JPS63226343A - 核磁気共鳴造影像を得る方法と装置 - 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】 発明の背景 この発明はサンプル中の流体の流れを作像する核磁気共
鳴（ＮＭＲ）血管造影法、更に具体的に云えば、医学的
に重要な流体の流れの解剖像を非侵入形で求めるため等
のために、サンプルの励振毎に多数の応答が発生される
ような新規のＮＭＲ血管造影法に関する。

医学的な診断のために、種々の身体通路を通る体液の流
れを示すＮＭＲ血管造影法のデータ像を提供することが
知られている。このような像を発生する方法が、１９８
６年３月３０に出願された係属中の米国特許出願通し番
号第８３５，６８３号に記載されている。この方法は、
真の投影像を作り、選ばれた投影軸線に沿った静脈及び
動脈構造の品質の高い血管造影図が得られ、サンプル中
の選ばれた流れの方向に対する感度を持つが、ＮＭＲ血
管造影図の情報゛を更に増やすことが依然として非常に
望ましい。例えば、何れも直交する流れの成分に敏感な
複数個の血管造影図を組合せることができれば、流れ全
体の血管造影図を作ることができるので、多数の投影軸
線に沿った投影像が得られることが望ましい。更に、゛
（１つの投影軸線に沿ってでも）血管造影図の信号対雑
音比を改善して、動きの人為効果の抑圧を良くすると共
に、異なる範囲の流速に何れも敏感な一連の血管造影図
を求めることが望ましい。しかし、心臓サイクル当たり
１つのパルス順序しか使わない心臓ゲート形ＮＭＲ血管
造影図では、１つの流れの方向だけでスピン捩れ形作像
順序に１２８個の位相符号化工程を必要とするが、最低
の作像時間は、心室収縮率に関係するが、現在、約４分
を必要とする。流れの方向が２つの場合、２倍の励振順
序を必要とするが、患者（サンプル）からのデータを収
集するには、約１６分を必要とすることがある。こうい
う期間にわたって患者を動かない状態に保つことは極め
て困難であり、余分の図に対して必要な更に長い期間に
対しては、なおさらである。従って、実質的な余分の収
集時間を必要とせずに、且つサンプルの動きによる整合
外れの影響を受けずに、改善された特徴を持っＮＭＲ血
管造影図を提供する方法が非常に望ましい。

発明の簡単な要約 この発明では、サンプル内の流体の流れに伴う動（スピ
ンだけを実質的に表わす核磁気共鳴血管造影法の像を発
生する方法が、サンプルを主静磁界の中に浸漬し、サン
プルの選ばれた部分の多数（Ｓ個）の領域の各々に対す
る作像順序の逐次的な対の内の第１の順序及びｍ２の順
序の各々の初期部分で、選ばれた種目の全ての原子核の
スピンを常動させ、動く原子核のスピンから得られるＮ
ＭＲ応答エコー信号が、略不動の原子核のスピンから得
られるＮＭＲ応答エコー信号と異なるように選ばれた第
１の方向に、サンプルに印加される第１の磁界勾配中に
極性が交互に変わる一対の流れ符号化信号パルスを印加
し、各対の第１の順序中の各々の流れ符号化パルスは、
各対の第２の、順序中の同じ位置にある流れ符号化パル
スの特性とは反対の極性を持ち、前記第１の方向に対し
て略直交する第２の方向に前記サンプルに印加された読
取磁界勾配に応答して、第１及び第２の順序の各々の複
数個（Ｎ個）の応答データ収集期間の夫々相異なる１つ
の期間中に、サンプルの少なくとも前記部分から誘起さ
れたＮＭＲ応答エコー信号からデータの組を収集し、１
≦ｊ≦Ｎとして、前記第１及び第２の順序の内の選ばれ
た一方で収集されたＮＭＲ応答信号データの組の内の夫
々ｊ番目のデータを、前記第１及び第２の順序の内の他
方の同じ番号（ｊ番目）のデータの組にあるデータから
減算して、それから不動の原子核によって得られる応答
データを実質的に除いた複数個（Ｎ個）の差データの組
の内のｊ番目を発生し、ｊ番目の差データの組の全てに
応答して、何れも前記第１及び第２の方向に対して予め
選ばれた関係を持つ平面内にある少なくとも１つの血管
造影法による投影像の各々を発生する工程を含む。

現在好ましいと考えている実施例の多相エコーＮＭＲ血
管造影法では、流れ符号化工程は、１個のＮＭＲ血管血
管造影像を求めるのに必要なのと略同じ時間内に、共通
の原点に対して何れも異なる角度であって、必要によっ
ては、その組の内の少なくとも１つの像の信号対雑音比
を高めた複数個の像の組、信号対雑音比を高めた１個の
像、流れ全体の血管造影図の像、動きの人為効果を一層
抑圧した少なくとも１つの像、又は何れも流速が異なる
複数個の像がこの順序によって得られるような形で実施
される。

従って、この発明の目的は、生体の解剖学的な部分のよ
うなサンプルの所望の部分を通る血管を流れる動く流体
の多重エコー核磁気共鳴血管造影法による新規な作像方
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
てこの発明の詳細な説明するところから明らかになろう
。

発明の詳細な説明 最明に第１図について説明すると、この発明の方法は、
サンプル、例えば患者が搬送手段１１に載せられて、作
像領域内に運びこまれるような核磁気共鳴（ＮＭＲ）装
置１０で実施される。この領域は、磁石手段（図に示し
てない）の中孔１２の中にあるように示されているが、
この領域では高度に均質で比較的強度の強い静磁界Ｂ。

が発生される。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Ｂ。が選ばれた容積の軸線、例
えばその中心が磁石手段の中孔の中にあるデカルト座標
系のＺ軸に沿っている。主静磁界を形成する手段の中孔
１２に付設された磁界勾配を形成する手段１２ａを使っ
て、静磁界に重畳される１組の略直交する磁界勾配を形
成する。図示のデカルト座標系では、勾配Ｇ　　、Ｇ　
　、Ｇ　　はｘ　　　　　ｙ　　　　ｚ Ｇ　　−ｃｌＢｏ／ａＺ。

ということができる。静磁界Ｂｏ及び勾配コイル手段１
２ａ（典型的には磁石手段の中孔１２の中に配置される
）によって発生される磁界勾配Ｇ　。

Ｇ　及びＧ　の他に、少なくとも１つのコイル手ｙ　　
　　　　ｚ 段１２ｂ（これも典型的には中孔１２の中に配置され、
勾配コイル１２ａよりも中孔の中で更に内側に配置され
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−γＢ。で回転する無
線周波（ＲＦ）磁界Ｂ１を発生する。ここでγは作像し
よう“とする特定の原子核種口に対する磁気回転比であ
る。静磁界Ｂ。、磁界勾配Ｇｘ、Ｇ、、Ｇ２及びＲＦ磁
界Ｂ１は、何れも周知の手段により、周知の方法で作ら
れる。ＮＭＲ作像装置の他の部分（図面に示してない）
の他に、ＮＭＲ作像装置心臓（ＥＫＧ）信号を供給する
モニタ導線手段１４を作像しようとする患者の胸区域に
設けることができる。別の米国特許出願に説明されてい
るように、ＮＭＲ血管造影法の順序の心臓ゲート動作を
使って、周期的な動きによる人為効果、即ち、ブースト
が最終的な像に現われないようにし、並びに／又は心臓
サイクルの内、血管造影図を撮影する関心の持たれる特
定の部分を選択することができる。

第２図について説明すると、前に引用した米国特許出願
に記載されるＮＭＲ血管造影法は、各々の収集期間に１
個の血管造影法の投影を収集することができるようにし
ている。即ち、磁界勾配及びＲＦ磁界パルス信号の逐次
的な各対の印加により、１つの投影軸線Ａ（１つだけ）
に沿って見た、投影平面Ｐに投影される像の多数（Ｓ個
、典型的には１２８又は２５６個）の平行な縞の内の１
つに対し、選ばれた原子核種目のスピンの動きの濃度に
関する情報を持つ相異なる１組の差のＮＭＲ応答信号が
得られる。このため、何れも相異なる投影軸線Ａ。に沿
って、相異なる投影平面Ｐ。に対する複数個（Ｎ個）の
血管造影法の投影には、（ＮＸＳ）個の逐次的な対のパ
ルス順序を印加することが必要であり、その各々が相異
なる逐次的な、重ならない収集期間にある。例えば、夫
々の軸線ＡＩ　＋　Ａ？　＋　Ａ３及びＡ４に沿って、
（＋Ｙ軸に対して）θ＋　−０’　＋　　θ２　””　
３０　”　ｒ　　θ３−６０°及びθ４−９０’の夫々
の角度θで、Ｎ−４の血管造影法の投影の情報を収集す
るためには、相次ぐ４回の収集期間が必要である。典型
的には各々の期間が２乃至２０分の範囲であるから、こ
の手順は８乃至８０分を必要とし、動きによる人為効果
を少なくするためには、患者を１つの姿勢に比較的拘束
しなければならなくなる。

