Ｈ．Ｂａｔｔｏｃｌｅｔ
ｔｉ）らによる「ＮＭＲ血液流量計−原理と歴史」の記
事は、この研究の原理と歴史を説明している。流れを測
定するために使用されたこれまでの方法は、ＦＩＤ信号
を検出するために使用されるコイルの「上流」の流体サ
ンプルを磁化するようにコイルを配列した特殊ＮＭＲ装
置を必要とする。この「タギング」コイルとセンシング
・コイルとの間の物理的距離は既知であり、ＦＩＤ信号
のレベルは流体の流れの方向の速度情報を提供する。こ
のような流れの測定は、前述の位置増感（場所の情報と
の関係付け）とは異なる方法で達成される。すなわち、
タギングコイル（目印をつけるコイル）と検出コイルと
の間隔は既知であり、タギングコイルはその検出コイル
の軸方向に流れていることが既知である液体サンプルを
磁化するのである。検出コイルはそのサンプルからのＦ
ＩＤ信号を検出し、そのＦＩＤ信号の大きさは、流れの
方向が既知である液体の流れの速度の情報を提供する。
それゆえ、流れの方向が既知でタギングコイルと検出コ
イルに別々のコイルを用いている以上、検体中の場所に
ついての情報は不用であり、磁化に引き続いて発生する
ＦＩＤ信号の大きさを測定するだけで足りるのである。
１９８２年３／４月のメディカル・フィジックス第９
巻、第２号で公表されたジェー・ピー・グラント（Ｊ．
Ｐ．Ｇｒａｎｔ）らによる「ＮＭＲレオトモグラフィ
（Ｒｈｅｏｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）：実用可能性および
臨床可能性」の記事において、管内の流れ強度分布を与
える結像方法が使用されている。かかる方法は既知方向
の流れを測定することに限定され、実際には生命のない
物体内の流れ測定または動物の手足内の血液流の測定に
限定されている。
【発明の概要】
【００１４】本発明は、在来のＮＭＲ像を提供するだけ
ではなく、運動像が作られるデータをも提供するために
ＮＭＲ信号を増感させる装置に関するものである。した
がって本発明は、磁気回転材料に分極用磁界Ｂ ０ を加え
る手段と、磁気回転材料を磁界Ｂ１で励磁して横磁気モ
ーメントＭ１をそこに作る手段と、前記磁界Ｂ １ により
励起された磁気回転材料が発する自由誘導減衰（ＦＩ
Ｄ）信号の振幅および位相を検知する手段と、ＦＩＤ信
号を発している磁気回転材料の存在位置を示させるため
の勾配磁界Ｇを発生させる手段と、磁気回転材料に運動
増感させる勾配磁界Ｆであって、該勾配磁界Ｆの極性
は、横励磁後でかつＦＩＤ信号発生前の期間２Ｔの間に
同期間中の勾配磁界Ｆの積分が事実上ゼロであるように
磁気回転材料に関して交互する前記勾配磁界Ｆを加える
手段と、検知されたＦＩＤ信号から画像再現用データを
作り出す手段とを含む、該磁気共鳴スキャナー装置を提
供する。
【００１５】傾度結像ＮＭＲスキャナーにおいて、本発
明は各測定サイクルの励磁部分の後でかつ各サイクルの
放射部分の前に、運動増感させる勾配磁界Ｆを加えるこ
とを含む。一連のかかる測定により作られる合成の自由
誘導減衰信号はフーリエ逆変換を行うことによって処理
され、「実」および「虚」のデータ・ファイルの運動像
データと混合された在来の像データを作る。これらのデ
ータ・ファイルがＴ１またはＴ２緩和のような在来のＮ
ＭＲ現象によって変調されるスピン−密度像を作るよう
に処理されたり、運動データが運動の像のみを作るよう
に処理されたり、またはデータ・ファイルは運動によっ
て変調される在来のＮＭＲ現象の像を作るように処理さ
れる。
