JP3485125B2 - 磁気共鳴画像化装置及び方法 - Google Patents

磁気共鳴画像化装置及び方法

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JP3485125B2 JP11700894A JP11700894A JP3485125B2 JP 3485125 B2 JP3485125 B2 JP 3485125B2 JP 11700894 A JP11700894 A JP 11700894A JP 11700894 A JP11700894 A JP 11700894A JP 3485125 B2 JP3485125 B2 JP 3485125B2
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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴画像化装置及び
方法に係わる。本発明は特に体内の異なるタイプの組織
及び体液間のコントラストの増強のために自由及び結合
プロトン間の磁化の転移を利用する装置及び方法に係わ
る。
【０００２】
【従来の技術】上記方法はＭａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅ
ｄ．，Ｖｏｌ．２５，３７２−３７９記載のＧ．Ｂ．Ｐ
ｉｋｅ等の論文「Ｍａｇｎｅｔｉｓａｔｉｏｎ ｔｒａ
ｎｓｆｅｒ ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｒｉｇｈｔ ｍａｇｎ
ｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅａｎｇｉｏｇｒａｐｈ
ｙ」により知られている。該方法ではＲＦ励起パルスは
磁化転移コントラスト（ｍａｇｎｅｔｉｓａｔｉｏｎ
ｔｒａｎｓｆｅｒ ｃｏｎｔｒａｓｔ）（ＭＴＣ）ＲＦ
パルスに先行される。このような血液のコントラスト増
強方法はいくつかの問題を有する。第一に、磁化転移コ
ントラスト（ＭＴＣ）は磁気共鳴信号の抑制に基づき、
それにより抑制の割合は組織及び血液の異なるタイプ間
に対して変化し、一般的に血液からの磁気信号も同様に
減少する。第二に、ＭＴＣ ＲＦパルスは励起ＲＦパル
スに１０から１５ミリ秒先行し、データ収集シーケンス
の全体の繰り返し時間はこの量により増加し、それによ
り全体のデータ収集はより遅くなる。第三に、ＭＴＣ
ＲＦパルスは画像化されるべき人間又は動物内に蓄積す
るＲＦエネルギーの全体量に寄与する。これはＭＴＣＲ
Ｆパルス又はシーケンス内の他のパルスで用いられうる
ＲＦパワーを制限する。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的はとりわ
け、流れる血液の信号がより減少しない磁気共鳴画像化
装置及び方法を提供することである。
【０００４】
【課題を解決するための手段】この目的を達成するため
に、本発明による磁気共鳴装置は、画像化されるべき対
象を位置決めする領域と；少なくとも領域の一部に実質
的に均一かつ定常的な磁界を生成する磁石装置と；該定
常的な磁界に重畳された該領域内の傾斜磁界パルスをオ
ン及びオフに切り換える傾斜磁界コイルからなる傾斜磁
界磁石装置と；対象への無線周波数（ＲＦ）パルスを生
成及び送信するＲＦ送信装置と；生成されたＲＦパルス
と傾斜磁界パルスの組み合わせにより位置依存磁気共鳴
信号が対象内に生成されるようにＲＦパルス及び傾斜磁
界の切り換え及び大きさを制御する制御手段と；対象内
に生成された位置依存磁気共鳴信号の収集と、対象の内
部構造を表す画像を構成する検出器及び再構成装置とよ
りなり、該制御手段は、励起ＲＦパルス中にオンに切り
換えられる傾斜磁界パルスにより選択される対象の一部
に対して励起周波数で励起ＲＦパルスを生成するように
配置され；励起ＲＦパルスに先立つ磁化転移コントラス
トＲＦパルス（ＭＴＣ ＲＦパルス）を生成し；ここで
該制御手段はＭＴＣ ＲＦパルス中に傾斜磁界パルスを
切り換えるよう配置されている。
【０００５】本発明による実質的に均一かつ定常的な磁
界中の対象の磁気共鳴画像化方法は、位置に依存した磁
気共鳴信号が対象内に生成されるように、対象へ無線周
波数（ＲＦ）パルスを印加し、定常な磁界に重畳された
傾斜磁界パルスをオン及びオフに切り換え；対象内に生
成された位置依存磁気共鳴信号を収集し、続けて対象の
内部構造を表す画像を再構成し；ここで励起ＲＦパルス
は励起ＲＦパルス中にオンに切り換えられる傾斜磁界パ
ルスにより選択される対象の一部に対して励起周波数で
生成され；磁化転移コントラストＲＦパルス（ＭＴＣ
ＲＦパルス）が励起ＲＦパルスに先立って生成され；該
ＭＴＣ ＲＦパルスは傾斜磁界パルスと時間的に一致す
る。
【０００６】ＭＴＣ ＲＦパルス中にオンに切り換えら
れる傾斜磁界は空間的に変化する共鳴外周波数（ＳＶＯ
ＲＦ）を生成する、又はより正確には、ＭＴＣ ＲＦパ
ルスは画像化されるべき体積内の共鳴周波数に関する空