この発明の一面では、各々の励振順序に対する複数個の
、情報を持つエコ一応答を収集する。ＲＦπ（１８０”
　）再集束パルス又は勾配磁界再集束パルスの何れかを
使って、追加のエコーを発生して検出する。追加の各々
のエコーは、各々の順序で最初のエコ一応答で得られた
情報を補う余分の情報を提供するために利用される。偶
数個の順序（これは順序の対で極性が交互に変わる流れ
符号化勾配パルスを使うために必要である）の各々が、
心臓サイクル中の同じ点で開始されれば、順序の合計の
持続時間が、それ自体は患者の心臓サイクルによって設
定される、即ち、患者の脈率の逆数に設定される順序の
繰返し期間ＴＲ未満である限り、任意の数（Ｎ個）の多
重エコ一応答信号を形成して収集することができる。

この発明の多重エコーＮＭＲ血管造影法の種々の好まし
い実施例を説明する前に、スピン磁化の位相を監視する
ことにより、巨視的なスピンの運動を作像するために用
いられる理論を簡単に説明する。横方向のスピン磁化の
位相変化に関する必要な情報は、２モードの流れ符号化
勾配パルスの組、即ち、各々の励振順序で反対の極性を
持つ一対のパルスから容易に得られる。交互の順序では
極性が交互に変わる。磁界勾配が存在する時のう゛−モ
ア周波数ωは、応答信号を発生したスピンの位置に関係
する。即ち、ω（ｚ）−γ（Ｂ　ｏ’　＋　ｚ・Ｇ　）
である。ここでＧ　は所望の方向、例えｚ　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　ｚば２方向の磁界勾配の強
さである。時刻１−０に開始して、別の時刻ｔ−Ｔ　　
に終る印加された勾配パルスに応答して、横方向のスピ
ン磁化の位相変化φは次の式のようになる。

ここでｚ　（ｔ）及びＧ　　（ｔ）は夫々時間の関数と
してのスピンの位置及び勾配磁界の強さである。

動く及び動かない両方の励振されたスピンが勾配磁界の
作用を受ける。動く励振されたスピンだけが一定でない
スピン位置時間関数ｚ　（ｔ）を持つ。

励振されたスピンが、印加された磁界勾配の方向に絶え
ず動く場合、このスピン位置時間関数は２（ｔ）−Ｚｏ
−Ｖｔである。ここでＺｏは時刻ｔ−０に於けるスピン
位置であり、■はスピンの速度である。このスピン位置
時間関数を式（１）に代入すると、動くスピンの位相変
化は次のようになることが分かる。

φ−γ−Ｊ’　ｏｇＺｏＧ２＜　ｔ　＞　ｄｔｇ −γＪ′ｏ　ＶｔＧ２　（ｔ）ｄｔ　　　・　Ｃ２）最
初の勾配パルスの始めから時間Ｔ後に２番目の勾配パル
スＧ’　　　（ｔ）をサンプルに印加すると、この一対
の勾配磁界パルスによって導入された移相φ全体は次の
式で表わされる。

φ−７ｊＯｇＺ　ｏ　Ｇ　２（ｔ　）　ｄ　ｔ一γＪ’
ｏｇ　ＶｔＧ２（ｔ）　ｄｔ （ＴＮＴ　　） ＋７　Ｊ’　　ｇＺ＋　Ｇ’　　　（ｔ）　ｄｔｚ ここで２１は２番目の勾配ノくルスＧ’ｚ（ｔ）力（開
始する時のスピンの位置である。２番目の勾配パルスの
形及び振幅を１番目の勾配ノクルスの形及び振幅と同一
であるが、反対の極性にすると、即ち、Ｇ’　　　（ｔ
）−−Ｇ　　（ｔ）及びＴ′８−２　　　　　　　　　
　　ｚ Ｔ、　とすると、式（３）は次のようζこなる。

・・・・・・・・・　（４） φ−γＡ　ｇ　　（Ｚ　ｏ　−２１） ここでＡｇは各々の勾配パルスの下にある合計面積であ
る。スピンの速度を一定と仮定した力）ら、Ｚ　　−Ｚ
ｌ　−ＶＴ、従ってφ−７Ａ　　ＶＴである。

これが動くスピン磁化を選択的Ｇこ検出するための根拠
になる。２モードの一対の勾配＜Ｊレスζこより、速度
■−〇を持つ（定義により）不動のスピンのスピン磁化
に誘起される移相は、それ自身がＯであることが分かる
。逆に、動くスピン磁化によりて誘起される移相は、ス
ピン速度ｖ１パルス間の遅延期間Ｔ及び勾配パルスの面
積（Ａ　　）に直線的な関係を持つことが分かる。従っ
て、これらの３つの変数（Ｖ、Ｔ又はＡ　）の内のどれ
かの２つの異なる状態に対して収集されたデータを互い
に減算すれば、その結果は、動くスピンに対するスピン
密度情報だけを持つ。前に引用した出願に記載されるよ
うに、ＮＭＲ血管造影法は、一対の内の一方の順序に２
モードの勾配パルスが無い場合でも作用するが、交互の
励振で流れ符号化勾配パルスのの極性を反転すれば、更
に良い結果が得られる。これから説明する例のパルス順
序ではこの形を使う。

以上の簡単な理論的な説明から、（上に述べたような）
２つのエコーの相異なる１つから夫々収集された２組の
データの複素数の差は、スピン速度の正弦関数である係
数を持つことが分かる。これは、あるスピン速度では観
測される信号が得られず、或いはそれより遅いスピン速
度と識別することができないというようなエイリアシン
グ状態の可能性が生ずる。エイリアシングの問題は、誘
起される移相をπラジアン未満に制限すれば、避けるこ
とができる。実際、誘起された移相φが１ラジアン未満
に制限されれば、像の強度はスピン速度に対してだいた
い直線的である。測定される信号の強度も、スピンの数
の直線的な関数であるから、像の画素の強度は容積（従
って、質量）流量に比例し、このため、血管にわたって
信号の強度を積分することにより、血管内の血液の合計
流量を測定することができる。このパルス順序によって
、流れ符号化勾配を印加した方向に於ける流れの成分だ
けが作像されるが、何れも互いに直交すると共に投影軸
線に対しても直交する流れの方向を感知するような２つ
の別々の血管造影図を収集し、式１ｔ−（ＩＡ　＋ＩＢ
　　）　　　　（ここで■、は合計の強度、ＩＡ及び１
Ｂは直交する２つの血管造影図に於ける対応する画像の
強度である）を使って、２つの個別の血管造影図を組合
せることにより、全体的な流れの血管造影図を求めるこ
とができる。最後に、任意の標準的な作像手順に流れ符
号化勾配パルスを用いることにより、血管造影図を発生
することができることを承知されたい。ここで利用する
作像手順は勾配再集束形スピン捩れ形順序であるが、ス
ピンエコー再集束形スピン捩れ形等の手順も用いること
ができる。

多数の視角 投影血管造影図の投影軸線Ａは、作像装置の座標系の主
軸の内の選ばれた第１の輔（例えば、＋Ｙ）と軸線Ａの
間に形成される角度θと、この第１の軸線に対して直交
する座標系の別の軸（例えば＋Ｘ）と軸線Ａの間に形成
される角度ψとによって限定される。角度θ及びψは、
読取勾配磁界及び位相符号化勾配磁界の向きによって決
定される。読取用及び位相符号化用勾配磁界は直交して
いる。作像の多くの用途では、直交する読取用及び位相
符号化用の勾配は、（１）パルス状であり、（２）デカ
ルト座標軸の相異なる軸に沿って印加される。座標系の
軸に対して斜めの図は、何れも座標系の２つ又は３つの
軸に沿った成分を持つと共に、三角関数から容易に導か
れる振幅を持つ読取用勾配パルス及び／又は位相符号化
用勾配パルスを印加することによって求めることができ
る。

例えば、＋Ｙ軸に対して角度θｋ　（並びに２軸に対し
てψに一９０°）に設定された投影軸線Ａ。

に対して直交するある平面Ｐ、に投影された血管造影図
では、Ｘ軸読取用勾配成分はＧ−ＣＯＳ　（θ　）Ｇ　
　　であり、Ｙ軸の読取成分はｋ　　　ｘ、ｍａｘ Ｇ　　−５ｉｎ（θ　）Ｇ　　　である。これによって
、ｘ　　　　　ｋ　　　ｙ、＋ｎａｘ 作像する被検体を動かすことを必要としないで、投影角
度θを変える時、一定の分解能で血管造影法による像を
求めることができる。

この発明の一面では、血管造影法の各々の順序の対の夫
々の作像順序の間、同じ複数個（Ｎ個）の読取期間Ｔ、
の関連した、何れも異なる視角θ、（１≦に≦Ｎ）を持
つ複数個（Ｎ個）の血管造影図の各々に対するデータを
インターリーブした形で受取る。多数の図の多数の読取
データの組を求めるための一般的な形のＲＦ／勾配パル
ス順序が第２ａ図に示されている。この一般的な順序は
、その順序の１個のＲＦパルスの直後に一対の流れ符号
化勾配パルスを印加することを必要とし、この後の複数
個の多重エコーの各々は、読取勾配の異なる向きを用い
て得られる。具体的に云うと、多重視角を求める方法は
、対の励振応答順序を使い、第２ａ図の順序を使い、そ
の後は、１番目の順序の破線部分に示すように、２番目
の順序で流れ符号化勾配の極性を交互に変えるが、これ
を後で説明する。必要な場合、各々の読取勾配磁界パル
スの前に位相外しパルス部分がくるようにして、関連す
るエコーが関連する読取パルスの中央で発生するように
することができる。その後、各々の読取勾配磁界パルス
の後に位相戻しパルス部分を印加して、関連するエコー
の発生中に累積した移相を除くことができる。このため
、最初にサンプルに対し位相不変のＲＦ信号パルス２０
を印加して、スピンを９０°にわたって常動させる。一
般的にπ／２ＲＦパルス２０は容積選択性にはしない。

