JPH07308302A - 磁気共鳴を用いての、組織または流体の選択された領域の像の形成およびバックグランドの抑圧方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 神経活動における変化により生ぜされる大脳
の血液流における変化を測定する。 【構成】 本発明は診断の目的で生体の磁気共鳴画像化
に関する。この場合組織または流体は、それぞれ周囲の
流体または組織を抑圧することにより画像化される。こ
の過程は磁気共鳴血管造影図を提供し、さらにエコープ
ラナー画像化の使用を含む。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴式像形成におけ
るバックグランド組織の抑圧法に関する。

【０００２】

【従来技術】多数の磁気共鳴（ＭＲ）技術が血液流の像
形成のために示されている。これらは通常は飛行時間ま
たは位相コントラストとして分類できる。飛行時間に関
しては、患者の脈管構造の中において流れる血液は、選
定された厚さ２Ｄのスライスまたは厚さ３Ｄのスラブの
中に入ると、位置固定の組織━これは高周波（ＲＦ）の
パルスの反復される印加により飽和される━に対して、
明るく現われる。位相コントラストに対しては、速度に
依存する位相シフトが流れに応動するグラジエントによ
り血液に伝えられるが位置固定の組織には伝えられな
い。次に複合の像サブトラクションが位置固定の組織の
信号強度を除去する。像のサブトラクションを必要とし
ない単一励起位相コントラスト法が提案されてはいる
が、広く普及していない。

【０００３】脳の灌流の測定は像形成用血液流のための
特別な適用を提供する。いくつかの像形成手順は神経
病、例えば脳卒中における脳血管の変化の検査にも、脳
の血液流への神経活動の結合にもとづく脳の機能の標定
においても開発されている。

【０００４】この種の手順は脳血管の病気の検査におい
ては役に立つが、コストの高さと便利でないために広く
は使用されない。定量的または定性的に脳の血液流およ
び／または血液の容積を測定するための現存する試験
は、コントラスト強調コンピュータトモグラフィ（Ｃ
Ｔ），キセノンＣＴ，単一フォトンエミッションＣＴ
（ＳＰＥＣＴ）およびポジションエミッショントモグラ
フィ（ＰＥＴ）である。

【０００５】ＰＥＴもキセノンＣＴも広く用いられな
い。ＳＰＥＣＴは正確な試験ではあるが、２４時間の期
間内に１回しか実施できず、そのため脳卒中治療の進行
に追従つするためには使用できない。磁気共鳴式像形成
（ＭＲＩ）は脳の乏血を検出するための効果的な手順で
ある。Ｔ２変化は、バゾゲン水腫が進むにつれて近似的
に２４時間後に生ずる。明らかな灌水係数における変化
は、細胞障害性の浮腫の進行を反映すると思われ、乏血
の開始後にわずか数分以内に起こる。急性の脳卒中にお
ける灌水欠損は、常磁性コントラスト剤の注入に続くダ
イナミック感度加重式像形成を用いるＭＲＩにより測定
できる。しかしこの技術の使用は適切な静脈注射アクセ
ツのための必要により患者において制限され、さらに最
大許容コントラスト剤調量の理由で、２４時間の期間に
つき１〜２回の測定の制限される。最近は急性の脳卒中
の発作後に早期に使用されれば、脳梗そくを制限または
防ぐための能力を提供する医療が開発されている。

【０００６】対象とされる関連の分野はＭＲＩによる脳
の活動の検査である。ＭＲＩは高い解像度の解剖データ
の作用像━このデータに対して作用像は適合化できる━
形成のために付加的な利点を提供する。これにより、解
剖の詳細を提供しない他のモデリティからのデータの相
互の記録のための必要性が除去される。データへ使用さ
れるＭＲＩ技術は、常磁性体コントラスト剤の感度効果
または血液酸素レベルに依存する（ＢＯＬＤ）によるコ
ントラスト像形成にもとづく。

【０００７】脳の灌流を検査するために用いられている
ＭＲＩ法のいくつかの分類がある。これらには次のもの
を含む： （１） 例えば炭化ふっ素または酸化ジューテリウムの
ような灌流トレーサの管理後の準備状態像形成。これら
の技術はまだ人間における使用には適さない。

【０００８】（２） スピンラベリング技術。この技術
においては、流入する血液は連続的または反復的な断熱
的反転パルスにより標識化され、さらに標識化されたプ
ロトンは組織プロトンと、組織信号の強さにおける変化
を生ぜさせるために、交換する。このスピンラベリング
技術はこれらが完全に非破壊的であるため固有の魅力を
有するが、動物検査からエスカレートする場合に、磁気
移行効果と血液が標識面から区分面の中へ動くにつれて
移行期間にわたり生ずるＴ１の弛緩のため困難が出会
う。

【０００９】（３） ガドリニウムＤＴＰＡのような常
磁性体の化合物の管理の後のファーストパス像形成。こ
の方法は志願者と種々の神経病的障害を有する患者の両
方における人間の脳の灌流の観察に適用して成功してい
る。この技術は機能活性化のための方法としても使用で
きる。この技術の大きな欠点は、コントラスト剤の最大
可能な負荷に達する前に、わずかに１つまたは２つのコ
ントラストの強調されたＭＲＩ観察が２４時間の期間の
内に実施できない点にある。

