JPS59166847A - 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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JPS59166847A
JPS59166847A JP59000203A JP20384A JPS59166847A JP S59166847 A JPS59166847 A JP S59166847A JP 59000203 A JP59000203 A JP 59000203A JP 20384 A JP20384 A JP 20384A JP S59166847 A JPS59166847 A JP S59166847A
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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。

Description

【発明の詳細な説明】 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（ＮＭＲ
）を利用する方法および装置に関するものである。
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（
Ｅ’ｐ　Ｒ）または電子スピン共鳴（ＥＳＲ）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。
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。
人間の組織のような物質が一様な磁界（成極磁界Ｂ７）
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Ｍ７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
は相互に打し消し合う。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Ｂ
□）で照射されるならば、正味整合メーモントＭ２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ｌ−Ｍ工を作る。Ｍ２０Ｍ
工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）（Ｍ＝Ｍｏ十Ｍ□）の大きさおよび方向は主
として加えられる励磁界Ｂ工の時間の長さに左右される
。
この磁気回転現象の実際の値は、励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ｌ−Ｍ工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Ａ。
はＭ工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： え＝え。。−ｔ／Ｔ２ 減衰定数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の除去後に移相する割合を測定する。
Ｔ２スピン−スピン緩和プロセスによって定められる他
の要素が自重誘導減衰（Ｆより）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Ｍｏ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Ｔ工はＴ、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多の回転磁気手順
の問題である。
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。
以下にもつ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側口も繰り返
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４．
６３９，７１６号、第４．３４５，２０７号、第４．０
２１，７２６号、第４，１１５，７３０号および第３，
４７４．３　’２９号に開示されている。
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、またこれによって柔かい組織間の相違がＸ線では
全く認められない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。
ＮＭＲを利用する大部分の医学応用でレマ、被実験者の
特定の場所で磁気回転情報を得る結像注力を使用されな
ければならない。主要なＮＭＲ結像法ハ「ツオイグマト
グラフイ（Ｚｅｕｇｍａｔｏｇｒａｐｈｙ　）　Ｊと呼
ばれ、１９７３年６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・ラウターノ々−（Ｐ、　Ｃ，Ｌａｕｔｅｒｂ
ｕｒ　）によってまず提案された。゛ンオイグマトグラ
フイは、成極磁界Ｂ。と同じ方向を持つが非ゼロ傾度を
持つ１つ以上の追カロ磁界を使用する。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Ｂ。−Ｂ７．十Ｇ、Ｃｘ十ＧｙＹ＋Ｇ２Ｚの正味強さ
は変えることカーできる。その結果、受信機の周波数共
振力を単一周波数Ｗｏに応答するように狭くされるなら
レイ、磁気回転現象は、正味成極磁界Ｂ。がラーモアの
方程式Ｗｏ＝γＢｏを満足する適当な強さを有する場所
でのみ観測されろと思われるが、ただしＷ。をまその場
所におけるラーモア周波数である。
生じる自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号を傾度（Ｇ＝αア＋
　”ｙ　＋　”ｚ　）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「フグ」され、すなわち「増感」される。Ｎ　
Ｍ　Ｒ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。
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−・ヒルから１９７８年に出版