しかし、少なくともパルス２０と同じ期間（時刻ｔｏか
ら時刻ｔ１まで）にわたってスライス選択性勾配Ｇ＜ｘ
うイユ）部分２１を用いることによって、パルス２０を
スライス選択性にし、サンプルの励振される容積を制限
することができる。周知のように、スライス選択パルス
を使う場合、ＲＦパルス２０は、例えば５１ｎ（ｘ）／
ｘの形にし、励振される容積の限界を実質的に鋭くする
ために、特定の奇数個（例えば５個）のローブを持つよ
うに切取ることができる。やはり良く知られているよう
に、スライス選択性勾配部分２１を使う場合、時刻１．
から時刻ｔ２までの期間内の関連する位相戻し部分２２
を使うのが有利である。その後、時刻ｔ３から開始して
、流れ符号化勾配Ｇ（流れ）には、持続時間Ｔ、（時刻
ｔ３時刻ｔ４まで）、第１の極性及び第１の振幅Ａを持
つ第１のパルス２４と、第２の持続時間Ｔ′９（時刻ｔ
５から時刻ｔ６まで）、第２の極性（第１の極性に対し
て反対）及び第２の振幅Ａ′を持つ第２のパルス２５を
用いる。パルス２４及び２５の中点はパルス間間隔Ｔだ
け離れている。具体的に云うと、選ばれた順序の対は、
第１の順序に、正の極性の第１のパルス２４及び負の極
性の第２のパルス２５を用いる。（この順序の対の内、
第２の順序の破線で示したパルスは、負の極性の第１の
パルス２４′及び正の極性の第２のパルス２５′を持ち
、第２の順序のパルスが第１の順序のパルスに対して極
性が反転するようにする。）両方のパルス２４及び２５
（並びにパルス２４′及び２５′）が同じ振幅ＩＡＩ及
び同じ持続時間Ｔ９”Ｔ’　９を持つのが有利である。

時刻ｔ６の後、何れも相異なる投影軸線の１組のデータ
を供給する多重エコーの読取りを行なう。１つの投影角
度θｋ並びにそれに関連する投影補角φ、（ここで（θ
に一φｂ）＝９０＠）を持つ各々の読取りの図に対し、
位相外し読取勾配Ｇ　　　　部分（読取） ３１と略同時に、位相符号化勾配Ｇ（位Ｉ。符号イヒ）
パルス３０を印加する。スピンの位相に対する各々のパ
ルス３１の影響は、関連する、極性を反転した位相戻し
読取勾配部分３５の影響により、この後で実質的に相殺
される。投影位相外し勾配パルス３２を利用して、検出
された信号のダイナミック番レンジを制限する。スピン
の位相に対する各々パルス３２の影響は、この後、極性
を反転した関連する位相戻し投影勾配パルス３６の影響
によって、実質的に相殺される。更に、偶数番号のエコ
ーの各々の位相符号化勾配パルス３０ｂ、３０ｄ・・・
は、奇数番号のエコーの位相符号化勾配パルス３　Ｑ　
ａ、　　３０　ｃ・・・の極性に対して反転して、一対
の位相符号化勾配によりて起こる、速度によって誘起さ
れる移相を相殺する。このため、（ｆＪｌの角度θ１で
第１の軸線Ａ１に沿った１番目の投影に対する情報を持
つ）第１のエコーに対し、（周知のように、複数個の位
相符号化の値の内の１つの値を持つ）位相符号化勾配部
分３０ａを、（角度θ１の方向の）第１の読取勾配部分
の位相外し部分３１ａ及び（角度θ１に直交する補角φ
１の方向の）第１の投影位相外し勾配パルス３２ａと略
同時に用いる。勾配部分３０　ａ　＊　　３１　＠及び
３２ａが落若くのを待つための短い期間の後、第１の読
取期間のＮＭＲ応答データを収集するため、第１の読取
符号化勾配部分３４ａの存在のもとにデータ・ゲートを
開く（部分３３ａにある）。

その後、データ・ゲートを閉じる。読取勾配３４ａが落
着かせるための別の短い期間の後、第１の読取勾配位相
戻しパルス部分３５ａが発生して、スピン磁化の位相戻
しをする。位相戻し読取パルス部分３５ａは、最初の投
影位相外しパルス３２ａによって起こるスピンの位相外
し効果を相殺するために、第１の補角の軸線φ１に沿っ
て印加される、極性を反転した第１の投影位相外しパル
ス部分３６ａと略同時に発生する。パルス３５ａ及び３
６ａと同時に要求される、反転した位相符号化勾配部分
はこの図に示していないが、これは、この時負の極性を
持つこのパルスが、偶数番号の第２の読取期間の始めに
ある反転した極性（例えば、この時負の極性）の位相符
号化勾配部分に相加って、２倍振幅の位相符号化パルス
３０ｂを形成するからである。即ち、１つの読取期間の
終りにある反転した位相符号化パルス部分は次の読取期
間の始めにある最初のパルス部分と同じ極性であり（こ
れは交互のエコーに対し、位相符号化勾配の極性を交互
に変えるから）、このため、位相符号化パルス３０ｂは
２倍の負の振幅である。同時に、第２の投影角θ２の勾
配読取位相外しパルス部分３１ｂが第２の投影位相外し
パルス部分３２ｂと共に発生する。従って、１回の読取
りの終りにある最終パルス部分を、次のエコーの読取り
の開始時にある準備パルス部分と重なるようにする。こ
の時間的な重なりが、次の心臓サイクルが次の順序をト
リガする前に残っている時間内に、各々の順序の終りに
更に多くの数の異なる図の読出しを逐次的に行なうこと
ができるようにする。

第２のＮＭＲエコー信号のデータは、（１）読取勾配部
分３４ｂによって符号化され、（２）パルス部分３０ｂ
、３１ｂ及び３２ｂが終了してから短い時間後に受信さ
れ、（３）その後、データ・ゲートによって付能された
部分３３ｂの間に収集される。その後、第２の図の読取
りは、略同時の位相戻し勾配パルス部分３５ｂ及び３６
ｂと、今度は正の極性の位相符号化勾配部分３Ｑｃで終
了する。同時に、第３の多重視角エコー読取部分が、位
相符号化パルス部分３０ｃの正の極性を持つ半分、読取
勾配位相外し部分３１ｃ及び投影位相外しパルス３２ｃ
と共に開始する。読取後勾配部分３４ｃによって角度θ
３に符号化された第３の図の読取りは、ゲート部分３３
ｃの間に収集され、その後位相戻しパルス部分３５ｃ及
び３［）Ｃ及び位相符号化パルス３０ｄの半分を用いて
終了する。

この手順が、何れも関連した異なる図のデータを得るた
めに、必要なだけ多くの追加のエコーに対して続けられ
る。従って、（図面の示すように）４つの図しか必要と
しない場合、４番目の、即ち最後の図のエコーの読取り
は、位相符号化パルス部分３０ｄ、読取位相外しパルス
部分３１ｄ及び投影位相外しパルス部分３０ｄの関連し
た半分によって準備される。第４の図のデータは、デー
タ・ゲートの０能部分３３ｄの間、第４の（θ４）読取
勾配部分３４ｄが存在する間に収集される。

最後のエコーの読取勾配部分３４ｄに応答して、最後の
データ・ゲートの０能部分３３ｄの間に最後のエコー・
データを収集した後、この順序が終了する。追加の図か
らのデータを求めないから、余分の読取位相戻しパルス
部分３５又は極性を反転した投影位相外しパルス部分３
６を必要としない。同様に、最後のエコーに対する最初
のパルス符号化勾配部分３０ｄの影響は問題ではないか
ら、最後のエコーの読取りが終了する時、位相符号化勾
配の極性を反転した部分は必要ではない。一対の内の２
番目の順序も略同様であるが、流れ符号化パルス２４′
及び２５′の反転だけが１番目の順序の特性とは異なる
。

読取勾配の向きの角度θ基、投影位相外し勾配の向きφ
曇及び位相符号化方向は全て互いに直交している。従っ
て、原則として、各々のエコーに対する位相符号化勾配
の向きは、そのエコーに対する読取勾配の向きと同じよ
うに変えることができる。位相符号化勾配パルスを主座
標系の１つの軸、例えばデカルト座標系のＺ軸に沿って
印加する場合、各々のエコーに対する位相外しローブは
読取（Ｒ）位相外し部分及び投影（Ｐ）位相外し部分を
含む。投影角度θ。を用いて収集されるＮ番目のエコー
では、Ｘ軸勾配コイル及びＹ軸勾配コイルに同時に夫々
印加されるパルスの振幅工、及びＩ　は次の通りである
。