【００１０】（４） BOLD(BLood Oxygen Level Depend
ent contrast，血液酸素レベル依存コントラスト）この
ＢＯＬＤ法により、活性化された皮質の領域はＴ２加重
像の信号強度の増加を示す。推定されるメカニズムは、
血液流が組織の酸素抜き出しとは不釣合いに増加するに
つれて神経の活性化による静脈の酸素飽和における増加
が生じて、静脈血のＴ２の伸長をひきおこす。この技術
はエコープラナー像形成（ＥＰＩ）または、通常のＭＲ
Ｉハードウエアによる長いエコー時間（即ちＦＩＡＳ
Ｈ）を有するグラジエントエコーシーケンスを用いて実
施できる。しかしこの方法は灌流を直接には測定でき
ず、血液流が刺激に対する応答として変化する個所だけ
しか示さず、そのため休止中の脳の灌流のマップ形成に
はまだ適していない。

【００１１】ＭＲＩが脳の乏血のための著しく正確な像
形成用のモダリティであって、作用の神経像形成技術の
ための改善された解剖上の分解能を提供するならば、脳
の灌流パターンも、けんろうで非破壊的な方法で他の血
液流像形成適用を示すための方法を実施することは著し
く望ましい。

【００１２】

【発明の解決すべき課題】本発明の課題は従来技術の欠
点を改善した方法を提供することである。

【００１３】

【課題を解決するための手段】この課題は特許請求の範
囲の独立形式の請求項に示された構成より解決された。

【００１４】

【発明の効果】本発明は磁気共鳴像形成法に関し、この
方法においては、血液の流れおよび人体の構造の電子的
な表示像が、定量的および／または診断用の測定を、詳
細には流れる血液または灌流パターンの測定または像を
実施する目的で発生される。

【００１５】本発明の１つの実施例の採用した方法によ
れば、特定の組織━これを目標組織と称する━は画像化
可能であり、他方バックグランド組織と称されるほかの
組織の信号強度は低減されるかまたは除去される。この
方法の最も直接的な適用は流れる血液であるが、多くの
その他の適用においても使用できる。選択的にこの方法
は目標特性の選択的な像形成のために使用できる。目標
特性は特定の組織または全部の組織のコントラスト，ス
ペクトル，および／または局所的な特徴である。

【００１６】１つまたは複数個の高周波（ＲＦ）のパル
スが１つまたは複数個の目標組織の長手方向磁化（目標
磁化と称する）を変化させるために、または目標特性の
方向へ像における信号の重みを増加させるために加え
る；これらのＲＦパルスを準備ＲＦパルスと称し、これ
は１つまたは複数個の準備期間中に加えられる。目標磁
化およびバックグランド磁化の長手方向成分は、次に横
切る方向のプラナーの中へ傾斜される；この過程は読み
出しと称され、１つまたは複数個の付加的なＲＦパルス
および磁界グラジエントの印加により、およびＡＤ変換
器の作動により実施される；これらのＲＦパルスは読み
出しＲＦパルスと称されこれらは読み出し期間中に加え
られる。読み出しパルスは組織の１つまたは複数個の２
次元または３次元のスライスまたは容積体へ加えられ
る。１期間の時間を待期期間と称し、これは０秒〜数秒
にわたる。この待期期間は準備期間と読み出し期間の間
に経過する。１準備期間と１つまたは複数個の読み出し
期間の適用を１シーケンス反復と称する。

【００１７】その代表的な実施においてこの方法は偶数
個のシーケンス反復を使用し、ＲＦパルスの位相を次の
様に変化または交番させる。即ち奇数シーケンスと偶数
シーケンス反復からのデータの複合加算（または減算）
が実施され、バックグランド組織の信号が低減または除
去される。しかし目標組織および／または目標特性から
の信号は維持される。

【００１８】バックグランド抑圧だけに関しては、２シ
ーケンス反復のためのこの方法の簡単な実施は以下の通
りである： シーケンス反復１：ＲＦ（＋） シーケンス反復２：ＲＦ（−） 第１のシーケンス反復におけるＲＦ位相は正であるた
め、さらに第２のシーケンス反復においては負であるた
め、信号の複合的加算は非常に低い信号またはゼロ信号
を与え、バックグランド組織は抑圧される。ＲＦパルス
と位相のより複雑な組合せも使用可能であり、種々のグ
ラジエント事象も含めることができる。例えばＲＦパル
スの位相は同一にすることも可能であり、さらに加算で
はなく複合的な減算がバックグランド信号を除去するた
めに用いることもできる。バックグランド信号を除去す
る目的で、目標組織の長手方向の磁化の変化と共働し
て、複合的な加算または減算の使用は、従来技術の方法
から区別される本発明の技術の独特の特徴である。

【００１９】たとえバックグランドからの信号が抑圧さ
れても、目標組織または目標特性からの信号を画像化さ
れるように、奇数および偶数のシーケンス反復のため
に、目標組織の長手方向の磁化は相異なるようにすべき
である。奇数シーケンス反復において目標組織磁化の部
分は（＋Ｚ）方向（即ち主磁界の方向）に位置させ、さ
らに（−Ｚ）方向（即ち主磁界の方向とは反対）へは偶
数シーケンス反復において位置させることが所望され
る。偶数シーケンス反復中は（＋Ｚ）方向の磁化を有
し、奇数シーケンス反復中に（−Ｚ）方向の磁化を有す
ることも、同様に有効である。

【００２０】奇数と偶数（または偶数と奇数）シーケン
スにおいて、目標組織の長手方向磁化が交番的に（＋
Ｚ）と（−Ｚ）方向に設けられる時は、偶数個のシーケ
ンス反復の場合の目標ターゲットからの複数個の信号の
和はゼロでない１つの信号を与える。そのため目標組織
は著しく明るく現れ、他方、バックグランド組織は暗く
現れる。