されたアール・エネ・プレースウオール（Ｒ，Ｎ、Ｂｒ
ａｃｅｖｒａｎ）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、ウィリーから１９７６年に出版されたビー　・
プルームフィールド（Ｐ、　Ｂ１ｏｏｍｆｉｅ１４　）
による「時系列のフーリエ分析二人間」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「真」成分を表わし、第２のファイ
ルは「仮想ｊ成分を表わす。米国特許第４，０７０，６
１１号に示された通り、仮想ファイルは問題のＮＭＲ現
象の正確な像を再生するために要求されないことが明ら
かにされ、またこのデータを無視することが一般的な方
法である。
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号で公表されたジエー・エッチ・バ
トクレテイ（Ｊ　、Ｈ，Ｂａｔｔｏｃｌｅｔｔｉ　）ら
によるｒ　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。
第９巻、第２号で公表されたジエー・−一〇グランド（
Ｊ、　Ｐ、　Ｇｒａｎｔ　）らによるｒ　ＮＭＲレオト
モグラフィ（ＲｈｅＯ１ＯｍＯｇｒａｐｂ７　）：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
し１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。
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
増感させる方法二によび装置に関するものである。した
がって本発明は、磁気回転材料に成極磁界を加える段階
と、磁気回転材料を磁界Ｂよで励磁して横磁気モーメン
ｌ−Ｍｌをそこに作る段階と、横励磁後の時期２Ｔの間
に磁気回転材料に運動増感させる磁界傾度Ｆを加える段
階において、磁気傾度Ｆの極性は時期２Ｔにわたる磁界
傾度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運動を加える段階と、時期２Ｔ後の
時期にわたり横励磁された磁気回転材料により作られる
自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号を検出する段階と、を含む
運動情報を有するＦＩＤ信号を作る方法を提供する。
傾度結像ＮＭＲスキャナにおいて、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
、運動増感させる磁界傾度（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
号は逆フーリエ変換を行うことによって処理され、真お
よび仮想データ・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Ｔ
工またはＴ２緩和のような在来のＮＭＲ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
ｌｊＭ　Ｒ現象の像を作るように処、理される。
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磁界傾度
Ｆを加えることを含む。
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。
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磁界傾度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Ｂ２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２方向
において変化される。
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
させる磁界傾度Ｆか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測定サイすル内に
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２Ｔにわたる磁
界傾度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ＮＭＲ信号を位
置増感させるのに用いられる磁界傾度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。
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。
本発明はいろいろな磁気回転スキャナまたは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。特に第
１図から、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に関して適謳に置くことによっ
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Ｂ
　を作る。励磁コイル７は、成極磁界Ｂ２に垂直な横面
にある励磁界Ｂ工を作る。
励磁界Ｂ工は無線周波数Ｗ。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ＮＭＲ信号の受信機として働く。
第３Ａ図ないし第３ｃ図から、６組の傾度磁界コイルも
チーデル６の回りに作られている。１組の２傾度磁界コ
イル１０ａおよび１０ｂは磁界（Ｇ２・Ｚ）を作り、こ
れは機械の２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。第２Ａ図に示される
通り、この磁界は成極磁界Ｂ２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く
すなわちＧ７・Ｚ）が変化する全磁界Ｂ。を提供する。
第２Ｂ図および第３Ｂ図から、第２組の傾度磁界コイル