１　　＝Ｉ　　５ｉｎ（θＮ＞　＋　ＩＰｃｏｓ（θＮ
）Ｒ ＋Ｉ　　５ｌｎ（θ　　）−１Ｐｃｏｓ（θＮ−１）Ｒ
Ｎ−１ ・・・・・・（５ａ） １　−１　　ｃｏｓ（θＮ＞　−ＩＰｓｌｎ（θＮ）Ｒ ＋Ｉ　　ｃｏｓ（θ　　）＋ｌ５ｌｎ（θＮ−１）ＲＮ
−Ｉ　　　　Ｐ ・・・・・・（５ｂ） 第２ａ図の種々の勾配が、デカルト座標系の主軸に沿っ
た勾配に対して正しく割当てられた時、第２ｂ図に示す
ような１組の波形が得られる。

第２図に示す例の場合、θ−Ｑ　１１．θ２が大体３０
０、θ３が約６０″及びθ４を９０″にして、４つの投
影血管造影図を求める。順序の対の内の各々の順序は、
スライス選択性部分Ｇ　（第２ａ図に示したＧ（Ｓつイ
ア）部分に対応する。）で始まり、これは（ａ）時刻ｔ
ｏから時刻ｔ１までの、９０’ＲＦパルス２０′及びそ
のスライス選択性Ｚ軸勾配Ｇ　部分２１′及び（ｂ）時
刻ｔＩから時刻ｔ２までの期間内のスライス選択性位相
戻し勾配部分２２′で構成される。その後、第２ａ図の
Ｇ（流ｔＬ）部分に対応する流れ符号化部分Ｇｒが２軸
勾配Ｇ２中に発生し、これは振幅十Ａ並びに持続時間Ｔ
　（時刻ｔ３と時刻ｔ４の間）を持つ第１の正の極性を
持つパルス２４ａと、振幅−Ａを持ち時刻ｔ５からｔ６
までの期間Ｔ　内に発生する負の極性のパルス２５ａと
を用いる。

パルス２４ａ及び２５ａの時間的な中点はパルス間期間
Ｔだけ離れている。その後、４つの多重の図の多重エコ
ー受信期間Ｔ１乃至Ｔ４が発生する。

その各々は、開始時刻ｔａｌ〜ｔａ４に開始し、終了時
刻ｔ　（第２の期間の開始時刻ｔａ２ζ同一）乃ｌ 至ｔ８４（この後の続くエコーの応答データを必要とす
る場合の５番目のエコーの開始時刻ｔａ、と同一になる
）で終る。ある一対の順序に対して利用される、複数個
の値の内の１つの値で、各々のエコー収集期間Ｔ１乃至
Ｔ４に位相符号化勾配パルス３７ａ乃至３７ｄの内の１
つを利用する。関連する応答期間が開始してから短い時
間後に、時刻ｔｂｌから時刻ｔ。ｌまでの期間内に、夫
々Ｇｙ及びＧ　勾配中に読取位相外しパルス部分３８ａ
及び３９ａ（後者は今の場合は振幅ゼロである）が発生
する。各々のローブ３８ｎ及び４０ｎは振幅Ｃ餌Ｇ　　
　　（ｓｉｎθｎ）を持ち、各々のローブｙ　　　　　
ｙ、ｗａｘ ３９ｎ及び４１ｎは振幅Ｇ　　−Ｇ　　　　（ｃｏｓθ
。）！　　　　　　Ｘ、ｌ１ｌａＸ を持つ。その後、時刻ｔｄＬから時刻ｔ。【まで、Ｙ軸
及びＸ軸読取勾配部分４０ａ及び４１ａ（後者は今の場
合振幅ゼロである）が発生して、第１の順序の第１の投
影読取データを符号化する。この期間の間、データ・ゲ
ートの０能信号４２ｇが存在し、第１の投影のＮＭＲ応
答エコー信号４３ａを収集して処理する。次の（第２の
）図の読取期間Ｔ２が開始されてから間もなく、時刻ｔ
ｂ２から時刻ｔｃ２までの期間内に、（振幅が２倍で極
性を反転した）次の位相符号化パルス３７ｂと共に、読
取位相外しパルス部分３８ｂより３９ｂが夫々Ｇ　及び
Ｇ　勾配中に発生する。その後、時刻Ｘ ｔ　から時刻ｔ。２まで、Ｙ軸及びＸ軸読取勾配部分４
０ａ及び４１ａが発生して、第１の順序の第２の投影の
読取データを符号化する。この期間の間、データ・ゲー
ト０能信号４２ｂが存在し、第２の投影のＮＭＲ応答エ
コー信号４３ｂを収集して処理する。次の（第３の）図
の読取期間Ｔ３が開始されてからまもなく、時刻ｔｂ３
から時刻ｔｃ３までの期間内に、位相符号化パルス３７
Ｃ及び読取位相外しパルス部分３８ｃ及び３９ｃが夫々
Ｇ　及びＧ　勾配中に発生する。時刻ｔｄ３から時Ｘ 刻ｔ。３まで、Ｙ軸及びＸ軸読取勾配部分４０ｃ及び４
１ｃが発生して、第１の順序−の第３の投影の読取デー
タを符号化する。この期間の間、データ・ゲート０能信
号４２Ｃが存在し、第３の投影のＮＭＲ応答エコー信号
４３ｃを収集して処理する。

最後の（第４の）図の読取期間Ｔ４が開始されてからま
もなく、時刻ｔ　から時刻ｔｃ４までの期間内に、位相
符号化パルス３７ｂ及読取位相外しパルス部分３８ｄ及
び３９ｄ（前者の読取位相外しパルス部分は今の場合振
幅ゼロである）が夫々Ｇ　及びＧ８勾配中に発生する。

その後、時刻ｔｄ４からｔｅ４まで、Ｙ軸及びＸ軸読取
勾配部分４０ｄ及び４１ｄ（前者は今の場合振幅ゼロで
ある）が発生して、第１の順序の第４の投影の読取デー
タを符号化する。この期間の間、データ・ゲート０能信
号４２ｄが存在し、第４の投影のＮＭＲ応答エコー信号
４３ｄを収集して処理する。第１の順序の開始時刻ｔ。

から繰返し期間ＴＲが経過した時刻ｔ’ｏｌ、、、第２
の順序が開始される。

第２の順序のＧず部分だけが第１の順序の同様な部分と
は異なる。流れ符号化パルス２４’ａ（負の極性、振幅
Ａ）は、正の極性の振幅Ａのパルス２５′　ａより前に
発生する。ローブ３７の同じ「縞形」の符号化の値が存
在し、勾配Ｇ　中の同じ、ローブ３８及び４０と勾配Ｇ
　中のローブ３９及び４１の全てが発生する。典型的な
血管造影法の検査では、患者の脈搏数が毎分６０乃至１
２０であると、繰返期間ＴＲは約０．５秒乃至約１．０
秒になる。各々の測定の間の一貫した速度を保証する為
に心臓との同期を用いた場合でも、その期間全体に亘る
、流れる血液のＴＸ２によって、後の方の図の品質が幾
分低下するけれども、５關秒程度の図の標本化期間Ｔ。

により、典型的には１０個までの相異なる図に対するデ
ータを求めることができる。

このモードの変形では、各々に対する視角θ。

を変更せず、読取位相外し部分４６ａ乃至４６ｄ（Ｇ　
に対する）は何れも同じ振幅であり、部分４７ａ乃至４
７ｄ（Ｇ　　に対する）も同様である。

各組の読取勾配４８ａ乃至４８ｄ及び４９ａ乃至４９ｄ
は一つの振幅で同じ極性である。ｊ番目のエコーに対す
る投影位相外しローブは、（ｊ−１）番目のエコーに対
する投影位相戻しローブによって実質的に相殺すること
ができる。しかし、式（５）に従って、ｊ番目のエコー
の読取位相外しローブと（ｊ−１）番目のエコーに対す
る読取位相戻しローブは相加わる。第２Ｃ図に示すよう
に、交互の読取勾配を否定にすれば、こう云う読取位相
ｕＬ／位相外しローブを全く省略することができる。即
ち、ＲＦパルス２０（並びに使う場合にはスライス選択
性勾配パルス２１及び２２）とその対の流れ符号パルス
２４ａ／２５ａ（Ｓ対の第１の順序に対する）又は２４
’　ａ／２５’　　ａ　（Ｓ対の第２の順序に対する）
の後、読取部分が、何れも第１の位相符号化ローブ３７
ａと略同時の１個のＧ（読取）位相外しパルス・ローブ
５ｏ及び１個のＧ（投影−位）口外し）パルス−ローブ
５１と共に開始される。読取勾配にも投影勾配にも、こ
の他の位相外し又は位相戻しローブは現われない。夫々
データ・ゲートによって０能された期間４２　ａ、　　
４２　ｂ、　　４２　ｃ及び４２ｄと一致する極性が交
互に変わる読取勾配パルス部分５２．ａ、５２ｂ、５２
（及び５２ｄで十分である。この様な一般的なパルス順
序を使って、一連のＭ個の同一の血管造影図を収集し、
それを加算して信号対雑音比を高めることができる。第
２ｃ図では、Ｍ−４のデータ収集の全部が同じ投影角度
であるが、一つの角度θ１で第１の数Ｍ１個の読取を行
ない、別の角度θ２で別の数Ｍ２個（これはＭｌと同じ
である必要はない）を行なうということも可能である。