【００１６】本発明の一般的な特徴は、被実験者内の任
意な場所で磁気回転材料の運動を測定する能力である。
在来のツオイグマトグラフィのスキャナーは像データに
沿って運動データを提供するように容易に変形できる。
かかる変形は、測定サイクル中に運動増感させる勾配磁
界Ｆを加えることを含む。測定されるべきＦＩＤ信号
は、前述の位置増感（場所の情報との関係付け）と同様
のやり方で速度の情報を付与され、関係付けられる（こ
れを「運動増感」と呼ぶ。）。すなわち、磁界強度の勾
配ベクトルがある特定の方向を向くように磁界強度に
Ｘ、Ｙ及びＺ軸に沿って勾配がつけられる。
【００１７】作られる自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号は位
置に「リンク」されるとともに、その位置で磁気回転材
料の運動に「リンク」される。像データのみに使用され
る同じ処理が運動像を作るのにも使用される。
【００１８】本発明のもう１つの面は、被実験者内の任
意の位置で任意の方向の運動を測定することを意味す
る。被実験者内のある場所から磁気回転応答を励磁し得
る在来のツオイグマトグラフィのスキャナーは、運動増
感された応答を作るのに用いられる。運動増感は、測定
サイクルの励磁部分が終ってから時間２Ｔの間に加えら
れる交互極性の勾配磁界Ｆによって達成される。磁界
（その傾度はＦである）の方向は成極磁界Ｂz と同じだ
が、その強さは方向、大きさおよび位置で流れデータを
「タグ」するためにｘ，ｙおよびｚ方向において変化さ
れる。
【００１９】本発明のもう１つの面は、ＮＭＲ測定サイ
クルを大きく変えずに運動像データを提供することであ
る。運動増感させる勾配磁界Ｆが各測定サイクルに加え
られ、または別の運動測定サイクルが標準のＮＭＲ測定
サイクル内に組み合わされる。いずれの場合も、技術的
に知られる多くの準備励磁法および放射測定法がわずか
な変形によって行われる。運動測定の独立性は、時期２
Ｔにわたる勾配磁界Ｆの積分が事実上ゼロとなるように
することで保たれる。かくて運動増感させる磁界ＦはＮ
ＭＲ信号を位置増感させるのに用いられる勾配磁界Ｇと
は別のもので独立しているが、２つの磁界は同じコイル
を用いて作られる。
【実施例】
【００２０】本発明の上記および他の特徴ならびに利点
は付図と共にとられる本発明の好適な実施例の下記説明
により示される。
【００２１】本発明はいろいろな磁気回転スキャナーま
たはＮＭＲ分光計構造物で容易に実施できるが、本発明
の好適な実施例は成極磁界を発生させる大形電磁石を使
用する。特に図１から、この成極磁石１は、テーブル６
を受けるに足る大きさの４個の丸い円筒セグメント２〜
５から成る。患者はテーブル６の上に乗せられ、彼の身
体のどんな部分でも彼を励磁コイル７に関して適当に置
くことによって走査することができる。成極磁石１は、
励磁コイル７によって形成される空間内で一定かつ均質
な強い磁界Ｂｚを作る。励磁コイル７は、成極磁界Ｂｚ
に垂直な横面にある励磁界Ｂ１を作る。励磁界Ｂ１は無
線周波数Ｗ０で発振し、それは１個以上のパルスとして
加えられる。コイル７は次に受動モードにスイッチさ
れ、このモードでコイル７は患者の身体に作られるＮＭ
Ｒ信号の受信機として働く。
【００２２】図３ＡないしＣから、３組の勾配磁界コイ
ルもテーブル６の回りに作られている。１組のＺ勾配磁
界コイル１０ａおよび１０ｂは磁界（Ｇz ・Ｚ）を作
り、これは機械のｚ軸に沿って向けられるが、ｚ軸に沿
う位置の関数として変化する強さを持つ。図２Ａに示さ