【００２１】もう１つの有利な実施例は、EPISTAR(Echo
Planar Imaging and Signal Targeting with Alternat
ing Radiofrequency）ＭＲ血管造影法を採用している。
即ち完全に非破壊的で、１つの実施例においては脳の灌
流の反復される評価を行わせる。この方法はスピン標識
用高周波パルス、エコープラナー読み出し、および像の
組み合わせまたは減算を組み合わせる。得られた像は脳
の血液の流れの定量的なマップを提供する。

【００２２】標識化の遅延を変化させることにより、平
均移行時間の指標が得られる。

【００２３】ＥＰＩＳＴＡＲは、血細管血液流の像のた
めの飛行時間減算ＭＲ血管造影法である。基本的技術思
想は２つの像を得ることであり、そのうちの１つにおい
て血液信号は、流入するスピンへ反転パルスを前もって
加えることにより低減される。現在の実施においては、
１対のエコープラナー像が得られさらに像の減算が行わ
れる。この像収集は次の点を除いては同一である。即ち
一方の収集において、単一の１８０°高周波（ＲＦ）パ
ルスが流入する動脈スピンを反転させるために加えられ
る。

【００２４】脳またはその他の中で組織灌流を像にする
ためにＥＰＩＳＴＡＲを用いる場合のために、長い流入
時間━６００ｍｓｅｃ以上━が用いられる。流入標識化
の後のこの時までに、流入する血液の長手方向の磁化は
（−Ｚ）方向から（＋Ｚ）方向へ回復が完了できる。こ
の場合、データの複合的な操作と絶対値操作とはほとん
ど等しい。そのためエコープラナー，流入血液の長手方
向の磁化の変化による標識化および長い（即ち６００ｍ
ｓｅｃ以上）流入時間を用いて組織灌流の像形成または
測定のために、データの絶対値操作の使用も採用する。

【００２５】エコープラナー像形成に適している装置
は、詳細が米国特許第５０８４６７５号、５０７９５０
３号および第５１６２７３０号公報に示されており、そ
れらの内容は本明細書に参考のために取り上げられてい
る。さらにドイツ連邦共和国特許第４１３９５０９号公
報の内容も取り上げられている。

【００２６】本発明による像形成技術の、器官系への適
用は、最も重要なのは脳と心臓への適用である。しかし
肝臓、腎臓、およびその他の腹部器官および骨盤への適
用も臨床的な重要な役割を有する。

【００２７】

【実施例】データを収集して像を発生する装置が図１に
示されている。この装置はSiemens Medical System, In
c.,Iselin, New Jersey，から入手できる１．５Ｔ Ｍ
Ｒ全身装置またはその他の適切に装備されたＭＲＩ装置
とすることができる。本発明の有利な実施例に適した全
身ＭＲ装置は主磁石アセンブリ１０を含み、この中に患
者２０がデータ収集中に位置定めされる。コンピュータ
５０は所望のパルスシーケンスとデータの記録を制御す
るためにプログラミングされており、対象とされる選択
された領域内の定量的な測定または像形成のために用い
られる。

【００２８】通常の核磁気共鳴トモグラフィ装置の基本
的な部品は図１に示されている。

【００２９】コイル１２，１４，１６，１８は基本的な
静磁界を発生する。この静磁界の中に、もしこの装置が
医療診断の目的で使用される時は、検査されるべき患者
２０の身体が置かれる。グラジエントコイルは、座標系
２６に示されたＸ，Ｙ，Ｚ方向の独立の直交磁界を発生
す。見やすくするために、グラジエントコイル２２と２
４だけが図１に示されている。これらのコイルは、患者
２０の反対側に置かれた一対の同一のグラジエントコイ
ルと組み合わされて、Ｘグラジエントを発生する。Ｙグ
ラジエントコイル（図示されていない）の組は、身体２
０の長手軸線を横切るように延在する身体２０の頭部と
脚部に置かれる。各々のグラジエントコイルは、３００
Ｖ、電流２５０Ａ、共鳴周波数１ＫＨｚで動作する増幅
器を用いる。この系は３８ミリテスラ／ｍまでのグラジ
エント振幅を形成する。有利な実施例のためのピークグ
ラジエント振幅までの時間は、後述のエコープラナー像
形成に適用する場合は、２５０−５００マイクロ秒の範
囲にある。

【００３０】この装置は、身体２０の中の選択された核
を励起する。その結果、核磁気共鳴信号が発生され、さ
らにこの核磁気共鳴信号を得るためにこの装置が用いら
れる。

【００３１】破線１０で示された装置は実際の試験機器
を示す。この機器は、コイル１２，１４，１６，１８を
作動するための基本磁界コイル電源３２と、グラジエン
ト磁界コイル２２，２４および別の複数個のグラジエン
トコイルを作動するためのグラジエント磁界コイル電源
３４を含む電気装置により作動される。

【００３２】スイッチ３６を介してＲＦコイル３０はＲ
Ｆ送信器４０へ励起モードで、または増幅器４２へ信号
受信モードで接続される。増幅器４２と送信器４０は、
プロセス制御コンピュータ５０へ接続されているＲＦユ
ニット４４の一部である。コンピュータ５０もグラジエ
ント磁界コイル電源へ接続されている。コンピュータ５
０は核磁気共鳴信号から像を形成し、この像はディスプ
レー５２に表示される。

【００３３】複数個のパルスシーケンスが、ＲＦユニッ
ト４４とグラジエントコイルを作動するために用いられ
る。像の発生が２次元または３次元のフーリエ変換にも
とづいてなされる方法は知られている。この種の１つの
方法が前述のエコープラナー像形成法である。

【００３４】通常はこれを適用する目的で２つの重要な
データ処理手順がある。第１は複合的組み合せまたは加
算演算であり、第２は絶対値減算演算である。複合的組
み合せまたは加算はデータにフーリエ変換に先立って実
施され、位相情報と絶対値情報の両方を含む。