これらの方式を混合せることにより、各々の順序の対に
ある各々の順序で、インターリーブ形のＭ１個の逐次形
及び非逐次形の読取を投影角度θ１で収集し、Ｍｌ個の
逐次的及び非逐次的な読取りを角度θＪで行ない、Ｍ３
個の逐次又は非逐次形読取りを角度θに等へ行なうこと
ができる。

従って、Ｍが１より大きければ、多重角度の１組の投影
でも、成る投影角度に対して、改善された信号雑音比を
利用することができる。

直交する流れ方向の像の同時の収集 前に述べた様に、個別の各々の血管造影図に対する復元
された組のデータは、一方向だけの１組の流れ成分を持
っている。従って、互いに直交する方向Ａ及びＢで撮影
した一対の血管造影図を組合せて、各々の画素が次の式
で表わされる、合計強度Ｉｔを持つ様な全体的な流れの
血管造影図を作らなければならない。

■ｖ　−（ＩＡ　　＋　ＩＳ　”　）　ｌ／２　　　・
・・（６）ここでＩＡ及び１Ｂは夫々の方向Ａ及びＢに
おける流れの強度である。一対の血管造影図の夫々に対
し、何れも多数（１２８個又は２５６個）の順序の対で
構成された従来の単一エコー形の血管造影法のパルス順
序は、逐次形に収集しても良いしく方向Ａの血管造影図
に対する１２８個又は２５６個の必要な順序の対全部を
収集し、その後方向Ｂの血管造影図に対する必要な、例
えば１２８個又は２５６個の順序の対の全部を収集する
）又はインターリーブ形で同時に収集しても良い（１番
目の順序の対では、第１のＡの方向で収集し、その後１
番目の順序の対でＢの方向の収集をし、その後必要な数
、例えば１２８個又は２５６個の順序の対の内の２番目
、３番目・・・等の順序の対に対し、逐次的に方向Ａ及
びＢで順序の対の収集をする）。例えば１番目の像は、
読取方向（例えばＸ軸）に沿って、流れの感度を持つ様
に収集し、２番［１の像はパルス符号化方向に（Ｚ軸に
沿って）流れの感度を持つ様に収集することができる。

どの対の軸を選んでも、逐次的な２つの単一方向の流れ
の血管造影図で構成しても、或いはインターリーブ形の
同時の２つの単一方向の流れの血管造影図で構成しても
、全体的な流れの血管造影図は、単一の流れの血管造影
図の２倍の収集時間を必要とする。この欠点を解決する
為、第３ａ図に示す一般的なインターリーブ形多重エコ
一方式を利用することにより、２つの流れの成分を略同
時に収集することにより、２つの流れ成分を持つ全体的
な血管造影図を作ることができる。この順序は、各々の
縞に対し、２対の順序を必要とする代りに、全体的な像
に対して必要な（例えば１２８又は２５６個の）全部の
「縞」の夫々１つに対する一対の順序で、方向Ａ及びＢ
の両方の流れを感知するエコーを収集する。

この発明の別の一面として、全体的な流れの血管造影図
を表示するのに必要な、互いに直交する一対の血管造影
図の各々に対するデータは、各々の血管造影法の順序の
対の内の各々の作像順序の間、一対の読取期間の夫々１
つでインターリーブ形で収集する。第１のエコーに対し
て印加される流れ符号化勾配の後、第１のエコ一応答デ
ータの読取りの後に、第１の流れ符号化勾配に対して極
性を反転した一対の流れ符号化勾配が続く。一対の第２
の勾配の内の一方は、第１の流れ符号化勾配パルスの対
によって生じた速度によって誘起される移相を除くため
に、第１の勾配方向に、極性を反転した第２の流れ符号
化勾配パルスの対を持っている。他方の対の流れ符号化
勾配パルスは、第１の対の方向に対して略直交する第２
の流れ符号化方向に印加する。この後に第２のエコ一応
答データを、第１のエコ一応答データの流れ感知方向に
対して直交する流れ感知方向から受信する。

直交する流れ感知方向を、夫々読取及び位相符号化勾配
の方向と一致する様に割当てて、Ｉ八−Ｉθ及びＩＢ−
Ｉφとなる様にすることが、必要ではないが便利である
ことが理解されよう。即ち、読取勾配をデカルト座標系
のＸ軸に印加し、位相符号化勾配をそのＺ軸に印加した
場合、第１の流れ勾配はＺ軸方向に印加することができ
、第２の流れ勾配はＸ軸方向に印加することができる。

インターリーブ形で収集された２つのエコーを独立に処
理して、流れの成分に対する血管造影図の強度の組を求
め、それらをこの後式（６）を用いて組合せる。共鳴の
オフセット等による第１及び第２のエコーの血管造影図
の間の移相は、加算されるのが各々の血管造影図の大き
さであるから、重要ではないことが理解されよう。更に
、エコーが時１８１的に比較的接近して（典型的には各
々の順序のデータに対して、互いに１０ｍｍ秒程度）収
集されるから、エコーの対のＴ２に信号の強度の差は比
較的小さいことが理解されよう。更に、この順序は第３
のエコー又は場合によっては第４のエコーも含む様に拡
張することもでき、これらのエコーを処理し、第１及び
／又は第２のエコーの処理済みエコーと比較して、１２
８強度の減衰を補正するのに役立つ係数を導き出すこと
ができることも理解されよう。

直交する流れ方向の像を同時に収集する為の一般的な形
のＲＦ／勾配パルスの順序が第３ａ図に示されている。

スライス選択性勾配ローブ２１及びｆη相戻しローブ２
２を伴なう、又はスライス選択性勾配を（希望に応じて
）伴なわない常動用の９０＠ＲＦ信号パルス２０が、時
刻ｔｏ及びｔ２の間の予想期間内に発生する。第１の対
の流れ符号化勾配パルス２４ａ及び２５ａ（これは勾配
Ｇ（ｉれ１）にある。）が時刻ｔ３及び時刻ｔ６の間に
発生する。その後、第１の読取期間が、投影位Ｈ１戻し
勾配パルス・ローブ５６及び第１の位相符号化勾配パル
ス・ローブ３７′ａと略同時に、前の位相戻しパルス部
分５５ａから始まる。関連する読取用勾配パルス部分５
７ａが存在する第１の読取期間の中央で発生する様にし
た関連するエコーを、データ・ゲートの０能部分５９ａ
の間に受信する。その後、読取勾配に位相戻しパルス６
０を用いて、第１のエコーを発生する間に累積した移相
を取除く。読取期間はパルス６ｏが終了した時に終る。

極性を反転した位相符号化勾配ローブ３７′ｂが位相戻
しローブ６ｏと略同時に現われて、パルス３７′　ａの
為に位相符号化方向に生じた移相を補正する。パルス・
ローブ６ｏ及び３７’　ｂが終ってから短い時間の後、
パルス２４ａ。

２５ａの第１の流れ符号化勾配の対（又は一対の内の第
２の順序に於ける極性を反転したパルス２４’　ａ／２
５’　ａ）の効果は、第１の流れ勾配の極性を反転した
第２の流れ符号パルスの対によって位相が補償される。

この対のパルス２４ｂ、２５ｂ（又は一対の内の第２の
順序に於ける極性を反転したパルス２４’　　ｂ、２５
’　　ｂ）は、夫々同じ期間ＴＯ（夫々時間１／　３と
ｔ′４の間又は時刻ｔ７５とｔＬ６の間）に、第１のパ
ルス対の期間Ｔと略等しいパルス間期間Ｔ′で発生する
。略同時に、第２の直交する勾配Ｇ（流れ。）に一対の
流れ符号化パルスを用いる。この対のパルスの極性は、
第１の流れ符号化勾配方向に於ける第１の流れ符号化パ
ルス２４ａ及び２５ａ（又は２４′　ａ及び２５’ａ）
の極性と同じ−である。即ち、第１の順序で第１の正の
極性のパルス６２の後に負の極性のパルス６４が続く　
（又は一対の第２の順序では負の極性のパルス６２′の
後に正の極性のパルス６４′が続く）。パルス６２及び
６４によって第２の流れ方向を符号化した後、先行する
位相外しパルス・ローブ５５ｂの発生により、第２のエ
コーの読取が阜備される。読取勾配部分５８ｂによって
読屑方向に符号化された直交する流れ方向のデータが、
データ・ゲートの０能部分５９ｂの間に収集される。流
れ符号化パルス（例えば、パルス２４’　ａ／２５’　
ａ、２４’　ｂ／２５′　ｂ及び６２’／６４’）を反
転してこのｌ１ｌｉ序全体を繰返した後、第１の順序の
第１のエコーからのデータを、第２の順序の第１のエコ
ーがらのデータから減算して、第１の方向の像データを
取出す。第１の順序の第２のエコーからのデータを第２
の順序の第２のエコーからのデータから減算して、直交
する方向の像に対する１組のデータを発生する。その後
、２組のデータを式％式％） を用いて、２次元フーリエ変換して加算する。この式で
ＣＩｊは２次元像マトリクス内の点ｉ、ｊの最終データ
であり、Ａｌｊは各々の順序の第１のエコ一応答に応答
して発生された機内の同じ点ｉ。