れる通り、この磁界は成極磁界Ｂz に加わって、テーブ
ル６の上のｚ位置の関数として事実上直線的に磁界の強
さ（すなわちＧz ・Ｚ）が変化する全磁界Ｂ0 を提供す
る。
【００２３】図２Ｃおよび図３Ｂから、第２組の勾配磁
界コイル１１ａから１１ｄは、機械のｚ軸に沿って向け
られるがｘ軸に沿う位置の関数として変化する強さを有
する磁界（Ｇx ・Ｘ）を作る。この磁界は成極磁界Ｂz
に加わり、テーブル６の上のｘ位置の関数として事実上
直線的に強さが変わる全磁界Ｂ0 を提供する。
【００２４】図２Ｂおよび図３Ｃから、第３組の勾配磁
界コイル１２ａから１２ｄは、機械のｚ軸に沿って向け
られるがｙ軸に沿う位置の関数として変化する強さを有
する磁界（Ｇy ・Ｙ）を作る。この磁界は成極磁界Ｂz
に加わり、テーブル６の上のｙ位置の関係として事実上
直線的に強さが変わる全磁界Ｂ0 を提供する。
【００２５】成極磁界Ｂz および勾配磁界Ｇx ，Ｇy，
Ｇz の発生ならびに制御は技術的に周知であり、既存の
ＮＭＲスキャナーに使用されている。
【００２６】特に図４から、ＮＭＲスキャナー用の制御
装置は、交流電源１９に接続する１組４個の静電力変換
器１５から１８を含む。静電力変換器１５から１８は処
理装置２０から受信された指令により定められたレベル
で、それぞれのコイル１，１０，１１および１２用の直
流電流を作る。勾配磁界コイル１０から１２用に作られ
た直流電流の極性すなわち方向も制御される。かくて、
ｘ，ｙおよびｚ方向の勾配磁界の大きさも処理装置２０
からの指令でスイッチされる。
【００２７】励磁巻線７は、電子スイッチ２２がその能
動位置にトグルされるとき、無線周波発振器２１によっ
て駆動される。スイッチ２２は処理装置２０によって制
御され、またスイッチ２２がその受動位置にトグルされ
るとき、励磁巻線７は増幅および位相−コヒーレント検
出回路２３の入力に結合される。患者のＮＭＲ信号は励
磁巻線７に電圧を誘起し、これは回路２３で増幅されか
つ復調される。発振器２１は回路２３に基準信号を供給
し、この信号によりその回路にある１つの位相−コヒー
レント検出器はアナログ・ディジタル変換器２４に行く
同位相の、すなわち正弦の、自由誘導減衰（ＦＩＤ）信
号を作ることができる。第２の位相−コヒーレント検出
器はアナログ・ディジタル変換器２５に行く直角位相
の、すなわち余弦の、ＦＩＤ信号を作る。
【００２８】位相−コヒーレント検出器２３によって作
られる自由誘導減衰信号はＡ／Ｄ変換器２４および２５
によってディジタル化される。このディジタル化のサン
プル速度は処理装置２０により制御され、またＡ／Ｄ変
換器２４および２５によって作られるディジタル数は処
理装置２０に入力されてメモリ２６に記憶される。処理
装置２０はＦＩＤ信号が作られる瞬間の勾配磁界の強さ
を表わす値をも記憶し、このようにしてＦＩＤ信号は患
者内の特定位置にリンクされる。
【００２９】特に図５から、ＮＭＲスキャナーの結像モ
ードにおける代表的な測定サイクルが示されている。か
かる測定サイクルは１回の走査中に何度も繰り返され、
勾配磁界Ｇx ，Ｇy およびＧz の強さは被実験者の一連
の点から所望のＮＭＲ応答を得るように各測定で変化さ
れる。図５の例のサイクルでは、所望のラーモア周波数
の第１横励磁パルス３０が加えられ、勾配磁界Ｇx ，Ｇ
y およびＧz はそれらの所望レベルでスイッチ・オンさ
れる。励磁パルス３０の長さは磁気回転核の最大横磁化
（９０°）を与えるように選択されて、合成自由誘導減
衰信号３１は振幅Ａ0 を有する。ＦＩＤ信号３１が減衰