１１ａから１１ｄは、機械の２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Ｂ７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Ｂ。を提供する。
第２Ｃ図および第６Ｃ図から、第６組の傾度磁界コイル
１２ａから１２ｄは、機械の２軸に沿って向ゆられるが
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Ｂ７に
加わり、テーブル６の上のＸ位置の関係として事実上直
線的に強さが変わる全磁界Ｂ。を提供する。
成極磁界Ｂ７および磁界傾度Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇ２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
ナに使用されている。
特に第４図から、ＮＭＲスキャナ用の制御装置は、交流
電源１９に接続する１組４個の静電力変換器１５から１
８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
。傾度磁界コイル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
２方向の傾度磁界の大きさも方向も処理装置２０からの
指令でスイッチされる。
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２３０
入力に結合される。患者のＮＭＲ信号は励磁巻線Ｔ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。
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１ｊ２６に記憶される。処理装
置２０はＦより信号が作られる瞬間の傾度磁界の強さを
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。
特に第５図から、ＮＭＲスキャナの結像モードにおける
代表的な測定サイクルカー示されている。
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
、磁界傾度ＧＸ、ＧｙおよびＧ２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。第５図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、磁界傾度ＧＧ
　およびＧはそｘ’　　ｙ　　　　　　　　　ｚ 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Ａ。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）は磁界傾度（ａＸ、Ｇｙ、　ｅ
２）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。
同じ測定サイクル内の緩和時間Ｔ、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、９００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、磁界傾度Ｇｘ、ＧｖおよびＧ
　カー再度加えられてから、自由誘導減衰信号２ ３３を刺激する。このＦＩＤ信号３３のピーク値は第１
ＦＩＤ信号３１の値Ａ。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。
第５図に示されるＮＭＲ測定サイクルは第４図のスキャ
ナ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。傾度磁
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２００制御下にあるので、ＮＭＲスキャナ書シ
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。
再び第４図から、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Ｓい）および５
２（ｔ）としてメモＩＩ　２６　Ｋ記憶される。Ｓよ（
１）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、５２（ｔ）は「正弦」位相である
。Ｓ工（１）および５２（ｔ）は下記の通り複合信号を
作るように組み合わされる。
ｓ　（ｔ　）　＝　Ｓ：ｔ　（ｔ　）　＋ｓ２（ｔ　）
（ｉ）これはスペクトル変換として書くことができる：
５（ｔ）−に７ｍ（ｗ）ｅｌｗｔｄｗ　、　　　　　　
（２）ただし： ｗ　＝　ｗ　（ラーモア）”ｒｆ’ およびＫは定電子変換係数である。この信号は磁界傾度
（Ｅ＝ＧＱ＋Ｇ↑＋　７’ｚ）により特別に変ｘ　　　
　　　ｙ　　　　　　ｚ 調され、下記に等しい： Ｓ（ｔ）−ｆＭ　　（ｒ）ｅ　　”ｒｌｒｏｏｒｔ、ｄ
ｒ、　　　（３） ただし：Ｍ工＝横磁化 ｒ−位置（Ｘ　＋　７　＋　Ｚ　） γ＝磁気回転定数 これは下記の通りｒｑＪ空間で表わされる：５（ｑ）−
に／Ｍ１（ｒ）ｅ　２ｆｌｑ”ｒｄｒ　　（４）ただし
「ｑ」は磁界傾度Ｇ、ｑ−γＧｔ　　により定められる
６次元空間内の位置である。
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Ｓ□（１）およびＳ、（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反転を行うことに
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： Ｉ　　（ｒ）−ＫｆＨ（ｑ）Ｓ（ｑ）ｅ”Ｑ”ｄｑ　　
（５）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。
フーリエ反転が処理装置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：ファイルＩ（ｒ）
にある像データが像を作るために、第４図の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（「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Ｔ工ま
