JPS62275444A - 核磁気共鳴投影像を作る方法 - Google Patents

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】 ３、発明の詳細な説１ｖ１ 発明の背景 この発明はサンプル内の流体の流れを作像する方法、更
に具体的に云えば、流体の流れがその中で起っている医
学的に意味のある解剖学的な部分の核磁気共鳴（ＮＭＲ
）による血管造影法の像を非侵入形に得られる様にする
、磁界勾配及び無線周波パルス信号順序を用いる新規な
方法に関する。

医学的な診断の為に、身体の種々の通路を通る体液の流
れを示す血管造影法によるデータの像を作ることは周知
である。典型的には、血管造影法の手順はＴＪｉｌｌ＆
性放射を利用しており、造影剤を使う必要がある場合が
多かった。造影剤を使うと患者の不快を招くと共に、生
理的な危険も成る程度の確率でなしとしないことはよく
知られている。

核磁気共鳴方法を利用して血管造影法の（象を発生し、
電離性放射を使わずに済ますことが望ましいだけでなく
、動かない核スピンを高度に抑圧し且つ同等造影剤を使
わないで、作像すべき解３１学的な部分の流体を通す主
要な血管の全部を見ることが出来る様にするＮＭＲによ
る血管造影法の像を提供することも望ましい。

発明の要約 この゛発明では、サンプル内の流体の流れに関連する実
質的に動くスピンだけの核磁気共鳴による像を作る方法
が、前記サンプルの少なくとも所望の容積内にある全部
の原子核のスピンに、夫々第１及び第２の逐次的な励振
順序（シーケンス）の複数個の対を作用させて、前記サ
ンプルの容積から同じ複数個の対の第１組及び第２組の
ＮＭＲ応答信号を収集し、予め選ばれた投影軸に対して
第１の方向に、少な（とも前記所望の容積内にある全て
の原子核のスピンを章動させることにより、前記第１及
び第２の励振順序の各々を開始し、その後金ての核スピ
ンを展開（ｅｖｏ　ｌ　ＶＯ）させながら、展開するス
ピンの位相を第１の励振順序では第１の形で、そして第
２の順序では前記第１の形とは異なる第２の形で流れ符
号化し、その後、少なくとも前記サンプルの容積からＮ
ＭＲ応答信号を受取って第１組及び第２組の応答信号を
発生し、各組は、容積の関連する要素内にある原子核が
不動の状態又は移動する状態の一方にあることに応答し
て異なる情報を１．’７っており、その後、第１の励振
順序に応答して受取った応答信号を第２の励振順序に応
答して受取った応答信号から減算して一組の差データを
発生し、該−組の差データを、励振順序に用いた磁界勾
配の方向によって定められた平面に対して略直交する投
影方向から見て、前記サンプルの容積内で動くスピンだ
けの像に変換する工程を含む。

この発明のＮＭＲによる血管造影法の現在好ましいと考
えられる実施例では、流れ符号化工程は、略同じ振幅及
びパルスの形を持つが、極性が反対である第１及び第２
の流れ符号化パルスを、血管造影法によって得られるる
像の投影平面の１つの次元に沿った磁界勾配に用い、第
２の励振順序では、交互の極性を持つパルスの対の各々
の極性を反転して、不動の核スピンから得られる応答信
号が、応答信号の第１組及び第２組で交互の極性を持つ
信号になる様にする。別の実施例では、第１の励振順序
の流れ符号化パルスを単一極性にし、第２の順序には両
方の流れ符号化用勾配パルス信号を用いない様にするこ
とが出来る。何れの実施例でも、勾配コイルの物理的な
構造によって定められるデカルト座標系の一組の軸の２
つの軸に沿った読取磁界勾配を変えることにより、血管
造影法の投影方向を任意の所望の形で回転させることが
出来る。

従って、この発明の目的は、生体の解剖学的な部分の様
なサンプルの所望の部分を通る血管に流れる動く流体の
核磁気共鳴による血管造影法の新規な作像方法を提供す
ることである。