する割合（破線３１′で示される通り）は勾配磁界（Ｇ
x ，Ｇy ，Ｇz ）により被実験者内で励磁される磁気回
路核の周波数分布を表わす。
【００３０】同じ測定サイクル内の緩和時間Ｔ2 を測定
するために、第２励磁パルス３２が加えられる。このパ
ルス３２は同じラーモア周波数であるが、それはパルス
３０の長さの２倍で、９０°だけ移相されており、その
結果横磁化は１８０°回転される。この「エコー」パル
スは、勾配磁界Ｇx ，Ｇy およびＧz が再度加えられて
から、自由誘導減衰信号３３を刺激する。このＦＩＤ信
号３３のピーク値は第１ＦＩＤ信号３１の値Ａ0 より小
であり、破線３４によって示される通りそれは緩和時間
Ｔ2 の表示を与える。
【００３１】図５に示されるＮＭＲ測定サイクルは図４
のスキャナー装置により行われる多くの可能な測定の１
つにすぎないことは当業者にとって明白なはずである。
この特定サイクルで、医学的に重要な多数の像が作られ
る。勾配磁界の強さのような測定変数、および励磁パル
ス発生は、処理装置２０の制御下にあるので、ＮＭＲス
キャナー・システムは任意な数の異なる測定サイクルを
実行するようにプログラムされる。
【００３２】再び図４から、完全な走査の間に作られた
ＦＩＤ信号のディジタル化表示は、２つのファイルＳ1
（ｔ）およびＳ2 （ｔ）としてメモリ２６に記憶され
る。Ｓ 1 （ｔ）は発振器２１によって作られる横励磁信
号の「余弦」位相の部分であり、Ｓ2 （ｔ）は「正弦」
位相である。Ｓ1 （ｔ）およびＳ2 （ｔ）は下記の通り
複合信号を作るように組み合わされる。
【数２】Ｓ（ｔ）＝Ｓ1 （ｔ）＋Ｓ2 （ｔ） (1)
【００３３】これはスペクトル変換として書くことがで
きる：
【数３】Ｓ（ｔ）＝Ｋ∫ｍ（ｗ）ｅiwt ｄｗ， (2)
【００３４】 ただし： ｗ＝ｗ（ラーモア）−ｗｒｆ’ およびＫは定電子変換係数である。この信号は勾配磁界
【数４】 Ｇ＝ＧｘＸ＋ＧｙＹ＋ＧｚＺ により特別に変調され、下記に等しい。
【００３５】ただし：Ｍ1 ＝横磁化 ｒ＝位置（ｘ，ｙ，ｚ） γ＝時期回転定数 これは下記の通り「ｑ」空間で表わされる：
【数６】
【００３６】ただし「ｑ」は勾配磁界Ｇ，ｑ＝γＧｔに
より定められる３次元空間内の位置である。
【００３７】こうして各測定サイクルはｑ空間でライン
・サンプリングを作り、データ・ファイルＳ1 （ｔ）お
よびＳ2 （ｔ）は１組のかかるライン・サンプリングを
表わす。像Ｉm （ｒ）は数値離散的フーリエ逆変換を行
うことによってこのデータから所望の形に再構成するこ
とができる：
【数７】
【００３８】ただし：Ｈ（ｑ）はディジタル化処理と組
み合わされるアポダイゼーション関数である。
【００３９】フーリエ逆変換が処理装置２０によって第
(5) 式に従って行われると、２つのデータ・ファイルＩ
（ｒ）およびｉＪ（ｒ）が作られ、この場合：
【数８】
【００４０】ファイルＩ（ｒ）にある像データが像を作
るために、図４のＣＲＴ２７のような表示装置に出力さ
れることは技術的によく知られている。かかる像は主と
して励磁された磁気回転核の密度である「スピン密度」
を表わしたり、解剖または生理現象の改良されたコント
ラストを与えるために係数Ｔ１またはＴ２により変調さ
れることがある。「虚」のデータ・ファイルｉＪ（ｒ）
は、システムが正しく同調されると零値にもどり、また
それは従来のＮＭＲスキャナー・システムで通常廃棄さ
れる。
【００４１】スピン密度Ｔ1 およびＴ2 像は解剖性の有
用な情報を提供するが、本発明は運動像を生じさせる。