たはＴ２により変調されることがある。「想像」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、またそれは前のＮＭＲスキャナ・
システムで通常廃棄される。
スピン密度Ｔ　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。
特に第６図から、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、運動を増感させる磁界傾度 が被実験体に加えられる。この運動を増感させる磁界傾
度は傾度磁界コイル１０から１２（第６図）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。
／Ｆ（ｔ）ａｔ＝０ 座標成分Ｆｘ、　Ｆｙ’、　Ｆ７の相対値は、次のＮＭ
Ｒ信号４１が運動増感される方向を決める。
第６図に示される測定サイクルは、一連のＮＭＲ信号４
１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「Ｆ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、傾度磁界ＧＭ、Ｇｙ、Ｇ７．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。
横磁気モーメンｌ−Ｍ工を作る励磁界を加えた後で運動
増感させる磁界傾度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Ｆより
信号の放射前に生じなげればならない。第６図の例の測
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Ｍ工を作る。
流れを増感させる磁界傾度Ｆは第１自由誘導減衰（ＦＩ
Ｄ）信号４・０が作られてから加えられ、したかってＦ
ＩＤ４０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、運動増感させる磁界傾度
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Ｍ□も
作らない。
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
クルが第７図に示されている。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、位置傾度磁界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。Ｆより４６の発生
中の時間ＴＡ　で、運動増感させる磁界傾度Ｆは時間Ｔ
Ｂ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。
測定される運動の方向は、磁界傾度Ｆの方向によって足
められる。測定感度は、磁界傾度Ｆの強さくＦｏ）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；ｖｍｉｎ　””　ｅ　（２πγＦ□Ｔ”　〕
”　　　　　　　　（７）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　Ｘ　１０　　Ｈｚ　／がウスＴ　””　
１０　ｍ５ｅｃ。
Ｆｏ＝　０．５がウス／ｍ ■□、ｎへ０．０６　ｃｒｎ／秒 一方向に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、運動させる磁界傾度Ｆ　のみが使用されるなら
ば、２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。
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Ｆより信号５（ｉ）
は、傾度磁界Ｇにより位置にリンクされる。同様に運動
増感されたＦＩＤ信号信号（ｔ）は運動磁界傾度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： （８） 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△（７，：：）はその
位置の磁気回転核の方向ブ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（ρ。）を表示するＣ
ＲＴ２７の上に構成される。
△（ｒ　、ｖ）＝に／／Ｈ（ｑ　）Ｈ（ｆ　）Ｓ　（ｑ
　、　ｆ　）ｅ””？゛７＋””　ｄｑｄｆ（９） 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
速度磁界傾度ヲにより定められる６次元フーリエ−速度
空間内の位置であり、？−ｒｆｆ（Ｔ２）である。
この６次元像△（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
きさが異なる速度傾度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つの速度
傾度Ｆにより変調されならば、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伸縮するのは、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。
本発明の運動−ツオイグマトグラフイの位相−変調の方
法が実際の重要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工
および１３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」。
Ｂ０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
動を増感させる磁界傾度Ｆの形の変化が可能である。
上記（第（５）式）の通り、在来のツオイグマトグラフ
イのＮＭＲスキャナにより行われるフーリエ反転は、ス
ピン密度ρ。（ｒ）の像がＣＲＴ２７の上に作られる「
真」ファイルエ（ｒ　）にデータを返す。