【００３５】図２は本発明の基本構成を実施する、バッ
クグランド組織の信号強度を低減または除去して、目標
組織の像を形成する方法を示す。第１のシーケンス反復
はステップ１００から始まる。ここで１つまたは複数個
の高周波（ＲＦ）パルスが目標組織の長手方向の磁化を
変化する目的で、または目標特性用の像における信号の
重みを増加するために加えられる。ＲＦパルスは準備パ
ルスと称され、１つまたは複数個の準備期間中に加えら
れる。準備の後に、動脈の血液が充満するための所定の
待機期間がステップ１１０において経過する。この待機
期間は０〜数秒間とすることができる。

【００３６】待機期間が経過するとステップ１２０にお
いて目標磁化の長手方向成分と背景磁化を横断面の中へ
傾斜させる目的で、ＲＦ読み出しパルスが発生される。
ステップ１３０で、横断面へのこの傾斜が、これらの成
分の読み出しとサンプリングを可能にする。ステップ１
１０〜１３０は、像データの第１の収集を行わせる第１
のシーケンス反復を構成する。

【００３７】第１のシーケンス反復が完了すると、第２
のシーケンス反復がステップ１４０において、目標組織
の第２の長手方向磁化により始まる。目標のこの第２の
長手方向の磁化は、第１のシーケンス反復の第１の長手
方向磁化とは方向が反対である。例えば第１の磁化が−
Ｚ方向ならば、第２の磁化は＋Ｚ方向である。次に１５
０で第２の遅延が行われる。ステップ１６０において長
手方向成分が、読み出しＲＦパルスにより横断面の中へ
再び傾斜される。この場合この読み出しＲＦパルスは、
ステップ１２０での第１のシーケンス反復において目標
とバックグランドの傾斜化に用いられた読み出しパルス
とは、位相が逆である。例えば第１のシーケンス反復に
おける読み出しＲＦパルスがＲＦ（＋）ならば、第２の
シーケンス反復の読み出しパルスはＲＦ（−）である。
第２の読み出しパルスの後に像形成データの第２の収集
がサンプリングにより発生される。

【００３８】ステップ１８０において絶対値と位相角に
関する複合的な加算が、データのフーリエ変換に先立っ
て、第１および第２の収集のデータにもとづいて行われ
る。第１および第２の収集において用いられるＲＦ位相
は互いに反対であるために、複合的加算は、バックグラ
ンド組織から得られるいかなる信号応答からも除去す
る。他方、目標組織の長手方向の磁化は＋Ｚ方向と−Ｚ
方向へ交番的に変化するため、２つのデータ収集からの
信号応答は互いに構造的に干渉し合う。そのため目標組
織は著しく明るく現れ、他方、バックグランド組織の応
答は抑圧される。

【００３９】選択的に、ステップ１８０における複合的
加算ではなく複合的減算を行うことができる。この選択
的な方法においてＲＦ読み出しパルスの位相は、両方の
データ収集の場合と同一である。例えば第１および第２
の収集はＲＦ（＋）パルスを用いることができる。次に
第１および第２の収集の読み出し応答が減算される時は
バックグランド組織が再び抑圧され、他方、目標組織か
らの信号応答は加算的に組み合わされる。

【００４０】要するにＲＦパルスの位相は、交番的に奇
数および偶数の収集において変化されて、データの複合
加算が実施される。ＲＦ位相は同一にし、複合の減算を
実施しても同じである。位置固定のプラナー内の組織は
交番的な収集中は同一のＲＦとグラジエント事象で処理
されるため、データ操作がその信号強度を除去する。し
かし流入する血液の長手方向磁化は、その結果交番的な
収集中に反転され、大きい信号強度だけが得られる。標
識化された血液の純信号強度は最も初期オンであり、標
識化と読み出しとの間の時間がＴ１の緩和にもとづいて
伸長されるにつれて、減少する。

【００４１】図３は流れている血液の像を形成する特別
な適用例を示す。この実施例において、１次の流れ補償
を有する低い帯域幅のＥＣＧゲート開閉セグメント化タ
ーボＦＩＡＳＨシーケンスがデータを収集するために用
いられる。ＴＲ／ＴＥ／フリップ角度は１３ｍｓｅｃ／
７ｍｓｅｃ／２０゜であり、読み出し帯域幅は、読み出
し期間を即ちＴＲを最小化する目的で、高い空間周波数
のゼロ充てんを用いて７８Ｈｚ／ピクセルであった。９
１ｍｓｅｃのセグメント期間と１つの標準の増加する位
相符号化時相を有する７ライン／セグメントが存在し
た。このシーケンの“共有されたエコー”修正が実施さ
れた。この技術により、中間の心臓時相を表わす像が、
シーケンシャルな心臓時相からのデータを共有して再編
成することにより再構成される。その結果、２倍もの時
相が形成され、これは通常のシネ法の時間分解能の約２
倍を与える。

【００４２】収集中にさえも反転パルスＲＦ２ａが動脈
流に対して、代表的にはスラブの厚さ６〜１０ｃｍにわ
たり適用された。反転のための正弦波パルスは双曲線セ
カントパルスである。定常状態においてグラジエントに
より誘導された渦電流を維持する目的で、反転パルスの
ためのスラブ選択グラジエントが、偶数と奇数の収集の
両方へ加えらえた。

【００４３】動脈血液の２Ｄスライスの中への充満を可
能にする移行時間ＴＩの後に、読み出しＲＦ（−）パル
ス２ｂが発生される。奇数の収集中に、流れる動脈血液
磁化は＋Ｚ方向へ持続する。しかし流入する静脈血液は
反転パルスＲＦ１ａを受ける。２Ｄスライスの中への静
脈血を流すもう１秒の移行時間の後に読み出しパルスＲ
Ｆ１ｂが２Ｄスライスへ加えられる。読み出しパルスＲ
Ｆ１ｂは、ＲＦ２ｂ読み出しパルスとは反対のＲＦ
（＋）である。