人体内の流体の流れは最も重要な現象であり、その大き
さおよび結像は機能事前評価および生理状態のはかり知
れない情報を診断医学に提供する。本発明の「運動−ツ
オイグマトグラフィ」結像法および装置は像加速、反射
などに用いられるが、その主な医学的価値は速度像を作
ることにあると思われる。
【００４２】特に図６から、本発明は在来のＮＭＲ測定
サイクルの一環として実施することができる。第１自由
誘導減衰信号４０が上述の標準的方法で受信されかつデ
ィジタル化されてから、運動を増感させる勾配磁界
【数９】
【００４３】が被実験体に加えられる。この運動を増感
させる勾配磁界は勾配磁界コイル１０から１２（図３）
で発生され、またそれは時期２Ｔにわたる積分がゼロに
等しくなるように極性が交互するという特徴を備えてい
る。
【数１０】∫Ｆ（ｔ）ｄｔ＝０
【００４４】座標成分Ｆx ，Ｆy ，Ｆz の相対値は、次
のＮＭＲ信号４１が運動増感される方向を決める。
【００４５】図６に示される測定サイクルは、一連のＮ
ＭＲ信号４１を多くの方向に運動増感させるために何回
も繰り返される。この「サイクル」連から生じる運動増
感されたデータの組は記憶され、勾配磁界Ｇx ，Ｇy ，
Ｇz はそれから次のＦサイクル連を被実験体の異なる位
置に位置増感させるように変更される。処理は続行さ
れ、一連の運動増感された測定は各走査位置で行われ
る。
【００４６】横磁気モーメントＭ1 を作る励磁界を加え
た後で運動増感させる勾配磁界Ｆが加えられることが、
本発明の要求である。さらに、運動増感はそれが増感す
べきＦＩＤ信号の放射前に生じなければならない。図６
の例の測定サイクルでは、励振パルス４２は所要の横磁
気モーメントＭ1 を作る。流れを増感させる勾配磁界Ｆ
は第１自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号４０が作られてから
加えられ、したがってＦＩＤ４０から収集されるデータ
は運動増感されていない。他方ではＦＩＤ信号４１は、
運動増感させる勾配磁界Ｆが加えられてから「エコー」
励振パルス４３によって作られる。それは運動情報を含
む。この例では、エコー励振パルス４３はどんな追加の
横磁気モーメントＭ1 も作らない。
【００４７】運動増感されたデータを作るもう１つの可
能な測定サイクルが図７に示されている。このサイクル
では、最大横磁気モーメントを作るために９０°励振パ
ルス４５が加えられ、位置勾配磁界Ｇは自由誘導減衰信
号４６を作るために後でスイッチ・オンされる。ＦＩＤ
４６の発生中の時間ＴA で、運動増感させる勾配磁界Ｆ
は時間ＴB まで加えられる。ＦＩＤ信号４６′（ＴB 後
に発生）は運動増感されている。
【００４８】測定される運動の方向は、勾配時間Ｆの方
向によって定められる。測定感度は、勾配磁界Ｆの強さ
（Ｆ0 ）およびその持続時間（２Ｔ）を含む多くの要素
によって定められる。装置により作られる系統的位相誤
差が「ｅ」で示されるならば、確実に測定し得る最小速
度は下記の通りである：
【数１１】
【００４９】ただしｅはラジアンで表わされる。例え
ば、水素核の運動が位相分解能誤差ｅ＝０．１ラジアン
の装置で測定されるならば、下記条件が標準である： γ≒４．６×１０3 Ｈｚ／ガウス Ｔ＝１０ｍｓｅｃ． Ｆ0 ＝０．５ガウス／cm Ｖmin ≒０．０６cm／秒
【００５０】一方向のみ流れる流体の像が作られるなら
ば、測定工程は大幅に短縮され、簡潔化されることは明
白である。例えば、運動増感させる勾配磁界Ｆz のみが