第（９）式で上記に示された通り、フーリエ反転が運動
増感されたＮＭＲｆ”−夕により行われるとき、真ファ
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ρ。（ｒ）の像がＣＲＴ２
７の上に作られる。
本発明のもう１つの面は、流れ増感されたＮＭＲデータ
のフーリエ反転が行われるとき、「仮」データ・ファイ
ル１Ｊ（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磁界傾度の大きさくＥｏ）およ
び持続時間（２Ｔ）が下記のように小さく保たれると： ｅ１’２ｘｒＴ２Ｖ　°ｖタ１−１−１２ｙｒγＴ”’
ｉｉ’　、ｖ　　　（ｔＱＯｏ 真ファイルＩ（ｒ）は在来の像データρ。（ｒ）を返す
。しかし仮ファイル１Ｊ（ｒ）は下記の像データを返す
： Ｊ（７）−（２’ｒｒＴ２Ｆ　）・（ρ０（７）（Ｖ）
］’　　Ｑｌ）かつこ内の値は既知の測定条件であり、
ρ。（ｒ）は正確は言えば真ファイル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： １ｒｌ−Ｊ（ｒ）／（（２πｒＴ”Ｆ□）Ｉ（ｒ））　
　　＃かくて被実験体の１回の走査で、データ・ファイ
ルＳ工（１）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Φファイルのフーリエ反
転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ρ。（ｒ）はＴ工および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ρ。（ｒ）　　である。第６の像はＮＭＲ走査の
領域を通じてＦの方向のスピン速度■（ｒ）の大きさで
ある。
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△（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
ャナのオペレータによって正確に求めることができる。
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、流れ増感させる磁界傾度Ｆは交互極性を有する
だけではなく、その波形も対称でなければならない。す
なわち、速度増感する磁界傾度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。
例えば第８Ａ図から、磁界傾度波形５０は極性が交互し
、対称軸５１０回りに非対称に鏡像化される。いうまで
もなく、時間へから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、第８Ｂ図の波形５２によって作られた
運動増感磁界傾度Ｆは垂直軸５１０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Ｔ　からＴＢまでの波形５２の積分はぜ口であ
り、かくて基本の運動増感要求を満足する。
運動増感させる磁界傾度Ｆの交互極性要求はテーブル６
ではなく磁気回転核に」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、運動増感させる磁界傾度Ｆの第２の半サイクル
は極性が逆になる必要がない。これは第８Ｃ図で示され
、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は第８Ａ図の波形５０に等しい。
この方法は、傾度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】
第１図は本発明を用いるＮＭＲスキャナの概略正面図、
第２Ａ図から第２Ｃ図までは第１図のスキャナに作られ
る傾度磁界のグラフ説明図、第６Ａ図から第６Ｃ図まで
は第１図のスキャナの部分を構成する傾度コイルの斜視
図、第４図は第１図のスキャナの部分を構成する制御装
置の電気ブロック図、第５図は第１図のスキャナによっ
て行われる代表的な在来測定サイクルのグラフ説明図、
第６図は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、第７図は本発明による代替測定サイク
ルの一部のグラフ説明図、第８Ａ図から第８Ｃ図までは
第６図および第７図の測定サイクルに用いられる運動増
感させ、る磁界傾度Ｆの代替形のグラフ説明図である。 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；　１　ｎ　ａ、　、　１０　ｂ　。 １１ａ　　、１１ｂ、１１ｃ、１１ａ、１２ａ。 １２ｂ、１２ｃ、１２ｄ−傾度磁界コイル；１９−交流
電源；１５から１８−変換器；２〇−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１／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−ＣＲ
Ｔ 代理人　　浅　村　　　皓 、１９）浄′ｆ＆（内容に変更なし） ＦＩＧ、６ 手続補正書（睦） 昭和５９年２月２１日 特許庁長官殿 １、事件の表示 昭和５９年特許願第　２０６　　　　号２、発明の名称 ＮＭＲ分析方法および装置 ３、補正をする者 事件との関係　特許出願人 住　　所 ４、代理人 ５、補正命令の日付 昭和　　年　　月　　口 ６、補正により増加する発明の数 ８、補正の内容　　別紙のとおり 明細書の浄書（内容に変更なし） 手続補正書（方式） ％式％ １、事件の表示 昭和５９　年特許願第　２０３　　　　　号２、発明の
名称 Ｎ／ＶＩＲ分哲完ＡうＪシ・麺籠 ３、補正をする者 事件との関係　特ｎ出願人 ４、代理人 昭和５９年３月２７日 ＼鴫 ８、補正の内容　　別紙のとおり

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 （１）磁気回転材料に成極磁界を加える段階と、磁気回
    転材を磁界Ｂ工で励磁して横磁気モーメントＭ工をそこ
    に作る段階と、横励磁後の時期２Ｔの間に磁気回転材料
    に運動増感させる磁界傾度Ｆを加える段階において、磁