ｊに対して得られた１組のデータであり、ＢＩｊは、各
々の順序の第２のエコ一応答から発生された機内の同じ
点ｉ、−ｊに対する１組のデータである。

デカルト座標系に於ける特定の場合が第３ｂ図に示され
ており、この図は、流れ符号化パルスの対は、一対の内
の両方の順序で反転しても正しく動作すること、並びに
「正常」な順序の対（即ち、第１の順序の対が第１の正
の極性のパルスを持つ）の第２の順序の流れ符号化パル
スの対をも示している。スライス選択性Ｇ　勾配パルス
２１′並びにそれに関連する位相戻しパルス２２′と共
に又は伴なわずに、ＲＦ信号パルス２０′の後、第１の
方向に対して選択性の（例えばＺ方向の）流れ符号化用
の１組の勾配パルスＧｆｚが、時刻ｔ３及びｔ４の間の
第１の負の極性のパルス６６ａ１及び時刻ｔ５及びｔ６
の間のｍ２の正の極性のパルス６８ａを含む。それより
若干後の時刻ｔ７に、位相符号化勾配Ｇ　部分が順序の
対のデータの組ｅ にある多数の縞の内の１つに対する勾配パルス７０ａの
、多重の値の内の１つの値と共に開始する。

それと同時に、時刻ｔ７及びｔ８の間の期間に、Ｇｘ倍
信号中ダイナミック・レンジを制限する投影位相外しパ
ルス７４と共に、読取位相外しパルス７２ａが発生され
る。位相符号化、投影位相外し及び読取位相外しパルス
の後、Ｙ方向読取勾配部分７６ａが時刻ｔ９からｔ　ま
で存在し、この期間中に、データ・ゲート７８ａを０能
し、受信応答信号８０ａを収集し、ディジタル化し、特
定の装置によって要求される通りに処理する。その後、
読取勾配Ｇ　中の位相戻しパルス８２が時刻ｔ、に開始
し、時刻ｔ０に終るが、極性を反転した位相符号化相殺
用パルス７０ｂも同じである。

その少し後、一対の第１の方向（Ｚ方向）の相殺用パル
ス６６ｂ、６８ｂが、時刻ｔｄ及びｔ　ｇの間の期間に
、相殺勾配Ｇ−ｆ’ｚに対して発生し、これと略同時に
（第２の流れ勾配Ｇ２．に対する）第２の方向（Ｙ方向
）の流れ符号化パルス８６及び８８が発生する。２方向
の位相変化がパルス６６ｂ／６８ｂによってｈｌｉ正さ
れ、流れ符号化がＹ方向に０能されているので、時刻ｔ
ｈから時刻ｔ１までの期間に、Ｙ軸の読取予備位相外し
パルス７２ｂと略同時に新しい位相符号化パルス７０ｃ
が発生する。その後、時刻をンから時刻ｔｋまでの期間
に、読取勾配部分７６ｂが存在し、データ・ゲート７８
ｂが開いて、第１の応答信号８０ａのＺ方向に対して直
交する方向の、第２のＹ方向の応答信号８０ｂを受入れ
る。Ｚ及びＹ投影データの組をフーリエ変換し、式（６
）の操作にかけて、必要に応じて表示する為に、全体的
な血管造影図のデータの組として記憶する。

動きによる人為効果の強い抑圧 この発明の別の特徴として、振幅ゼロの部分８４ａ及び
８４ｂで示す様に、第１の一対の流れ符号化パルス６６
ａ／６８ａの振幅をゼロにした場合、第３ｂ図に示す信
号順序が各、々の順序の対の内の第１の順序（前に説明
した様に第２の順序ではなく）であり、この時、動きに
よる人為効果が比較的強く抑圧された、単一の流れ方向
の１つの像が得られる変形になる。即ち、図示の抑圧の
強い順序は、（ａ）６対の第１及び第２の順序の何れに
於いても、第１の読取データ・ゲート７８ａより前に現
われる振幅ゼロの部分８　’　ａ＋　　８４ｂ　％及び
（ｂ）第１の順序の第１及び第２のデータ・ゲートの間
の正の極性の第１のパルス６６ｂ及び負の極性６８ｂ１
又は６対の第２の順序に於ける第１及び第２のデータ・
ゲートの間の負の極性のパルス６６Ｃ（破線）及び正の
極性のパルス６８Ｃ（破線）を持っていて、両方のエコ
ーを同じ視角で求める勾配再集束形スピン捩れ形順序に
なる。

第１のエコ一応答データ信号８０ａは流れによって左右
される位相変調を受けないが、第２のエコー信号８０ｂ
（これは一対の流れ符号化パルス６６ｃ、６８ｃより後
に収集される）は流れに影響されて変調されているから
、第１の順序の第２の応答信号８０ｂのデータの組８１
２を第１の順序の第１の応答信号８０ａのデータ組Ｓｌ
＋から減算す”れば、各々の順序に対する不動のスピン
を相殺したデータの組Ｓ＋　−（Ｓ１１−Ｓ１２）が得
られる。

順序の対の内、第２の順序の第２のデータの組（Ｓ　　
）及び第１のデータの組（Ｓ２、）の差で不動のスピン
が相殺される結果、別のデータの組５２−（Ｓ２、−８
２２）が得られ、これを第１の順序のデータの組Ｓ１か
ら減算して、不動のスピンを更に抑圧した最終的なデー
タの組Ｓ＝Ｓ＋　−Ｓ２が得られる。表示される像は、
収集されたエコーの組の間の差の差を求めることにより
、位置ｉ。

ｊにある画素に対する特定のデータの値が形成される。

即ち、Ｅ　　−（Ａ　　−Ｂ　　、）　−（ｃ１ｊ−１
ｊ　　　　ｌｊ　　　１３ Ｄ　、）である。ここでＥｌｊは２次元データ・マドリ
クスに於ける点ｉ、ｊのデータであり、Ａ、Ｂ。

Ｃ及びＤは、第１の順序の第１のエコー、第１の第２の
エコー、第２の順序の第１のエコー及び第２の順序の第
２のエコーの夫々のデータ点であり、その何れもフーリ
エ変換データ処理が完了した後に求められる。第２及び
第３の位相外し勾配パルス８６．８８は、第２の読取勾
配パルス７６ｂが極性を反転したパルス７６ｃとして使
われれば、省略することができることが理解されよう。

更に、第１の順序が第１の流れ符号化パルス６６ｄ／６
８ｄ及び第２の流れ符号化パルス６６ｃ／６８ｄを持ち
、第２の順序が第１の流れ符号化パルス６８ａ／６８ａ
及び第２の流れ符号化パルス６６ｂ／６６ｂを持つ順序
の対に対しても、同様な効用があることが理解されよう
。

多重速度の像 この発明の更に別の一面として、第３ｂ図のデカルト座
標の順序に示しであるが、別の変形は、流れ及び流れ符
号化勾配パルスによって応答信号中に誘起される位相変
化の相加性を利用して、別々の１組の順序の対で、別々
に各範囲を収集することを必要とせずに、速度の異なる
複数個の範囲の各々に対する１組の像データを発生する
ことができる。一般的に言うと、Ｎ個の範囲の異なるエ
コーの各々より前に、Ｎ個の同一の対の流れ符号化勾配
パルスの内の１つが発生する。全体的な位相変化は相加
的であり、Ｎ番目のパルスの対の後のＮ番目のエコー中
の合計の位相変化は、同じ流速に対する第１のエコーに
於ける位相変化のＮ倍の大きさである。従って、Ｎ番目
のエコーに対しては、検出された速度を係数Ｎで割る。

即ち、第１のエコーに対する合計の移相が、流速ｖ１に
対応してφ１であれば、速度ｖ１に対するＮ番目のエコ
ーの移相φＮはＮ・φ盲であり、基本的な位相量φ１に
対する流速はＶ＋／Ｎである。一対の内の第１の順序の
第１のエコーを収集（時刻ｔ９から時刻ｔ　まで）する
前に、正の極性を持つ第１のパルス６６ｄ（鎖線）、及
び負の極性を持つ第２のパルス６８ｄ（鎖線）が（Ｎ−
１に対して）発生する。その後、これらより後の、最初
は正の極性のパルス６６ｂ及び極性を反転した第２のパ
ルス６８ｂの同じ極性の対に応答して、時刻１ｊから時
刻ｔｋまでの間に、第２のエコー（Ｎ−２）が収集され
る。夫々３番目・・・Ｎ番目の対の最初は正の極性、そ
の後の負の極性のパルスを使って、３番目・・・Ｎ番目
のエコーを収集することができる。

各々の順序の対（６対は異なる値の位相符号化パルス７
０を持っている）の第２の順序では、第１の対のパルス
は負の極性のパルス６６ａ及び正の極性のパルス６８ａ
で構成され、第２の対は負のパルス６６ｃ及び正のパル
ス６８ｃで構成されるという様になる。こうして、Ｎ個
の像を収集し、後の各々の像は異なる一層低い流速を感
知する。

像データの組を「３次元」で（即ち、応答エコー信号の
数Ｎを関数として）フーリエ変換すれば、真の速度選択
性血管造影図が得られる。

この発明を現在好ましいと考えられる幾つかの実施例に
ついて説明したが、当業者には種々の変更が考えられよ
う。例えば、不動のスピンによって発生される信号の大
きな振幅を少なくする為（こうして、最終的な血管造影
図に於ける不動スピンの残留成分を少なくする為）に、
投影方向のスピン磁化を位相外しする為に、勾配信号を
用いているが、関連する血管の物理的な場所の為に、所
望の応答信号の位相相殺が起ると思われる場合、投影位
相外し勾配を省くことができる。この為に起る人為効果
は、認識するのが割合い容易である。