使用されるならば、ｚ軸に沿って流れる流体の平均速度
像が作られる。このような場合、唯一の流れ増感測定が
走査の各「Ｇ」位置で要求される。
【００５１】流れ増感されたＦＩＤ信号は位置増感され
るとともに運動増感される。上記第(3) 式に示される通
り、メモリ２６に記憶されているディジタル化ＦＩＤ信
号Ｓ（ｔ）は、勾配磁界Ｇにより位置にリンクされる。
同様に運動増感されたＦＩＤ信号Ｓ（ｔ）は運動勾配磁
界Ｆによってこの同じ位置でスピン密度の速度にリンク
される：
【数１２】
【００５２】もし６次元離散フーリエ反転がこの記憶さ
れたデータ・ファイルについて行われると、像Δ（ｒ，
ｖ）はその位置の磁気回転核の方向Ｆに特定の速度を持
つ密度の割合に従って分布されたスピン密度（ρ０）を
表示する。ＣＲＴ２７の上に構成される。
【数１３】
【００５３】ただし：Ｈ（ｑ）およびＨ（ｆ）はＦＩＤ
のディジタル化と組み合わされるアポダイゼーション関
数、「ｆ」は速度勾配磁界Ｆにより定められる３次元フ
ーリエ−速度空間内の位置であり、
【数１４】 である。
【００５４】この６次元像Δ（ｒ，ｖ）が真の流れ速度
の最も一般的かつ大がかりな直接像であるのは、それに
よって「ｆ」空間内の多くの点が一連のＦＩＤ信号を方
向および大きさが異なる勾配磁界Ｆで増感させることに
よって測定できるからである。この方法は、像が各点で
１つの勾配磁界Ｆにより変調されるならば、著しく簡潔
化することができる。これが工程のデータ収集部分を著
しく短縮するのは、それが各Ｇサイクルの間にＦサイク
ルを１つだけしか要求しないからであるが、それは完全
な速度分布スケール、すなわちプロファイル、ではなく
流れの平均速度のみを復帰する。
【００５５】本発明の運動−ツオイグマトグラフィの位
相−変調の方法が実際の研究に応用される終りのない多
様な変形および簡潔化が存在する。化学シフト分布また
はＴ 1 およびＴ2 分光学はデータ収集サイクルに追加さ
れて同様に「組み合わされる」。Ｂ1 励磁界はＴ2工程
に対する影響を抑制したり隔離するために変調され、ま
た以下に詳しく説明する通り、運動を増感させる勾配磁
界Ｆの形の変化が可能である。
【００５６】上記（数７）の通り、在来のツオイグマト
グラフィのＮＭＲスキャナーにより行われるフーリエ逆
変換は、スピン速度ρ0 （ｒ）の像がＣＲＴ２７の上に
作られる「実」のファイルＩ（ｒ）にデータを返す。第
(9) 式で上記に示された通り、フーリエ逆変換が運動増
感されたＮＭＲデータにより行われるとき、「実」のフ
ァイルＩ（ｒ）はデータを返され、それによって速度Ｖ
（ｒ）で変調されたスピン密度ρ0 （ｒ）の像がＣＲＴ
２７の上に作られる。
【００５７】本発明のもう１つの面は、流れ増感された
ＮＭＲデータのフーリエ逆変換が行われるとき、「虚」
のデータ・ファイルｉＪ（ｒ）が特定の医学的価値のあ
る像を作ることができる情報を返すことである。さらに
詳しく述べれば、ＮＭＲデータが１つの方向（すなわち
Ｇサイクル当り１つのＦサイクル）に流れ増感され、か
つ流れ増感される勾配磁界の大きさ（Ｅ0 ）および持続
時間（２Ｔ）が下記のように小さく保たれると：
【数１５】
【００５８】「実」のファイルＩ（ｒ）は在来の像デー
タρ０（ｒ）を返す。しかし「虚」のファイルｉＪ
（ｒ）は下記の像データを返す：
【数１６】
【００５９】かっこ内の値は既知の測定条件であり、ρ
0 （ｒ）は正確に言えば「実」のファイルＩ（ｒ）に返
された値の組である。したがって、速度像Ｖ（ｒ）は下