この発明の上記並びにその他の目的は、以下図面につい
て詳しく説明する所から明らかになろう。

発明の詳細な説明 最初に第１図について説明すると、この発明の方法が該
磁気共鳴（ＮＭＲ）装置１０で実施される。この装置で
は、サンプル、例えば患者が支持体手段１１の上に配置
され、作像領域の中へ運び込まれる。この領域は、磁石
手段（図に示してない）の中孔１２の中にあるものとし
て示しであるが、これは均質性が高く、強度が比較的高
い静磁界Ｂ、が発生される領域である。図示の静磁界を
形成する手段の中孔１２は円筒形であり、静磁界Ｂｏが
選ばれた容積の軸、例えば、磁石手段の中孔の中に中心
を持つデカルト座標系の２軸に沿って形成される。主静
磁界形成手段の中孔１２に関連する磁界勾配形成手段１
２ａを用いて、−組の略直交する磁界勾配を静磁界に重
畳する。図示のデカルト座標系では、３つの勾配Ｇ×、
Ｇ　Ｙ　ｓＧｚは、Ｇｚ　−ａｓｏ　／ａＺ、ＧＹ　＝
ａＢ０／ＧＩＹ、Ｇｘ　＝（３Ｂｏ　／ａＸとして要約
することが出来る。静磁界Ｂｏと勾配コイル手段１２ａ
（典型的には磁石手段の中孔１２の内部に配置される）
によって発生される磁界勾配Ｇ×、ＧＹ、Ｇｚの他に、
少なくとも１つのコイル手段１２ｂ（これも典型的には
中孔１２の中に配置されていて、勾配コイル１２ａの中
孔より更に内側にある）が、図面に示してない手段によ
って付勢されて、共鳴周波数又はラーモア周波数ω−γ
Ｂ０　（こ＼てγは作像する特定の原子核種目の磁気回
転比）で回転する無線周波（ＲＦ）磁界Ｂ１を発生する
。静磁界ＢＯ１磁界勾配Ｇ×、ＧＹ、０２及びＲＦ磁界
Ｂ１は何れも周知の手段により、周知の形で発生される
。ＮＭＲ作像装置の残りの部分（図面に示してない）の
他に、Ｎ　Ｍ　Ｒ作像装置に心臓（ＥＫＧ）信号を供給
するモニタ導線手段１４を作像する患者の胸区域に設け
ることが出来る。ＮＭＲ血管造影順序の心臓によるゲー
ト作用を利用して、周期的な動きによるアーチファクト
、例えばゴーストが最終的な像に出ない様にし、並びに
／又は心臓サイクルの内、血管造影法による像を撮影す
る関心のある特定の部分を選択することか出来る。

第２図について説明すると、この発明のＮＭＲによる血
管造影法の基本は、磁界勾配及びＲＦ磁界パルス信号を
逐次的に印加して、選ばれた原子核ト１０のスピンの濃
度と運動に関する情報を含むＮＭＲ応答信号を発生する
ことである。６対の順序の１番目では、磁界勾配とＲＦ
磁界パルス信号が選ばれた種目の全部のスピンを励振し
て、動く核スピン及び不動の核スピンの両方からの作像
用応答データを収集する。順序の６対の内の２番目の順
序も、不動のスピン及び動くスピンからの応答データを
収集し、その後で作像容積内の静止している核スピン及
び動く核スピンの両方に関する情報を含むデータ（これ
は１番目の順序の工程に応答して貯蔵されている）から
減算される。（順序の対の各々の交互の順序の）１番目
の順序の工程の開始時刻ｔｏ及び２番１］の順序の工程
の開始時刻ｔ０′を心臓ゲートによって決定して、順序
繰返し期間Ｔ　を定めることが出来る。１対の交γ 互の順序は、後で説明する様に、所望の投影の選ばれた
１つの軸に沿って印加される１対の流れ符号化パルスを
別とすると、実質的に同一である。

選ばれた投影軸に沿った方向の位相符合化磁界勾配に異
なる値を用いて、交互の順序の対の１系列を利用する。

この間、応答データを略直交する方向に沿って読取って
、作像するサンプル内の流体の流れの活動の２次元の投
影を求める。

交互の順序の６対の内、１番目の作像順序は、その順序
の単動部分の間のＩｌｉ刻ｔｏ　　（これはトリが１１
象によって設定することが出来る）に開始する。９０°
又はπ／２のＲＦパルス信号２０を印加して、ＲＦ励振
コイル１２ｂの励振領域内にある不動と不動でないもの
一側方を含めた全てのスピンを章動させる。ＲＦパルス
信号２０は非選択性信号であってよく、典型的には矩形
の包路線を持ち、全ての磁界勾配が存在しない状態で印
加することが出来るが、或いは図示の様にスライス選択
性信号にして、希望により、視野又は投影の奥行を制限
することが出来る。スライス選択性パルス信号は必要で
はないが、スライス選択性信号パルス２０を使う場合、
これはｓｉｎｅ関数を切取った形にすることが出来、選
ばれた投影軸に沿って印加される勾配磁界信号パルス２
２ａ１例えばＺ軸に沿ったＣＺ勾配磁界の存在する状態
で印加される。π／２ＲＦパルス２０及び関連する磁界
勾配Ｇｚパルス２２ａが時刻ｔ１に終了する。随意選択
により、この後、時刻ｔ１及びｔ２の間の期間に同じ投
影軸に沿った（例えばＺ軸に沿った）位相戻しパルス２
２ｂを成る振幅で印加して、次の式が充たされる様にす
る。