【００４４】奇数および偶数の収集の複合的加算後の結
果そのものは、ＲＦパルスの組み合わせと、準備のため
の時相と読み出し期間との所定の組み合わせが与えられ
ると、位置固定の組織のバックグランド信号は逆の位相
を有し、その結果、複合的加算において除去される。他
方、目標組織からの信号は奇数および偶数シーケンス中
と同一または類似の位相を有し、そのため構造的に組み
合わされる。その結果、領域１と領域２からスライスの
中へ流れる動脈血液と静脈血液はそれぞれ、両方とも明
るく現れ、他方、バックグランド組織は抑圧される。

【００４５】完全なバックグランド抑圧は、１５ｍｍよ
りも小さい区間の厚さの場合に実施できる。バックグラ
ンド抑圧は通常は３０ｍｍより大きい区間の厚さのため
には不完全であり、時には血管の細部の損傷を生ぜさせ
る。トリガ遅延と移行時間ＴＩの選択は血管造影図の出
現に影響を与える。例えば最良の血管内のＳ／Ｎ比が得
られるのは、トリガ遅延が迅速な収縮期の流れに標識を
付加するためにセットされさらに標識領域が対象とする
体積の近傍に置かれる時である。このことはけい動脈弁
の完全な不透明化と外部のけい動脈の枝のために特に重
要である。著しく短いＴＩにより血管の最小の充てんだ
けが第１のシネ画像の中に見られる。５０〜１００ｍｓ
ｅｃの範囲のＴＩが最適に現れる。

【００４６】図４は流れる動脈血だけがＲＦ準備パルス
を受信する技術を示す。この場合、バックグランド組織
に沿って２Ｄスライスの中へ流れる静脈血は、奇数およ
び偶数シーケンス反復のための反対位相の点から抑圧さ
れる。他方、領域１からの流入血液は奇数反復中に−Ｚ
軸に沿って磁化され、偶数反復中に＋Ｚ軸に沿って磁化
されたままになる。そのためこの構成にいおいて静脈と
バックグランド組織は抑圧されて、動脈血流だけの像を
形成する。

【００４７】要するに前述の方法は血液、目標組織の陽
子の磁化を血管中の１つまたは多くの場所において、準
備期間中に磁気的に“ラベル付加”させる。待機期間中
に、ラベルの付加された血液の幾分かまたは全部が１つ
またはそれ以上の２Ｄスライスまたは３Ｄスラブの中に
流れる。次に血液からの信号が読み出される。位置固定
の組織からの信号は、血液だけが見られるように抑圧さ
れる。そのためこの方法は血管造影の様なＭＲ像を与え
る目的で用いられる。顕著なバックグランド抑圧の理由
で、この方法は従来の技術によるよりも良好な品質の流
れ像を与えることができる。特定の血管における血液流
に標識を付することにより、この方法はこの血管から送
出される血液流を選択的に像形成するために使用でき
る。さらにこの方法は血液流を定量化するために、また
は標識の付された血液を小動脈と毛細血管中へ流入させ
る長い待機時間を用いることにより、組織灌流を示して
定量化するために使用できる。

【００４８】暗い血液ＭＲ血管造影のために、目標組織
は固定的なプラナー内材料であり、バックグランド組織
は流れる血液である。この場合、領域のプラナーは血液
が流入するというよりも標識化されていた。プラナー内
の前もっての飽和は実施されなかった。明と暗の血液血
管造影のために、Ｒ波と１８０゜ＲＦパルスの印加との
間の時間遅延が変化できた。その目的は、供給血管（た
とえば大動脈またはけい動脈動）における流速が最大と
なるためであった。

【００４９】腹部の大動脈の標識化により、腎臓の動脈
の長い長さが観察できる。暗い血液像において、スライ
スからの血液信号の連続的な流出は、相続くシネマ像に
おいて観察できる。１８０゜パルスの印加後の５０ｍｓ
ｅｃ以上の遅延により、血管内の信号はバックグランド
ノイズレベルへ減少した。

【００５０】もう１つの特別の適用は動きの追跡のため
にである。一連の標識化された線は、相続くＲＦパルス
の間に１つのまたはそれより多くの磁界グラジエントを
有する２つまたはそれより多くのＲＦパルスの印加によ
り作成できる。この種の標識線は時には心臓の壁の動き
を評価するために用いられる。前述の心臓の運動の追跡
において、標識線は心筋のより明るいバックグランドを
背景にして暗く現れる。提案された方法によれば、標識
化されたほとんど存在しない信号のバックグランドを背
景にして明るく現出する。後者のアプローチの利点は部
分的な体積が低減され、標識化された線がよりするどく
かつより永く持続すべきである。この方法も他の適用−
この場合、組織のいくらかまたは全部の長手方向の磁化
は準備期間中に変化され、特別なコントラスト、スペク
トル、または局所的な特徴が目標となる−においても用
いられる。可能な適用は化学的移動選択的な像形成（Ch
emical shift selective imaging）および強くＴ１また
はＴ２で重み付けされた像の形成を含むが、これに制限
はされない。