記の通りＣＴＲ２７の上に作られる：
【数１７】 Ｖ（ｒ）＝Ｊ（ｒ）／〔（２πγＴ2 Ｆ0 ）Ｉ（ｒ）〕 (12)
【００６０】かくて被実験体の１回の走査で、データ・
ファイルＳ1 （ｔ）およびＳ2 （ｔ）が作られ、メモリ
２６に記憶される。これらのデータ・ファイルのフーリ
エ逆変換によって作られるファイルＩ（ｒ）およびｉＪ
（ｒ）から、３個の別な像が簡単な計算で作られる。第
１の像ρ0 （ｒ）はＴ1 およびＴ2 のような現象により
変調された在来のスピン密度ＮＭＲ像である。第２の像
は流れ増感させる磁界傾度Ｆによって選択された方向に
平均スピン速度Ｖ（ｒ）の大きさで変調された同じスピ
ン密度像ρ0 （ｒ）である。第３の像はＮＭＲ走査の領
域を通じてＦの方向のスピン速度Ｖ（ｒ）の大きさであ
る。
【００６１】医学的価値のある他の像はこの測定データ
からさらに計算して作られることは当業者にとって明ら
かであると思う。例えば、規定された容積に出入りする
分子の交換流れは、容積の表面積にわたって速度変調さ
れたスピン密度の値Δ（ｒ，ｖ）を積分することにより
算出される。規定された面を通る同じ流量はその面の表
面を横切って積分することによっても算出される。この
ような測定は、例えば、特定容器を流れる血液の量を知
ることができる。解剖像は同じデータから作られるの
で、特定の容積または患者に関係のある表面の場所
（ｒ）はＮＭＲスキャナーのオペレータによって正確に
求めることができる。
【００６２】本発明の最も重要な応用は速度の測定であ
ると現在考えられているが、本発明は加速度のような
「より高位」の運動を測定するように拡大することがで
きる。速度増感の場合、流れ増感させる勾配磁界Ｆは交
互極性を有するだけでなく、その波形も対称でなければ
ならない。すなわち、速度増感する勾配磁界Ｆは、水平
および垂直な対称軸の回りで鏡像でなければならない。
【００６３】例えば図８Ａから、勾配磁界波形５０は極
性が交互し、対称軸５１の回りに非対称に鏡像化され
る。いうまでもなく、時間ＴＡからＴＢまでのこの波形
５０の積分はゼロであり、したがってそれは運動増感の
基本要求を満足する。対照的に、図８Ｂの波形５２によ
って作られた運動増感勾配磁界Ｆは垂直軸５１の回りに
対称に鏡像化される。この波形は次のＮＭＲ信号を加速
度に増感させるであろう。時間ＴＡからＴＢまでの波形
５２の積分はゼロであり、かくて基本の運動増感要求を
満足する。尚、定速度の場合は加速度はゼロであるの
で、検出されるＮＭＲ信号にはそれによる変化が生じな
い。すなわち、図８Ｂの波形５２によって作られた運動
増感勾配磁界Ｆは定速度に対してＮＭＲ信号を増感させ
ないであろう。
【００６４】運動増感させる勾配磁界Ｆの交互極性要求
はテーブル６でなく磁気回転核に参照されることもいう
までもない。かくて、励磁エネルギの１８０°のエコー
・パルスが磁気回転核に加えられると、その位相−極性
は有効に逆転され、運動増感させる勾配磁界Ｆの第２の
半サイクルは極性が逆になる必要がない。これと図８Ｃ
で示され、この場合エコー・パルス５４が対称軸５５で
作られると、磁界Ｆの波形５３は図８Ａの波形５０に等
しい。この方法は、勾配磁界の極性を逆にすることがで
きない装置に役立つ。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いるＮＭＲスキャナーの概略正面
図。
【図２】ＡからＣまでは図１のスキャナーに作られる勾
配磁界のグラフ説明図。
【図３】ＡからＣまでは図１のスキャナーの部分を構成