交互になる２番目の順序の間のスピンの章動は、同じπ
／２ＲＦ信号パルス２０’を利用する。作像手順全体の
全ての順序で章動用に用いる全てのπ／２ＲＦ信号パル
スに対し、ＲＦ倍信号搬送波の位相は一定に保つ。スラ
イス選択性単動信号を利用する場合、各々の順序の対の
内、各々の２番目の順序は選択的勾配部分２２ａ′を用
いる。この勾配部分２２８′は、順序の対の内の１番目
の順序の勾配部分２２ａと略同じである。随意選択によ
り、１番口の順序で位相戻し勾配部分２２ｂを使う場合
、２番目の順序でも、略同様な位相戻し部分２２ｂ′を
使う。

１番目の順序の時刻ｔ２から時刻ｔ５までの展開期間（
又は２番目の順序で時刻む２′から時刻ｔ　５Ｌ　まで
）により、章動したスピンの位相が、共鳴のオフセット
及び局部的な磁界の関数として変化することが出来る。

希望によっては、１番目の順序の１８０’又はπのＲＦ
信号パルス２４、又は２番目の順序では略同−のＲＦ信
号パルス２４′により、動くものも動かないものも、位
相外れスピンを再収束することが出来る（然しそうする
必要はない）が、これを使う場合、これは章動位相戻し
パルス２２　ｂ／２２　ｂ’が終った後の時刻ｔ２／１
２’　と流れ符号化勾配パルスが始まる時刻ｔ　ｓ　／
　ｔ　ｓ　’の間の期間に印加することが出来る。この
為、サンプル内の各々の原子核のスピンが持つ位相は、
時刻ｔｓ／ｌｓ’　の直前には、両方の順序で略同−で
ある この発明では、π／２ＲＦ信号パルスを印加した後、そ
してπＲＦ信号パルス２４を使う場合は、それより後、
選ばれた勾配の方向に、１対の流れ符号化パルスを印加
する。血管造影法の投影東面は実質的に流れ符号化信号
パルスを持つ勾配磁界の方向に無関係であるが、流れ符
号化パルスを選ばれた座標系の主軸の内の１つ（例えば
Ｚ軸）に沿って印加するのが便利である。各々の順序で
用いられる１対の流れ符号化勾配磁界パルス信号２８．
３０は互いに反対の極性であり、順序の対の内の２番目
の順序では、その極性が反転される。

この為、１番目の勾配パルス２８は、時刻ｔ５及び時刻
ｔ６の間の予定の勾配期間Ｔｇの間印加され、既知の振
幅Ａを持ち、第１の極性、例えば正の極性である。同じ
順序の２番目のパルス３０は、持続時間が略同−であり
、例えば開始時刻ｔ７から終了時刻ｔ８までの期間Ｔｇ
に発生し、略同じ振幅Ａを持つが、パルス２８とは反対
の極性、例えば負の極性である。順序の対の内の２番口
の順序では、１番目の勾配パルス２８′は１番目の順序
に於ける１番口のパルス２８の極性（正）とは反対の極
性、例えば負の極性であり、２番目の順序の２番目のパ
ルス３０’　は１番目の順序の２番目のパルス３０の極
性（負）とは反対の極性、例えば正の極性である。２番
目の順序のパルス２ｇ’、３０’　は何れも１番目の順
序のパルスの振幅と略同じ振幅Ａを持ち、何れも同じ持
続時間Ｔｇの間発生する。この流れ符号化パルス持続時
間Ｔｇか、これから説明する様な因子によって決定され
る。任意の順序の１番目及び２番目のパルス、即ち、１
番目の順序のパルス２８及びパルス３０、又は２番目の
順序のパルス２８′及びパルス３０’の中点の間の期間
Ｔは、全ての順序に対して略同−である。この期間Ｔは
、期間Ｔｇよりずっと長く選ぶのが普通であるが、必ず
しもそうしなくてもよい。