【００５１】図５は、脳の中の毛細血管の血液流の像を
形成する飛行時間減算時間レジダンス血管造影法を示
す。第１の像収集の間中、反転パルスが流入する動脈の
スピンへ供給される。所定の流入遅延時間ＴＩ−この時
間内に、反転されたスピンを有する動脈血が２Ｄスライ
スの中へ流入する−が経過する。正（＋）のエコープラ
ナー読み出しＲＦパルスが、９０゜の変位を提供するプ
ラナー内飽和と組み合わされて発生されて、１または２
秒の遅延後に、今度は負（−）のエコープラナー読み出
しＲＦパルスを用いて、第２の像収集が再び提供され
る。この第２の収集においては流入反転は生じない。次
に複合的な像減算が、すべてのフーリエ変換に先立つ２
つの収集のデータにもとづいて実施される。 そのため
込み合った動脈の像形成の場合のように、バックグラン
ドの脳組織は血液流が増加されて流入する間中は抑圧さ
れる。

【００５２】磁気化移行効果は、反転パルスが２秒毎に
ただ１度だけ加えられるため、無視できる。不完全な減
算は短い反転時間のための唯１つの問題点であり、血液
が皮質へ到達するまでは無視できる。さらに近似的に１
秒より短い反転時間のために、標識化された血液と組織
プロトンとの間に重要な交換は行われない、何故ならば
血液はまだそれほど血細管血液床へ流入しないからであ
る。反転時間が１秒を上回ると、標識化された血液が毛
細管床の中へさらに進入するにつれて、急により大きな
プロトン交換が生ずる。

【００５３】ＴＩは血液流と共に、脈管構造のどの部分
が示されるかを決める。短いＴＩにより主な動脈が示さ
れる。ＴＩが伸長されるにつれて、動脈床の一層遠位の
部分が、血液が血細管の中に達し皮質が強められるのが
見えるまで、可視化される。像はＴＩにより３秒間にわ
たり得られる。基本的にはこの方法は、コントラストの
強調された観察による１００ｍｓｅｃの最小値に対し
て、差をｍｓｅｃの時間分解能で移行時間において示す
ことができる。

【００５４】患者の像は３つの相異なる操作の１つを用
いて得られた：一方の手による選択的な指のタッピン
グ、７．８Ｈｚのフラッシュ光りによる全面可視的刺
激、または横方向への交番的な断続的な眼球運動。基本
的には、機能の活動による増加された脳の血液の流れは
移行時間を増加すべきであり、さらにより短い反転時間
において灰白質ＣＢＦ信号を生ぜさせるべきである。そ
のため機能活性化によるＴＩの適切な選択により、灰白
質リボンへ定位化される増加に関係づけて、さらにＣＢ
Ｆ測定だけから期待される５−１５パーセントの変化よ
りも大きいパーセント増加においてＣＢＦを得ることを
可能にすべきである。

【００５５】１秒よりも大きいかまたはこれに等しいＴ
１と、区間の厚さが５ｍｍの良好な品質のＥＰＩＳＴＡ
Ｒを用いて、皮質のコントラスト強調をあらわす像が得
られた。灰白質（壁の皮質）と白質（放射冠）における
１０００ｍｓｅｃのＴ１のためのＥＰＩＳＴＡＲ平均±
ＳＤのＳＮ比はそれぞれ３０．６±１１．７と１３．６
±７．３（ｎ＝１０）であった。皮質の信号強度はＴＩ
の関数として測定される。

【００５６】脈管構造の部分はＴＩに依存して測定され
る。短いＴＩ（即ち４００ｍｓｅｃ）により主な動脈中
の流れが見られた。８００ｍｓｅｃの桁の遅延により遠
位の枝動脈の像が形成された。１秒以上の遅延により動
脈は消えて、標識化された血液流が毛細管に入るにつれ
て皮質のコントラスト強調が見られた。通常の目標にお
いては１４００ｍｓｅｃのＴＩと一様のコントラストの
強調された皮質による動脈信号は存在しなかった。

【００５７】各々の目標における皮質の活動を示すため
の最適のＴＩを決定するために、一連の像が、静止中
に、ＴＩを５０ｍｓｅｃだけ増加することにより得られ
た。最初の皮質の増加を示すための静止よりも短いこの
ＴＩ ５０ｍｓｅｃは。活性化の観察のために選定され
た。静止と活性化の測定はこのＴＩにおいて行われ、得
られた相対的なＣＢＦマップは差マップを示すために減
算される。この差マップは高い解像度の解剖像に重畳さ
れる。信号強度は休止から活動へ１３．０％から１９
３．１％（平均±５．６±４５．４％）へ増加する。強
調は下側の白質においては観察されなかった。像形成ス
ラブへ６０ｍｍ近傍の中心のある９０ｍｍの厚さの標識
化領域のために、９５０ｍｓｅｃのＴＩは、観察された
皮質の領域のために最適であることがわかった。

【００５８】指による迅速なタッピングは、中央の溝の
前方のバック上に位置する灰白質片へ標定されたＣＢＦ
において、増加を生ぜさせる。可視の刺激が、石灰質の
皮質の灰白質へ定位された強調されたＣＢＦを形成し
た。ＥＰＩＳＴＡＲ活性化像には、肉眼で見える静脈に
おける信号変化がなかった。２ｍｍ×２ｍｍのプラナー
分解能と２ｍｍの像の厚さを有するＥＰＩＳＴＡＲ収集
は、１１７．０％の良好に境界づけられた強調された信
号を生ぜしめた。交番する可視的な断続的な眼球は、中
心前回運動領域−これは可視の断続をつかさどる−に相
応する皮質リボンにおけるＣＢＦ強調を生ぜしめた。

【００５９】これは非破壊的な方法である。何故ならば
定量的なＣＢＦマップ形成は、皮質の灰白質への活性化
にもとづくＣＢＦ変化を正確に定位するからである。こ
の種の定位は溝内に埋められている並置された皮質領域
におけるＣＢＦ変化の分離を行わせる付加的な利点を有
する。