同様に、位相情報を保存する為に、励振パルスより後の
同一の時刻に収集すること、幾何学的な歪みを最少限に
抑える為に、位相符号化パルスと読取勾配の中心の間に
同一の期間を保つこと、速度によって誘起される移相の
累積を少なくする為に、交互のエコーで勾配の極性を反
転すること等を含めて、上で述べた順序を変更すること
が考えられる。従って、この発明は特許請求の範囲にの
みによって限定されるものであって、ここに例として示
した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する為の磁石
の中孔の斜視図で、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決めする様子を示すと共
に、種々の符号の説明にもなっている。 第２図は人間の解剖学的な一部分と、それに対して設定
された複数個の投影方向の軸線並びに関連する投影平面
を示す略図、 第２ａ図は、一般的なＮＭＲ装置で、多重エコーＮＭＲ
血管造影法により、夫々相異なる投影軸線に沿った複数
個の相異なるインターリーブ形のＮＭＲ血管血管造影像
る像を求める現在好ましいと考えられる一実施例の方法
の完全な１回の繰返しの間に使われる無線周波、データ
・ゲート及び磁界勾配の各信号を示す時間座標を合せた
１組のグラフ、 第２ｂ図はデカルト座標の磁界勾配を持つ装置内で現在
好ましいと考えられる多重視覚方法、又は１ｌｔ−の投
影軸線に沿って求められたＮＭＲ血管血管造影像の信号
対雑音比を高める現在好ましいと考えられる方法の完全
な１回の繰返しの間に使われる別の１組のＲＦ、データ
・ゲート及び磁界勾配の各信号を示す時間軸を合せた１
組のグラフ、第２Ｃ図は一般的なＮＭＲ装置で、単一の
投影軸線に沿って信号対雑音比を改善する為の現在好ま
しいと考えられる方法の完全な１回の繰返しで利用され
るＲＦ、データ・ゲート及び磁界勾配の各信号を示す時
間軸を合せた３番目の１組のグラフ、 第３ａ図は直交する一対の流れ方向に沿った情報を同時
に収集する為の現在好ましいと考えられる実施例の多重
エコーＮＭＲ血管造影法による順序の完全な１回の繰返
しの間に使われるＲＦ、データ・ゲート及び磁界勾配の
各信号を示す時間軸を合せた１組のグラフ、 第３ｂ図はデカルト座標系の軸に沿って勾配磁界を配置
した装置で、第３図の一般的な方法の原理を利用して行
なわれる、この発明の現在好ましいと考えられる一実施
例の血管造影法による像を収集する方法で使われるＲＦ
、データ・ゲート及び磁界勾配の各信号を示す時間軸を
合せた１組のグラフである。