前に述べた様に、流れ符号化勾配信号を印加する軸は完
全に任意であり、利用するこの後の像形成用の順序に無
関係である。この為、２番目の流れ符号化勾配パルス３
０又はパルス３０′が終った後、１対の流れ符号化勾配
磁界の時間積分が略ゼロであるから、不動のスピンは１
対の略同−で反対の極性のパルスの作用を受け、そのス
ピンは実質的に影響を受けない。動くスピンは、章動後
、位相変化を受けるが、この位相変化は勾配の投影軸に
沿ったこの動くスピンの速度の関数である。

この位相変化は、流れ符号化勾配パルスを用いないパル
ス順序を繰返すことにより、又は流れ符号化勾配パルス
を反転したパルス順序を繰返すことによって、測定する
ことが出来る。すなわち１対の流れ符号化勾配パルスが
有る順序と該パルスの無い順序又は該パルスを反転した
順序との１対の順序を用いて２組のデータを収集し、こ
のデータの組の間の差を求め、動かないスピンによる信
号を相殺する。（各組のデータを収集する間の時間に於
ける位置の変化の為に）２つのデータの組で異なる位相
を持つ動くスピンが、大きさがゼロでない差信号として
検出される。この検出は、各々の順序の対の内、像を形
成する部分順序の後に行なわれる。

図示の順序の対では、像を形成する部分順序が勾配再集
束形スピン捩れ形部分順序である。この他の作像部分順
序も同じ様に用いることが出来ることを承知されたい。

図示の１対のスピン捩れ形勾配再集束形部分順序（夫々
時刻ｔ９又は時刻１９／に開始する）の各々で、ニーで
は１つの座標軸（Ｚ軸）だけに沿って１つの軸を持つ投
影を考えるが、１つの投影軸に沿った磁界勾配を夫々の
位相外し勾配信号部分３２又は３２′に対して利用する
。この後の各々の順序の対の間、Ｚ軸に沿った磁界勾配
には、変化する値の内の相異なる値を用い、血管造影法
の投影に必要なデータの組全体を取出す。時刻ｔ９から
時刻ｔａまで（又は時刻１９／から時刻ｔａ′まで）の
同じ位相外し期間の間、互いに直交する他の２つの軸の
内の少なくとも一方に位相外し磁界勾配部分３４及び／
又は３６（或いは部分３４′及び／又は部分３６′）を
用い、第２の投影軸を限定する。この為、２つの直交軸
の各々に沿った磁界勾配の相対的な大きさを適当な倍率
にすることにより、残りの軸に対する任意の角度で、例
えば、第１の投影軸がＺ輔に沿って選ばれている時に、
残りのＸ及びＹ軸に対する任意の角度で、斜めの投影を
行なうことが出来ることが判る。この倍率は、基準角度
に対して斜めの投影をする角度θの正弦及び余弦として
変化する。例えば、０°の角度は、＋Ｙ方向に投影軸を
持つものと定義する。この場合、倍率を定めた位相外し
勾配ローブ３４．３６には、Ａ＝Ａｓｉｎθ及びＡ−Ａ
ｃｏｓθによｘ　　　　　　ａ＋ａｘ　　　　　　　　
　　　　　ｙ　　　　　　ｍａｘって定められた振幅を
利用する。この後の読取勾配、例えばＣｏｘ読取勾配部
分３８及びＧＹ読取勾配部分４０も同様な倍率を持つ。

６対の２番目の順序でも、その対の１番目の順序に使わ
れた部分３４．３６，３８．４０と略同じ位相外し及び
読取勾配部分３４’　、３６’　、３８’　、４０’を
用いる。開始時刻１ｂから時刻１．まで（又は時刻ｔｂ
′から時刻ｔｆＬ　まで）の読取勾配印加期間の間、応
答データを受取り、受信ゲート４２又は４２′は時刻ｔ
ｃから時刻（ｅまで（又は時刻ｔｃ′から時刻ｔ　ｅＬ
　まで）付能し、こうしてＮＭＲ応答データ信号４４（
又は４４′）が検出され、ディジタル化されて貯蔵され
る様にする。収集されたＮＭＲ応答信号４４／４４’か
らディジタル化したデータの組の差を求めて、（象に対
するデータを作る。夫々投影軸に垂直な２つの直交方向
くこれは投影平面に対して垂直な方向）の一方に於ける
流れを感知する１対の像を組合せて、最終的な血管造影
法の像を作る。