【００６０】ＥＰＩＳＴＡＲシーケンスは、前述の方法
の特徴と飛行時間減算ＭＲ血管造影法の時間の特徴とを
組み合わせる。この方法により、磁気移行効果が無視で
きる。その理由は反転パルスが例えば２秒間に１回しか
加えられないからである。さらに近似的に１秒間よりも
短いＴＩのために、標識化された血液と組織プロトンと
の間に顕著な交換が生じない、何故ならば血液がまだそ
れほど血細管床に進入していないからである。ＴＩが１
秒を上回るにつれて、著しく大きな部分の変化が、標識
化された血液がさらに血細管床の中へ進入するにつれ
て、生ずる。ＴＩは血液流を共に、脈管構造のどの部分
が示されるかを決定する。ＴＩが短いと主な動脈が示さ
れる。ＴＩが長くなるにつれて、動脈床の著しくより遠
位の部分が、血液が血細管に達して皮質が強調されるま
で、可視化される。像はＴＩで３秒間にわたり得られ
る。毛細管信号と対照的な静脈信号は活性化により変化
しない。何故ならば毛細管床を介して、標識化血液部分
と脳組織プロトンとの実質的に完全な交換が生じないか
らである。そのため小静脈の中に達するほとんど全部の
プロトンは標識化されないプロトンであり、その結果、
信号変化に対して何も貢献しない。

【００６１】本発明の他の有利な実施例は、例えばU．
S．Serial Ｎｏ．０８／１０６，２２８ filed on Au
gust １３、１９９３ by Robert R．Edelman“Diffus
ionWeighted Magnetic Resonance Imaging,”拡散重み
付け像形成手順に詳細に示されている。その全部の内容
はここに参考として引用した。前述の出願において示さ
れた手順は、さらに強調された像を提供するために、こ
こに説明されたエコープラナー像形成手順と共に使用で
きる。

【００６２】長業者はルーチン実験だけを用いて、ここ
に示された発明の特定の実施例に同等のものを理解また
は確認できるのである。この種の等価構成は特許請求の
範囲によりカバーされるように意図される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明により使用される磁気共鳴画像化装置の
実施例のブロック図である。

【図２】バックグラント組織からの信号強度抑圧する方
法のシーケンス図である。

【図３】動脈と静脈の血液流を画像化する技術を示す略
図である。

【図４】動脈血液流を画像化するための技術を示す略図
である

【図５】脳の血液流を画像化するための略図である。

【符号の説明】

１２，１４，１６，１８ コイル、 ２０ 患者、 ２
２，２４ グラジエントコイル、 ３０ ＲＦコイル、
３４ 電源、 ４０ ＲＦ送信器、 ４２増幅器、
４４ ＲＦユニット、 ５０ プロセス制御コンピュー
タ

フロントページの続き (72)発明者 ロバート アール エーデルマン アメリカ合衆国 マサチューセッツ ウェ ルズリー ワインディング リヴァー ロ ード 193