する勾配磁界コイルの斜視図。
【図４】図１のスキャナーの部分を構成する制御装置の
電気ブロック図。
【図５】図１のスキャナーによって行われる代表的な在
来測定サイクルのグラフ説明図。
【図６】本発明に従って行われる代表的な測定サイクル
のグラフ説明図。
【図７】本発明による代替測定サイクルの一部のグラフ
説明図。
【図８】ＡからＣまでは図６および図７の測定サイクル
に用いられる運動増感させる勾配磁界Ｆの代替形のグラ
フ説明図。
【主要な符号の説明】
１ 磁石 ２，３，４，５， セグメント ６ テーブル ７ 励磁コイル １０ａ，１０ｂ，１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄ，１
２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ 勾配磁界コイル １９ 交流電源 １５から１８ 変換器 ２０ 処理装置 ２１ 励磁界発振器 ２２ スイッチ ２３ 増幅および位相−コヒーレント検出器 ２４ 正弦Ａ／Ｄ変換器 ２５ 余弦Ａ／Ｄ変換器 ２６ メモリ ２７ ＣＲＴ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭55−204965（ＪＰ，Ａ) 特公 平２−56888（ＪＰ，Ｂ２) ＪＯＥＬ ＬＩＢＯＶＥ；”ＩＮＳＴＲ ＵＭＥＮＴＡＴＩＯＮ ＦＯＲ ＩＭＡＧ ＩＮＧ ＯＦ ＦＬＵＩＤ ＦＬＯＷ Ｕ ＳＩＮＧ ＮＵＣＬＥＡＲ ＭＡＧＮＥＴ ＩＣ ＲＥＳＯＮＡＮＣＥ ＷＩＴＨ Ａ Ｎ ＥＸＡＭＰＬＥ ＯＦ ＯＮＥ−ＤＩ ＭＥＮＳＩＯＮＡＬ ＦＬＯＷ ＩＭＡＧ ＩＮＧ”，ＰＨ．Ｄ．ＤＩＳＳＥＲＴＡＴ ＩＯＮ，Ｕ．Ｃ．ＢＥＲＫＬＥＹ

Claims (3)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 (1) 磁気回転性物質からなる検体内部に
    分極用磁界Ｂ０を発生させる手段と； (2) 該検体に励起用磁界Ｂ１を印加して該検体物質に横
    方向磁気モーメントを生じさせる手段と； (3) 前記励起用磁界Ｂ１により励起された該検体物質が
    発するＦＩＤ信号の振幅および位相を検知する検知手段
    と； (4) ＦＩＤ信号に位置情報を付与して該ＦＩＤ信号を発
    している該検体物質の存在位置を示させるための第１勾
    配磁界Ｇを発生させる手段と； (5) 前記励起用磁界Ｂ１の印加後で、かつ、ＦＩＤ信号
    発生前の期間中該検体に印加される勾配磁界であって、
    前記期間中に前記磁気回転性物質に対して少なくとも２
    回極性を反転することにより前記期間中の該勾配磁界の
    積分値が事実上ゼロに保たれるような第２勾配磁界Ｆを
    発生させる手段と； (6) 検知されたＦＩＤ信号から画像再現用データを作
    り出す情報処理手段とを有する画像創出用核磁気共鳴ス
    キャナー装置。
  2. 【請求項２】 前記第２勾配磁界Ｆが、互いに直交する
    Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の少なくとも２軸に沿って発生する請求項
    １に記載の核磁気共鳴スキャナー装置。
  3. 【請求項３】 前記検知されたＦＩＤ信号は磁気回転性
    物質の加速度を増感した信号である請求項１に記載の核
    磁気共鳴スキャナー装置。
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