従って、この発明では、巨視的な運動を持つ原子核のス
ピンの組に、印加した勾配の軸に沿った位置の関数とし
て、単動するスピンの位相を変える様な磁界勾配を所定
の長さの時間の間最初に印加し、それより後の時刻に、
極性を反転した略同−の磁界勾配を印加して、勾配の軸
に沿った位置が空化しないスピンが正味の位相変化を実
質的に受けない様にすることにより、こういう運動する
原子核のスピンだけを選択的に検出する。この場合、勾
配軸の方向に移動したスピンは正味の位相変化を受けて
おり、これは、この後、流れ符号化勾配パルスの対が無
いか或いは反転した１対の流れ符号化勾配パルスを持つ
２番目の順序として、このパルス順序を繰返すことによ
って、測定することが出来る。

例えば、この発明の別のモードでは、順序の対の１番目
の順序で、１対の同一の極性の流れ符号化勾配パルス、
例えばパルス３０ａとその後のパルス２８を用い、その
後に２番目の順序が続く様にし、この２番目の順序では
第２の１対、の同一の極性のパルス３０ａ′及び２８′
を使うか、或いは随意選択により、振幅が略ゼロの磁界
勾配部分４５ａ、４６ｂに置き換えた。この実験では、
単一極性のパルス３０ａ及び２８（及び使う場合はパル
ス３０ａ′及び２８′）は、関連するπＲＦパルス信号
２４　（又は関連するパルス信号２４′）の両側に路用
等しい期間だけ隔たっている。この２屯順序方式、すな
わち１対の順序を持ち、１番目の順序では１対の流れ符
号化勾配パルスをπパルスの両側に対称的に配置し、２
番目の順序には流れ符号化勾配パルスを用いるか又は用
いない方式は、１対の順序の各々で前に説明した鏡像の
反転した流れ符号化勾配パルスの対を用いて得られる像
に較べて、血管造影法の１象か劣っていた。

図示の順序では、検出された信号の強さと動くスピンの
流速の間の関係を導き出すことか出来る。

１群のスピンがＸｌで示す第１の位置から別の位置Ｘ２
へ期間Ｔ内に動く場合、（１対の反対の極性を持つ、持
続時間が相等しい勾配パルスの内の）１番目のパルスが
、位置Ｘ１に於ける横方向のスピンの磁化の位相を次の
式で示す量だけ変える。

φ１−γｆＸ＋　Ｇｘ　（ｔ）　ｄｔ こ＼でＧｘ　　（ｔ）は時間の関数としての、選ばれた
移動方向（例えばＸ軸）の磁界勾配の強さであり、Ｔｇ
は勾配パルスの持続時間（例えばＴｇ−ｔ６−ｔ５又は
ｔ６−ｔ７等）である。２番目の反対の極性を持つ勾配
パルスが次の式で示す２番目の位相変化を生ずる。

φ２−−γｆ　　Ｘ２ＧＸ　（ｔ）　ｄｔ二＼でＸ２は
２番目のパルスの開始時刻に於けるスピンの位置である
。１対の反対極性を持つパルスによって発生された正味
の位置１変化はφ−φ１　＋φ、！−（ＸＩ−Ｘコ　）
　γｆ　　　Ｇｘ（ｔ）ｄｔ従って、変化する位置は、
速度Ｖ及び時間Ｔの積として次の様に表わすことが出来
る。

φ−ＶＴｒｆ　　Ｇｘ　（ｔ）ｄｔ 収集された２組のデータを減算する時、反転した流れ符
号化勾配２８／２８’及び３０／３０’を用いて得られ
る信号の強度Ｉは １−Ｋ（ｓｉｎφ）＋　Ｋ（ｓｉｎφ）−２Ｋ（ｓｉｎ
φ）こＮでＫは器具の感度及びスピンのポピユレーショ
ンを含む比例係数である。流れの順序は、印加された勾
配（今の場合はＧｚ）の流れ符号化パルスの軸（今の場
合はＺ軸）に沿った流れ成分だけを検出することが出来
るから、検出された血管の強度は、速度と共に流れの方
向にも関係する。何れも他方の像又は１対の像の流れに
感応する方向に対して直交する方向の流れに感応する２
つ又は場合によっては３つの像を収集することにより、
流れの方向に対する感応性を除くことか出来る。