Claims (30)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 磁気共鳴による像形成を用いて、組織ま
   たは流体の選択された領域の像を形成するためのおよ
   び、バックグランド組織に対する抑圧を行うための方法
   において、この方法は以下のステップを含む、即ち；組
   織または流体の該領域をＲＦ磁化信号によりラベル付加
   することにより第１の像情報収集（取得）を実施し、次
   に第１の読み出し高周波パルスを前記のバックグランド
   組織と組織領域または流体領域へ加えるステップ；前記
   バックグランド組織と組織領域または流体領域へ第２の
   読み出し高周波パルスを供給することにより第２の像収
   集を実施するステップ：前記のバックグランド組織の信
   号応答を抑圧するために、および組織領域または流体領
   域の組み合わされたデータ表示を提供するために第１お
   よび第２の像を得ることにより発生されるデータを複合
   的に組み合わせるステップ；組織領域または流体領域の
   像を発生させるために信号処理を実施するステップとを
   有することを特徴とする、磁気共鳴による像形成を用い
   て、組織または流体の選択された領域の像を形成するた
   めの、およびバックグランド組織に対する抑圧を行うた
   めの方法。
2. 【請求項２】 信号処理を実施するステップが、組み合
   わされたデータ表示信号に対してフーリエ変換を実施す
   るステップを含む、請求項１記載の方法。
3. 【請求項３】 ラベル付加が、２次元のスライスの中を
   流れる血液を磁化するステップを含む請求項１記載の方
   法。
4. 【請求項４】 ラベル付加ステップが、３次元の容積体
   の中を流れる血液を磁化するステップを含む、請求項１
   記載の方法。
5. 【請求項５】 生体中の選択された領域における血液流
   の速度を測定するステップを含む、請求項１記載の方
   法。
6. 【請求項６】 磁気共鳴による像形成を用いて組織また
   は流体の選択された領域の像を形成するための、および
   バックグランド組織に対する抑圧をするための方法にお
   いて、この方法が以下のステップを含むことを即ち；長
   手方向の磁化を変化させるために１つまたは複数個のＲ
   Ｆパルスを用いて前記の目標組織を標識化することによ
   り像収集を実施し、次にバックグランド組織と目標組織
   へ第１の読み出し高周波パルスを供給するステップ；前
   記第１の読み出し高周波パルスに、および前記バックグ
   ランド組織と目標組織に対して逆の位相を有する第２の
   読み出し高周波パルスを供給することにより、相異なる
   像収集を実施するステップ；前記目標組織の像を発生す
   るために必要な信号処理を実施する前に、バックグラン
   ド組織の信号応答を抑圧するために２つの像収集により
   発生されたデータを複合組み合わせするステップ；を含
   むことを特徴とする、磁気共鳴による像形成を用いて組
   織または流体の選択された領域の像を形成するための、
   およびバックグランド組織を抑圧するための方法。
7. 【請求項７】 複合的に加算されたデータから組織の灌
   流を測定するステップを含む、請求項６記載の方法。
8. 【請求項８】 標識化ステップが、合成画像中に２つま
   たはそれより多くの標識線を提供するために、ＲＦパル
   スの各々の間に１つまたはそれより多くの磁界グラジエ
   ントを１つまたはそれより多くのＲＦパルスに供給する
   ステップを含む、請求項６記載の方法。
9. 【請求項９】 複合的加算ステップが第１の像と第２の
   像━各々の像位相情報と振幅情報を有する━を加算する
   ステップを含む、請求項６記載の方法。
10. 【請求項１０】 磁気共鳴を用いて組織または流体を測
    定する方法において、この方法が以下のステップを含み
    即ち；目標組織に長手方向の磁化で標識化することによ
    り、第１のデータ収集を実施し、次に第１の表示信号を
    供給するために第１の読み出し高周波パルスを供給する
    ステップ；第２の表示信号を発生させるために第２の読
    み出し高周波パルスを供給することにより第２のデータ
    収集を実施するステップおよび第１および第２の表示信
    号をフーリエ変換するステップ；前記の組織の像を発生
    するために２つの表示信号の大きさの減算を実施するス
    テップ；を有することを特徴とする、磁気共鳴を用いて
    組織または流体を測定する方法。
11. 【請求項１１】 前記の発生された像が血管を示す、請
    求項１０記載の方法。
12. 【請求項１２】 脳の活動に相関する血液流または分布
    の変化を画像化するステップを含む、請求項１０記載の
    方法。
13. 【請求項１３】 血管系におけるいかなる器官の血液の
    流れまたは灌流も画像化するステップを含む、請求項１
    ０記載の方法。
14. 【請求項１４】 心臓、肺または胃腸の組織を含む生体
    の運動を画像するステップを含む、請求項１０記載の方
    法。
15. 【請求項１５】 血液または組織の運動をシネで画像化
    するステップを含む、請求項１０記載の方法。
16. 【請求項１６】 磁気共鳴を用いて血液を画像化し、周
    囲の組織を抑圧する方法においてこの方法が以下のステ
    ップを有することを即ち；血液にＲＦ磁化により標識化
    することにより第１の像収集を実施するステップ、およ
    び次にバックグランド組織と目標組織へ第１のプラナー
    エコーシーケンスを供給するステップ；組織へ第２のプ
    ラナーエコーシーケンスを供給することにより第２の像
    収集を実施するステップ；および血液の像を発生するた
    めに前記の２つの像収集により発生されたデータの複合
    的組み合わせステップを含むことを特徴とする、磁気共
    鳴を用いて血液を画像化し周囲の組織を抑圧する方法。
17. 【請求項１７】 血液の長手方向の磁化を変化させるた
    めに、１つまたは少数の標識化ＲＦパルスが、データ収
    集に先立って、シーケンス反復中に流入する血液に加え
    られ、この場合、ＲＦパルスは０，１を交互にとるか、
    または第１の群からの少数の相異なるＲＦパルスが交番
    するシーケンス反復で加えられる、請求項１６記載の方
    法。
18. 【請求項１８】 画像スライスの信号強度を低減するた
    めにこのスライスに付加的なＲＦパルスを直接付加する
    ステップを含む、請求項１７記載の方法。
19. 【請求項１９】 交番的なシーケンス反復で発生された
    信号の強さを用いるかまたは複合的減算を用いる、請求
    項１６記載の方法。
20. 【請求項２０】 ＲＦ励起パルスの位相が交番的に変化
    され、複数個の信号の複合加算が実施される、請求項１
    ６記載の方法。
21. 【請求項２１】 標識化ＲＦパスルが１つ毎、複数個
    毎、または複数個のシーケンス反復毎に交番的に変化す
    る、請求項１６記載の方法。
22. 【請求項２２】 標識化パルスが流入する血液の長手方
    向の変化を反転させる、請求項１６記載の方法。
23. 【請求項２３】 迅速なグラジエントエコー，迅速なス
    ピンエコー，励起されるエコーまたはそれらの変形を含
    む任意の秒区分の画像化技術が信号を測定するために用
    いられる、請求項１６記載の方法。
24. 【請求項２４】 各々の像の収集のための時間が１秒間
    よりも長く、信号が勾配エコー，スピンエコー，励起さ
    れるエコーまたはそれらの組み合わせを用いることによ
    り測定される、請求項１６記載の方法。
25. 【請求項２５】 前記の方法が複数回反復され、合成像
    が一緒に平均化される、請求項１６記載の方法。
26. 【請求項２６】 標識化ＲＦパスルが唯１つまたは複数
    個の領域へ加えられ、さらに複数個のスライスが画像化
    される、請求項１６記載の方法。
27. 【請求項２７】 ３次元のエコープラナーまたは他の３
    次元のパルスシーケンスが、唯１つまたは複数個の領域
    にわたるデータ収集のために用いられる、請求項１６記
    載の方法。
28. 【請求項２８】 血液または組織内の特別の化学種の磁
    化に影響を与えるために、ＲＦパスルのうちの任意のパ
    ルスの周波数を選択できる、請求項１６記載の方法。
29. 【請求項２９】 各の標識化パルスの後の信号の複数回
    の読み出しを用いてシネモードで実施する、請求項１６
    記載の方法。
30. 【請求項３０】 脳の血液流または脳組織の灌流を示す
    か定量化する、請求項１６記載の方法。