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部分にある流れる材
   料の核磁気共鳴（ＮＭＲ）血管造影法による少なくとも
   １つの像を収集する方法に於いて、（ａ）サンプルを主
   静磁界の中に浸漬し、 （ｂ）前記サンプルの選ばれた部分の多数（Ｓ個）の領
   域の各々に対する逐次的な一対の作像順序の内の第１の
   順序及び第２の順序の各々の初期部分の間、選ばれた種
   目の全ての原子核のスピンを章動させ、 （ｃ）その結果として、動く原子核のスピンから得られ
   るＮＭＲ応答エコー信号が、実質的に不動の原子核のス
   ピンから得られるＮＭＲ応答エコー信号と異なるように
   選ばれた第１の方向に、前記サンプルに印加された第１
   の磁界勾配中に交互に極性が変わる一対の流れ符号化信
   号パルスを印加し、各対の第１の順序内の各々の流れ符
   号化パルスは、各対の第２の順序内の同じ位置にある流
   れ符号化パルスの極性とは反対の極性を持ち、（ｄ）前
   記第１の方向と略直交する第２の方向に前記サンプルに
   印加された読取磁界勾配に応答して、前記第１及び第２
   の順序の夫々の複数個（Ｎ個）の応答データ収集期間の
   夫々相異なる１つの期間内に、前記サンプルの少なくと
   も前記部分によって誘起されたＮＭＲ応答エコー信号か
   ら１組のデータを収集し、 （ｅ）前記第１及び第２の順序の内の選ばれた一方で収
   集されたＮＭＲ応答信号データのｊ番目の組（１≦ｊ≦
   Ｎ）のデータを、前記第１及び第２の順序の内の残りの
   一方の同じｊ番目のデータの組にあるデータから減算し
   て、不動の原子核から求められた応答データを実質的に
   取除いてある、複数個（Ｎ個）の差データの組の内のｊ
   番目を発生し、 （ｆ）全ての差データの組に応答して、何れも前記第１
   及び第２の方向に対して予め選ばれた関係を持つ平面内
   にある少なくとも１つの血管造影法による投影像の夫々
   を発生する工程を含む方法。 ２、前記工程（ｄ）が、ある順序の複数個（Ｎ個）の収
   集期間の夫々ｊ番目で、第２の方向を相異なるように変
   えることを含み、第２の方向は全ての対の両方の順序の
   同じ番号（ｊ番目）の各々の収集期間で同じであり、工
   程（ｅ）が一方の順序のｊ番目の収集期間に収集された
   データを、各対の他方の順序の同じｊ番目の収集期間に
   収集されたデータから減算して、ｊ番目の対の差のデー
   タの組を発生する工程を含み、工程（ｆ）がＮ個の相異
   なる血管造影法による像を発生する工程を含み、ｊ番目
   の像が、全てのｊ番目の対の差のデータの組から発生さ
   れる請求項１記載の方法。 ３、工程（ｄ）が更に、各々の順序のＮ回の収集期間の
   夫々より前に、読取勾配に位相外しパルスを発生し、各
   々の順序の最初の（Ｎ−１）個の収集期間の各々の後、
   読取勾配中に位相戻しパルスを発生し、各々の位相戻し
   パルスには、関連する位相外しパルスと反対の極性であ
   るが、略同じ振幅を持たせる工程を含む請求項２記載の
   方法。 ４、工程（ｄ）が、更に、読取収集期間より後の位相戻
   しパルスを、次の読取収集期間より前の位相外しパルス
   と略一致するようにタイミングを定める工程を含む請求
   項３記載の方法。 ５、工程（ｄ）が更に、前記第１及び第２の両方の方向
   に対して略直交する第３の方向に、略不動のスピンを持
   つ原子核から誘起される応答信号のダイナミック・レン
   ジを制限するように選ばれた振幅を持つ投影位相外し勾
   配信号を印加する工程を含む請求項４記載の方法。 ６、更に、読取勾配の位相外しパルスと略一致した投影
   位相外し勾配信号を位相外しパルスとして発生すると共
   に、該投影位相外し勾配の関連する位相戻しパルスとは
   反対の極性であるが、略同じ振幅を持ち、読取勾配の位
   相外しパルスと時間的に略一致する位置にある位相戻し
   パルスを発生する工程を含む請求項５記載の方法。 ７、更に工程（ｄ）が、前記第１及び第２の方向の両方
   と略直交する第３の方向に、略不動のスピンを持つ原子
   核から誘起される応答信号のダイナミック・レンジを制
   限するように選ばれた振幅を持つ投影位相外し勾配信号
   を印加する工程を含む請求項３記載の方法。 ８、更に、読取勾配の位相外しパルスと略一致する投影
   位相外し勾配信号を位相外しパルスとして発生すると共
   に、投影位相外し勾配の関連する位相戻しパルスと反対
   の極性であるが略同じ振幅を持ち且つ読取勾配の位相外
   しパルスと略一致する位相戻しパルスを発生する工程を
   含む請求項７記載の方法。 ９、工程（ｄ）が、読取勾配の方向に対して直交する方
   向の磁界勾配中に位相符号化パルスを発生し、各対の順
   序で、それに対して多数（Ｓ個）の相異なる値の内の１
   つを割当てる工程を含む請求項３記載の方法。 １０、第１の方向が主静磁界の方向であり、相異なるＮ
   個の第２の方向が何れもそれと直交する平面内にある請
   求項２記載の方法。 １１、第１の方向がデカルト座標系のＺ軸であり、Ｎ個
   の第２の方向の夫々ｊ番目はＸ−Ｙ平面内にあって、座
   標系のＹ軸に対して角度θを持ち、工程（ｄ）が、座標
   系のＸ軸と平行な方向の磁界勾配Ｇ＿ｘを主静磁界中に
   発生し、座標系のＹ軸と平行な方向の磁界勾配Ｇ＿ｙを
   主静磁界中に発生し、工程（ｄ）の各々の収集期間の少
   なくとも読取部分の間、夫々θ＝０°、θ＝９０°に対
   する勾配の夫々の振幅をＧ＿ｘ＿、＿ｍ＿ａ＿ｘ及びＧ
   ＿ｙ＿、＿ｍ＿ａ＿ｘとして、勾配の振幅をＧ＿ｘ＝Ｇ
   ＿ｘ＿、＿ｍ＿ａ＿ｘｃｏｓ（θ＿ｊ）、Ｇ＿ｙ＝Ｇ＿
   ｙ＿、＿ｍ＿ａ＿ｘｓｉｎ（θ＿ｊ）に設定する工程を
   含む請求項１０記載の方法。 １２、更に工程（ｄ）が、各々の順序のＮ個の収集期間
   の夫々より前に、Ｇ＿ｘ及びＧ＿ｙ勾配の夫々の中に位
   相外しパルスを発生し、各々の位相外しパルスの振幅を
   、同じ勾配の読取部分の振幅と反対の極性であるが、そ
   の一定の倍数になるように位取りする工程を含む請求項
   １１記載の方法。 １３、工程（ｄ）が、Ｚ軸方向の磁界勾配Ｇ中に位相符
   号化パルスを発生し、各対の順序で、この位相符号化パ
   ルスに多数（Ｓ個）の相異なる値の内の１つを割当てる
   工程を含む請求項１２記載の方法。 １４、更に工程（ｄ）が、各々の順序のＮ個の収集期間
   の１番目だけより前に、読取勾配中に位相外しパルスを
   発生し、該１個の位相外しパルスの振幅を、第１の読取
   勾配と反対の極性であるが、その振幅の一定倍数になる
   ように位取りし、その後、Ｎ個の読取勾配の夫々ｊ番目
   の振幅に係数（−１）＾（＾ｊ＾＋＾１＾）を乗じて、
   この順序中の全ての読取勾配の極性を交互に変える工程
   を含む請求項２記載の方法。 １５、工程（ｄ）が、Ｎ個の読取勾配の内の（ｊ−１）
   番目より後並びに夫々ｊ番目より前に、読取勾配の方向
   に対して略直交する選ばれた方向の磁界勾配中に位相符
   号化パルスを発生し、最初の（Ｎ−１）個の読取勾配の
   内の夫々ｊ番目より後且つ夫々（ｊ＋１）番目より前に
   、前記選ばれた方向の磁界勾配中に極性が反転した位相
   符号化パルスを発生し、各対の順序で、位相符号化パル
   スの振幅に、多数（Ｓ個）の相異なる値の内の１つを割
   当てる工程を含む請求項１４記載の方法。 １６、更に工程（ｄ）が、前記第１及び第２の方向の両
   方と略直交する第３の方向に、略不動のスピンを持つ原
   子核から誘起される応答信号のダイナミック・レンジを
   制限するように選ばれた振幅を持つ投影位相外し勾配信
   号を印加する工程を含む請求項１５記載の方法。 １７、更に工程（ｄ）が、各々の順序で、１より大きく
   且つＮより小さいＭの少なくとも１つの値に対し、少な
   くとも１つの相異なる予め選ばれた第２の方向の各々に
   於いて、該順序内の同じ方向に於けるＭ個のエコーの相
   異なる１つから夫々求められた複数個（Ｍ個）の応答デ
   ータの組を収集し、該データの組は各順序に於けるＭ個
   のエコーの同じ組から収集され、各々順序に於けるＭ個
   の応答データの組全部のデータの値を平均して前記予め
   選ばれた第２の方向及び該順序に対する１個の平均デー
   タの組を求め、工程（ｅ）が、前記第１及び第２の順序
   の内の一方の平均データの組を、前記対の他方の順序か
   ら得られた平均データの組から減算して、該対に対する
   差のデータの組を発生する工程を含む請求項２記載の方
   法。 １８、工程（ｄ）が、１個の共通の読取用の第２の方向
   に対し、各々の順序で応答データの組のＮ個全部を求め
   、各順序に於けるＮ個の応答データの組全部に対するデ
   ータの値を平均して、該共通の第２の方向及び該順序に
   対する１個の平均データの組を求め、工程（ｅ）が前記
   第１及び第２の順序の内の一方の平均データの組を、該
   対の他方の順序の平均データの組から減算して、該対に
   対する差のデータの組を発生する工程を含む請求項２記
   載の方法。 １９、Ｎ＝２とし、２つの第２の方向が互いに略直交し
   ており、工程（ｃ）が、（ｃ１）各々の順序に於ける最
   初の応答データ収集期間より前に、一対の流れ符号化方
   向の第１の方向で、サンプルに印加される第１の磁界勾
   配中に極性が交互に変わる一対の流れ符号化信号パルス
   を印加し、（ｃ２）各々の順序の第１の応答期間の後且
   つ第２の応答データ収集期間より前に、前記第１の流れ
   符号化方向と同じ方向の第１の磁界勾配中に、工程（ｃ
   １）の一対のパルスの反転である極性が交互に変わる別
   の一対の流れ符号化信号パルスを印加し、（ｃ３）各順
   序に於ける第２の応答期間より前に、前記第１の磁界勾
   配中に他方の流れ符号化方向に極性が交互に変わる一対
   の流れ符号化信号パルスを印加する工程を含み、各対の
   第１の順序中の各々の流れ符号化パルスは各対の第２の
   順序中の同じ位置にある流れ符号化パルスの極性と反対
   の極性を持ち、更に工程（ｆ）が、前記第１の方向の差
   のデータＩ＿Ａの組及び前記第２の方向の差のデータＩ
   ＿Ｂの組を処理して、 Ｉ＿ｔ＝｛（Ｉ＿Ａ）＾２＋（Ｉ＿Ｂ）＾２｝＾１＾／
   ＾２によって表わされる値を持つ最終的な差のデータの
   組Ｉ＿ｔを求めて、流れ全体の血管造影図を表示する工
   程を含む請求項１記載の方法。 ２０、工程（ｃ２）及び（ｃ３）が略同時に行なわれる
   請求項１９記載の方法。 ２１、更に工程（ｄ）が各順序に於ける２つの応答収集
   期間の各々より前に、読取勾配中に位相外しパルスを発
   生し、各順序に於ける最初の応答収集期間より後に該読
   取勾配中に位相戻しパルスを発生し、該位相戻しパルス
   には、前記順序の２つの位相外しパルスとは反対の極性
   であるが、その略相等しい振幅と略同じ振幅を持たせる
   工程を含む請求項１９記載の方法。 ２２、更に工程（ｄ）が、前記第１の読取勾配の位相外
   しパルスと略同時に、前記第２の方向に対して略直交す
   る第３の方向に、略不動のスピンを持つ原子核から誘起
   される応答信号のダイナミック・レンジを制限するよう
   に選ばれた振幅を持つ投影位相外し勾配信号パルスを印
   加する工程を含む請求項２１記載の方法。 ２３、第１の方向が主静磁界の方向であり、２つの相異
   なる第２の方向が何れもそれに対して直交する平面内に
   ある請求項２２記載の方法。 ２４、第２の方向の一方が読取勾配の方向であり、他方
   の第２の方向が位相符号化方向である請求項２３記載の
   方法。 ２５、Ｎ＝２であって、２つの第２の方向が互いに略直
   交し、工程（ｃ）が（ｃ１）各順序に於ける最初の応答
   データ収集期間より前に、流れ符号化信号を印加せず、
   （ｃ２）各順序に於ける最初の応答期間より後且つ第２
   の応答データ収集期間より前に、前記流れ符号化方向の
   内の第２の方向に、第１の磁界勾配中に極性が交互に変
   わる一対の流れ符号化信号パルスを印加し、（ｃ３）各
   対の第２の順序で前記工程（ｃ１）及び（ｃ２）を繰返
   し、この時流れ符号化パルスは、各対の第１の順序に於
   ける同じ位置にある流れ符号化パルスの極性とは反対の
   極性を持ち、工程（ｅ）が、（ｅ１）第１の順序の２番
   目の応答収集期間から得られたデータの組Ｓ＿１＿２を
   、第１の順序の最初の応答収集期間から得られたデータ
   の組Ｓ＿１＿１から減算してデータの組Ｓ＿１を形成し
   、（ｅ２）第２の順序中の２番目の応答収集期間から得
   られたデータの組Ｓ＿２＿２を第２の順序中の最初の応
   答収集期間から得られたデータの組Ｓ＿２＿１から減算
   してデータの組Ｓ＿２を形成し、（ｅ３）データの組Ｓ
   ＿２をデータの組Ｓ＿１から減算して差データの組を求
   める工程を含み、工程（ｆ）が動きの人為効果の抑圧を
   強めた血管造影図の像を表示する工程を含む請求項１記
   載の方法。 ２６、工程（ｃ）が、（ｃ１）複数個（Ｎ個）の応答収
   集期間の各々より前に、流れ符号化方向にサンプルに印
   加される第１の磁界勾配中に極性が交互に変わる一対の
   流れ符号化信号を印加し、該順序中の全てのパルスの対
   は第１のパルスが同じ極性であり、（ｃ２）各対の第２
   の順序中の流れ符号化パルスの極性を反転して、各対の
   第１の順序中の同じ位置にある流れ符号化パルスの極性
   とは反対の極性を持つようにする工程を含み、工程（ｆ
   ）が、この結果得られたＮ個の差データの組の各々から
   、他のどの１つの差データの組から表示される速度情報
   とも異なる、サンプルの部分の流体の流速に関する情報
   を持つ血管造影図の像を表示する工程を含む請求項１記
   載の方法。 ２７、工程（ａ）が章動動作をサンプルの部分の予定の
   容積に制限する工程を含む請求項１記載の方法。 ２８、サンプルが心臓サイクルを持つ生体の一部分であ
   り、更に、該生体の心臓サイクル中の選定された点に対
   して、各順序の開始をゲートする工程を含む請求項１記
   載の方法。