２つ（又は３つ）の像の各々に対するデータは、次の式
を用いて、画素毎に組合せることが出来る。

個々の像からの位相情報は曖昧でない形で組合せること
が出来ないから、像はフーリエ変換及び大きさの計算の
後に組合せなければならない。検出されたスピン強度Ｉ
　（合計）が実際には巨視的なスピン速度の周期的な関
数であることが認められよう。従って、流れ符号化勾配
パルスの所定の振幅Ａ及び所定のパルス間遅延期間Ｔに
対し、像の強度Ｉが略ゼロになる様なゼロでないスピン
速度が生じることがある。ｎを正又は負の整数として、
合計移相が（ｎπ±φ）になる様な速度で１りられる信
号の強度は、移相φになる様な異なる速度を持つスピン
の信号強度と同一であることが理解されよう。従って、
複数個の速度によって、πラジアンの整数倍の差を持つ
移相が起る場合、速度のエイリアシングが起り得る。流
れ符号化勾配の振幅Ａ及びパルス期間Ｔを注意深く選ん
で、正しい像が得られる様にしなければならない。然し
、それに沿って勾配を変える次元にデータの組全体をフ
ーリエ変換する前に、一連の像を収集し、各々の像を流
れ符号化勾配パルスの異なる振幅Ａで求めて、投影像の
速度次元を求めることにより、速度の測定の曖昧さを除
くことが出来る。この場合、この発明では、血管造影法
の象は、投影であるか、速度の分布を持つスピンの柱の
寄与の和を表わす様な各々の画素の強度を持っており、
この為、勾配の異なる振幅Ａを用いて得られたデータの
フーリエ変換により、その柱内の速度分布が得られるこ
とが判った。

順序毎に変化する全ての部分を、１対の流れ符号化勾配
パルス２８／３０だけに制限することにより、（１）各
々の順序に於ける変化する全ての勾配の活動が最後のＲ
Ｆ信号パルスより後に起り、（２）こういう勾配パルス
も正味の積分がゼロであるから、渦電流の問題が最小限
に抑えられる。

同様に、心臓サイクル中の一定でない血流によるアーチ
ファクトは、順序を患者の心臓の鼓動と同期させること
によって最小限に抑えられる。表示平面に対して直交す
る軸に沿って、１対の磁界勾配部分４７及び４８又は４
７′及び４８′を印加して、不動のスピンから起る大き
な信号を位相外しすることにより、動かないスピンの抑
圧を更に強めることか出来る。検出される信号は、比較
的小さな領域からの位相の差によって生ずるものである
から、血管からの信号の強度はこれによって作かしか減
衰しない。

第３図、第３ａ図及び第３ｂ図について説明すると、こ
の発明の方法によって得られる人間の解剖学的な部分の
血管造影法による像は、造影剤を使わずに得られた、動
脈及び静脈の両方の構造の投影像を含んでいる。血管造
影法による２つのＮＮＩＲ象の写０（第３ａ図及び第３
ｂ図）で、投影平面及び投影方向は第３　＋Ｎに示す通
りである。健康な成人男子ボランチアの頚部領域の像を
、１９８５年６月１０ロ出願の米国時シ′［出願通し番
号節７４３．１１４号及び同第７４３．１２５号に記載
される形式の１．５Ｔ静磁界装置で撮影した。

Ｙ軸５１に対して約Ｏｏの角度で、頚部領域の前後方向
の投影を求め、この為、関連する投影平面５２がＸ−Ｚ
平面内にある。被検体の頚静脈、頚動脈及び仙骨動脈を
流れる液体が、被検体の右側及び左側の両方にはっきり
と見える。体の中間にある不動の部分が実質的に像に出
て来ないこと、並びに動く血流の検出が脈動性の流れに
依存せず、この為静脈及び動脈（ｂ造が同じ様によく見
えることが判る。第３ａ図の像が、略ゼロの値を持つ読
取勾配パルス４０及びＹ軸０′Ｌ相符号化勾配パルス３
４を用いて求められ、投影平面の第２の軸がＸ方向だけ
に設定されていることに注意されたい。

この図を、第３ａ図の前後方向の投影に対して約６０’
の斜めの角度の新しい投影方向５６にずらすことにより
、投影平面（投影線５６に対して垂直である）は依然と
して２方向にある１つの軸を持っているが、投影平面の
他方の軸はＸ−Ｙ平面を切る線に沿う様になる。これは
、Ｇ　Ｘ−ａＧ　　（こ＼て−ａはｓｉｎ　（−６０’
　）　）　、及びＸａ＋ａｘ Ｇ−ｔｂＧ（こ＼でｂ−ｃｏｓ（−６０°））Ｘ　　　
　　　Ｙｍａｘ に対応する。この斜め横方向の投影では、被検体の頚部
領域の動脈及び静脈は同じ様に高い分解能で作像される
が、被検体を動かす必要はない。