    界傾度Ｆの極性は時期２Ｔにわたる磁界傾度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
    前記運動を加える段階と、時期２Ｔ後の時期にわたり横
    励磁された磁気回転材料により作られる自由誘導減衰（
    ＦＩＤ）信号を検出する段階と、を含む運動情報を有す
    るＦＩＤ信号を作る方法。 （２）前記特許請求の範囲第１項記載の方法において、
    ＦＩＤ信号が作られている間に、磁気回転材料に位置増
    感さぜる磁界傾度Ｇが加えられることを特徴とする前記
    方法。 （３）　　前記特許請求の範囲第１項または第２項記載
    の方法であって、逆フーリエ変換を行うことによってＦ
    ＩＤ信号を処理する段階と、処理されたＦＩＤ信号を表
    示する段階とを含むことを特徴とする前記方法。 （４）横励磁信号を磁気回転材料に加えそれによってそ
    こに横磁気モーメントを与えることにより測定サイクル
    を実行し、また横磁化された磁気回転材料による放射に
    応じてＦＩＤ信号を作る磁気回転共鳴器具において、横
    励磁後の時期２Ｔの間にかつＦＩＤ信号が作られる前に
    、運動増感させる磁界傾度Ｆが磁気回転材料に加えられ
    、また時期２Ｔにわたる積分が事実上ゼロであるように
    磁気回転材料に関して運動増感する磁界傾度Ｆが交互す
    る極性を持つ、ＦＩＤ信号を運動増感させる装置を有す
    ることを特徴とする前記器具。 （５）前記特許請求の範囲第４項記載の器具において、
    運動増感させる磁界傾度Ｆが時期２Ｔの間の時間Ｔに関
    して事実上非対称であることを特徴とする前記器具。 （６）前記特許請求の範囲第４項または第５項記載の器
    具であって、選択された場所から出されるＦＩＤ信号が
    各測定サイクルの間層波数記号化され、それによって運
    動増感されたＦＩＤ信号が位置増感もされるように、磁
    界傾度Ｇを磁気回転材料に加える装置を含むことを特徴
    とす前記器具。 （７）前記特許請求の範囲第６項記載の器具において、
    前記磁界傾度ＧおよびＦを作る装置がいずれも磁気回転
    材料の回りに置かれる同じ組の傾度コイルを使用するこ
    とを特徴とする前記器具。 （８）前記特許請求の範囲第４項ないし第７項のどれで
    も１つの項記載の器具であって、磁界傾度Ｆの方向の運
    動の強さを表わすデータを作るために、運動増感された
    ＦＩＤ伯号により逆フーリエ変換を実行する処理装置を
    含むことを特徴とする前記器具。 （９）前記特許請求の範囲第４項ないし第７項のどれで
    も１つの項記載の器具において、運動増感させる磁界傾
    度Ｆの方向および大きさは運動増感されたＦＩＤ信号の
    対応する組を作るように連続測定せイクルの間に変更さ
    れ、かつ前記器具は運動増感されたＦＩＤ信号の組を受
    信して、磁界傾度Ｆの方向の運動の強さを表わす対応す
    る組の出力データを作るようにそれにより逆フーリエ変
    換を実行する処理装置と、出力データを受けて像を作る
    ように接続される表示装置とを含むことを特徴とする前
    記器具。 萌　磁気回転材料内に成極磁界Ｂ。を作る装置と、検出
    されたＦＩＤ信号を位置増感させそれによって検出され
    たＦＩＤ信号を磁気回転材料内の位置にリンクする横磁
    気モーメントを磁気回転現象内に作る励磁界Ｂ□を作る
    装置と、前記励磁界Ｂよによって励磁された磁気回転材
    料により作られるＦＩＤ信号を検出する装置と、検出さ
    れたＦＩＤ信号を位置増感させそれによって検出された
    ＦＩＤ信号を磁気回転材料内の位置にリンクするように
    位置磁界傾度Ｇを磁気回転材料内に作る装置と、検出さ
    れたＦＩＤ信号を運動増感させそれによって検出された
    Ｆ’ＩＤ信号を前自己位置で磁気回転材料の運動にリン
    クするように運動磁界傾度Ｆを磁気回転材料内に作る装
    置と、検出されたＦＩＤ信号を受信して磁気回転材料の
    運動により変調される像を作る処理装置と、を含む核磁
    気共鳴（ＮＭＲ）スキャナ。 Ｏυ　前記特許請求の範囲第１０項記載のＮＭＲスキャ
    ナであって、一連の前記ＦＩＤ信号を循環的に作る制御
    装置が一連のＦより信号を磁気回転材料内の一連の異な
    る位置とリンクするように連続サイクルの間に位置磁界
    傾度Ｇを変える装置を含む前記制御装置を有することを
    特徴とする前記ＮＭＲスキャナ。 （６）前記特許請求の範囲第１１項記載のＮＭＲスキャ
    ナにおいて、制御装置は磁気回転材料内の特定位置にお
    ける一連のＦＩＤ信号を一連の異なる運動方向１ｃ　Ｉ
    Ｊシンクるように連続サイクルの間に運動増感させる磁
    界傾度Ｆを変えることを特徴とする前記ＮＭＲスキャナ
    。 ０擾　前記特許請求の範囲第１０項、第１１項、または
    第１２項記載のＮＭＲスキャナにおいて、運動増感させ
    る磁界傾度Ｆを作る装置が時期２ＴにわたるＦの積分が
    事実上ゼロになるように極性を変えながら、時期２Ｔに
    わたり各測定のサイクルの間に磁界Ｆを作る制御装置を
    含むことを特徴とする前記ＮＭＲスキャナ。 ０→　磁気回転材料における磁気回転現象の密度分布に
    関する像を昨るＮＭＲスキャナであって、磁気回転材料
    により作られるＮＭＲ信号を運動増感させる装置であっ
    て、かかる増感は交互する極性の磁界傾［Ｆを加えるこ
    とを含む前記増感装置と、運動増感されたＮＭＲ信号を
    受けるとともに材料内の磁気回転現象の密度分布に関し
    かつ磁気回転材料の運動によって変調される像データを
    作る装置と、を有することを特徴とする前記ＮＭＲスキ
    ャナ （７）前記特許請求の範囲第１４項記載のＮＭＲスキャ
    ナであって、前記像データを受けるとともに磁気回転材
    料の運動に関するが磁気回転現象の密度分布に事実上無
    関係な像を作る処理装置を含むことを特徴とする前記Ｎ
    ＭＲスキャナ。
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