この発明のＮＭＲ血管造影方法を現在好ましいと考えら
れる実施例について説明したが、当業者には種々の変更
が容易に考えられよう。従って、この発明の範囲が特許
請求の範囲によって限定されるものであって、こ−で例
として述べた現在好ましいと考えられる実施例の具体的
な細部によって制限されないことを承知されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図はＮＭＲ作像装置内に静磁界を発生ずる磁石の中
孔の斜睨図であり、種々の磁界勾配及びＲＦ磁界を発生
する手段の中にサンプルを位置ぎめする様子を示してお
り、この装置に用いられる種々の記号も示している。第
２図は現在好ましいと考えられる１実施例のＮＭＲ血管
造影方法の完全な１回の繰返しの間に利用される磁界勾
配、無線周波、データ・ゲート及び受信データ信号を示
す時間を合せた一組のグラフ、第３図は人間の解ｇす学
的な部分の一部分並びにそれに対して設定された曵数個
の投影方向と関連する投影平面を示す略図、第３ａ図及
び第３ｂ図は、この発明の方法を使うことによって、健
康な成人ボランチアの頚部領域の血管造影法によるデー
タをＮＭＲ作像装置で表示した像の写真（これはＸ線写
真と同等なものであり、図面に代えて写真を提出する）
である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）サンプルの少なくとも選ばれた一部分にある流れる
   流体の核磁気共鳴（ＮＭＲ）投影像を作る方法に於て、 （ａ）サンプルを主静磁界の中に浸し、 （ｂ）選ばれた種目の全ての原子核のスピンを、逐次的
   な１対の作像順序の第１の順序及び第２の順序の夫々の
   最初の部分で章動させ、 （ｃ）前記１対の順序の各々に於ける工程（ｂ）の後の
   展開期間を設け、 （ｄ）各対の順序の内の第１及び第２の順序の少なくと
   も一方の展開期間に、投影像の１つの軸を設定する様に
   選ばれた第１の方向に、サンプルに印加される第１の磁
   界勾配に１対の流れ符号化パルスを印加して、動く原子
   核のスピンから得られるＮＭＲ応答信号が、実質的に不
   動の原子核のスピンから得られるＮＭＲ応答信号と異な
   る様にし、 （ｅ）その後、前記第１の方向とは異なる第２の方向に
   サンプルに印加される少なくとも第２の磁界勾配に応答
   して、前記第１及び第２の順序の応答データ収集部分の
   各々で、少なくともサンプルの前記一部分から発生され
   たＮＭＲ応答信号から一組のデータを収集し、 （ｆ）前記第１及び第２の順序で収集されたＮＭＲ応答
   信号のデータの組の一方のデータを他方のデータの組の
   データから減算して、実質的に不動の原子核から得られ
   た応答データを実質的に除き、 （ｇ）残りの応答データに応答して、前記第１及び第２
   の方向内に平面内にある投影として、血管造影法による
   投影像を発生する工程を含む方法。 ２）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、工程（
   ｄ）が、前記第１及び第２の順序の各々で、流れ符号化
   用の１対の第１の磁界勾配パルスを印加し、該１対の各
   々のパルスが他方のパルスの極性とは異なる極性を持つ
   様にし、各対の第１のパルスの極性を前記１対の順序の
   夫々相異なる１つの順序では交互に変える工程を含む方
   法。 ３）特許請求の範囲２）に記載した方法に於て、前記工
   程（ｄ）が前記順序の各対で４つの流れ符号化勾配パル
   ス信号に略一定の振幅を持たせる工程を含む方法。 ４）特許請求の範囲３）に記載した方法に於て、更に、
   予定の複数回の全体的な繰返しとして、前記工程（ｂ）
   乃至（ｆ）から成る順序を繰返し、各々の繰返しで第１
   の方向の磁界勾配に異なる値の位相符合化信号を用い、
   全ての順序の対から得られた全体の差のデータの組から
   工程（ｇ）の像を発生する工程を含む方法。 ５）特許請求の範囲４）に記載した方法に於て、更に、
   工程（ｂ）乃至（ｆ）から成る順序の複数回の繰返しの
   全体を、デカルト座標系の少なくとも１つの別の軸に沿
   って第１の磁界勾配を置き直して繰返し、像の各々の画
   素に対し、第１の勾配の相異なる各々の位置で像のその
   画素に対して得られたデータを平均して、像を発生する
   為の全体の差のデータの組を作る工程を含む方法。 ６）特許請求の範囲３）に記載した方法に於て、更に、
   サンプル内の流体の流速の範囲をエイリアシングなしに
   作像する為に、各々の勾配パルスの持続時間Ｔｇを調節
   する工程を含む方法。 ７）特許請求の範囲２）に記載した方法に於て、工程（
   ｂ）が、核スピンの正味の磁化を９０°に略等しい角度
   にわたって章動させるのに十分なエネルギを持つ無線周
   波（ＲＦ）磁界をサンプルに印加する工程で構成される
   方法。 ８）特許請求の範囲７）に記載した方法に於て、スピン
   の章動が実質的に前記サンプルの選ばれた一部分だけで
   起り、更に、ＲＦ磁界を印加する間、サンプルに対して
   第１の方向の磁界勾配を印加する工程を含む方法。 ９）特許請求の範囲８）に記載した方法に於て、ＲＦ磁
   界がｓｉｎ（ｘ）／ｘという包絡線の形を持つパルス信
   号として印加される方法。 １０）特許請求の範囲７）に記載した方法に於て、工程
   （ｃ）が、更に、流れ符号化勾配磁界パルスを印加する
   前に、章動した原子核のスピンを再集束する工程を含む
   方法。 １１）特許請求の範囲１０）に記載した方法に於て、再
   集束する工程が、前記第１の方向に磁界勾配を印加し、
   核スピンの正味の磁化を１８０°に略等しい角度にわた
   って章動させるのに十分なエネルギを持つＲＦ磁界をサ
   ンプルに印加する工程を含む方法。 １２）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、工程
   （ｄ）が、前記第１の順序でだけ流れ符号化用の１対の
   第１の磁界勾配パルスを印加し、該１対の各々のパルス
   が同じ極性を持つ様にする工程を含む方法。 １３）特許請求の範囲１２）に記載した方法に於て、工
   程（ｄ）が、更に、各々の第１の順序で、前記１対の流
   れ符号化勾配パルス信号の各々に略一定の振幅を持たせ
   る工程を含む方法。 １４）特許請求の範囲１３）に記載した方法に於て、更
   に、予定の複数回の全体的な繰返しとして、前記工程（
   ｂ）乃至（ｆ）から成る順序を繰返し、各々の繰返しで
   、前記第１の方向の磁界勾配に異なる値の位相符合化信
   号を用い、全ての順序の対から得られた全体の差のデー
   タの組から前記工程（ｇ）の像を発生する工程を含む方
   法。 １５）特許請求の範囲１４）に記載した方法に於て、更
   に、第１の磁界勾配をデカルト座標系の少なくとも１つ
   の別の軸に沿って置き直して、前記工程（ｂ）乃至（ｆ
   ）から成る順序の合計複数回の繰返しを繰返し、像の各
   々の画素に対し、各々の相異なる第１の勾配の位置を用
   いてその画素に対して得られたデータを平均して、像を
   発生する為の全体の差のデータの組を作る工程を含む方
   法。 １６）特許請求の範囲１３）に記載した方法に於て、サ
   ンプル中の流体の流速の範囲をエイリアシングなしに作
   像する為に、各々の勾配パルスの持続時間Ｔｇを調節す
   る工程を含む方法。 １７）特許請求の範囲１２）に記載した方法に於て、工
   程（ｂ）が、核スピンの正味の磁化を９０°に略等しい
   角度にわたって章動させるのに十分なエネルギを持つ無
   線周波（ＲＦ）磁界をサンプルに印加する工程で構成さ
   れる方法。 １８）特許請求の範囲１７）に記載した方法に於て、ス
   ピンの章動が実質的にサンプルの選ばれた一部分だけで
   起り、更に、ＲＦ磁界を印加する間、サンプルに第１の
   方向の磁界勾配を印加する工程を含む方法。 １９）特許請求の範囲１８）に記載した方法に於て、Ｒ
   Ｆ磁界がｓｉｎ（ｘ）／ｘという包絡線の形を持つパル
   ス信号として印加される方法。 ２０）特許請求の範囲１７）に記載した方法に於て、工
   程（ｄ）が、更に、第１及び第２の流れ符号化用勾配磁
   界パルスを印加する合間に章動した原子核のスピンを再
   集束する工程を含む方法。 ２１）特許請求の範囲２０）に記載した方法に於て、再
   集束する工程が、前記第１の方向に磁界勾配を印加し、
   核スピンの正味の磁化を１８０°に略等しい角度にわた
   って章動させるのに十分なエネルギを持つ前記ＲＦ磁界
   をサンプルに印加する工程を含む方法。