間的に変化するオフセットを与えられる。ＭＴＣ効果は
共鳴周波数オフセットに概略反比例するので血液の磁化
の減少は局所的に少なくなり、静止組織のＭＴＣ信号に
影響を与えない。ＭＴＣ ＲＦパルスの周波数及び傾斜
磁界の適切な選択により、実質的な影響は、対象の部分
に流入する血液、すなわちラーマー周波数が励起パルス
のＲＦ周波数と等しい画像化体積がより多くの縦磁化を
有し、故に画像化体積内でより多くの信号を与える。
【０００７】この理由により、本発明の好ましい実施例
は、ＭＴＣ ＲＦパルスは励起ＲＦパルスの周波数から
はずれた周波数を有する。傾斜磁界強度はできる限り大
きく選ばれるべきだが、画像化体積内でという条件下で
は、ＭＴＣ周波数は（局所的）ラーマ周波数にあまり近
接しない。本発明の特別な実施例は、生きている人間又
は動物の体の一部である対象の画像化に用いられうる。
この実施例では、画像化されるべき血液の流れの全体的
な方向に全体の傾斜磁界強度が増加するようにＭＴＣ
ＲＦパルス中に傾斜磁界パルスがオンに切り換えられ
る。予測される主な応用は、頭部の画像化であるが、同
様に体の他の部分も可能である。画像化体積の一方の側
では、ＭＴＣ ＲＦパルスは共鳴しておりその側から画
像化体積内に流れ込む血液を飽和する。反対の方向で
は、ＭＴＣ ＲＦパルスは強く共鳴からはずれ、この方
向から画像化体積内に流れ込む血液からの信号はＭＴＣ
効果により強く抑制される。
【０００８】本発明によれば、好ましくは、ＭＴＣ Ｒ
Ｆパルスの周波数に等しいラーマー周波数を有する体の
部分がラーマー周波数が励起ＲＦパルスの周波数に等し
い体の部分に関して動脈血の流出の方向に位置する。こ
のようにして静脈血信号が飽和され、従って抑制される
一方で動脈血信号は比較的増強される。静脈血信号は通
常前飽和（ｐｒｅｓａｔｕａｔｉｏｎ）パルスシーケン
スによりとにかく飽和されるので、別の前飽和ＲＦパル
スは本発明には必要ない。それで前飽和に必要な時間は
後続のシーケンス間の繰り返し時間に付加しない。加え
て、前飽和により対象又は体内で消費されたＲＦパワー
もまた発生せず、ＭＴＣ ＲＦパルスのパワーは特性吸
収比（ＳＡＲ）の付与された限界に反することなく増加
されうる。
【０００９】以下に図を参照して本発明をより詳細に説
明する。
【００１０】
【実施例】図１に磁気共鳴装置１の概略図を示す。該装
置は定常的で均一な主磁界を発生させる主磁界コイル２
の組及び可変強度と選択された方向への傾きを有する付
加的磁界を重畳する数組の傾斜磁界コイル３，４，５か
らなる。習慣的に主磁界の方向はｚ方向と表示され、そ
れに直交する２方向はｘ，ｙ方向である。傾斜磁界コイ
ルは電源１１を介して電圧を加えられる。該装置は更に
無線周波数パルス（ＲＦパルス）を対象又は身体７に送
信する励起手段６からなり、該励起手段はＲＦパルスを
生成及び変調する変調手段８に結合する。ＮＭＲ信号を
受信する受信手段も設けられ、これらの手段は励起手段
６と同一又は別々でありうる。励起手段と受信手段が図
１に示すように同一の場合、送受信スイッチ９が励起パ
ルスから受信信号を分離するために配置される。受信さ
れた磁気共鳴信号は受信及び復調手段１０へ入力する。
励起手段６及び変調手段８及び傾斜磁場コイル３，４，
５に対する電源１１はＲＦパルス及び傾斜磁場パルスの
所定の系列を生成するために制御システム１２により制
御される。復調手段は例えば受信信号を可視的ディスプ
レーユニット１５上に可視化できる画像に変換する例え
ばコンピューターのようなデータ処理ユニット１４に結
合される。
【００１１】磁気共鳴装置１が磁界中に置かれた対象又
は身体７と共に動作状態に置かれた場合、身体中の磁気
双極子モーメント（核又は電子スピン）の小量の剰余分
が磁界方向に配向される。平衡状態においてこれは磁界
に平行な方向に向いた身体７の物質内の全体の磁化Ｍ0
を発生させる。装置１内で巨視的磁化Ｍ0 は核のラーマ
ー周波数に等しい周波数を有するＲＦパルスを身体へ放
射することにより操作され、それにより双極子モーメン
トを励起状態にさせ、磁化Ｍ0 を再方向付けする。適切
なＲＦパルスを印加することにより、巨視的磁化の回転
が得られ、回転の角度はフリップ角と呼ばれる。傾斜磁
界を印加することによる磁界の変化の意図的な導入は局
所的磁化の振舞に影響を与える。ＲＦパルス印加後、変
化した磁化は磁界内の熱的平衡状態に戻ろうとし、その
過程で放射をなす。良好に選択されたＲＦパルス及び傾
斜磁界パルスの系列は（減衰する）磁気共鳴信号として
放出されたこの放射を生成する。該磁気共鳴信号は密度
及び／又は例えば水素原子核のようなある種の核の緩和
時間、及びそれらが発生する物質に関する情報を提供す
る。放出信号及び画像の形態でのその表現の解析によ
り、対象又は身体７の内部構造についての情報が得られ
うる。磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）及びＭＲＩ装置の引用
例のより詳細な記述はこれについての広範な文献、例え
ばＭ．Ａ．Ｆｏｓｔｅｒ及びＪ．Ｍ．Ｓ．Ｈｕｔｃｈｉ
ｎｓｏｎ編集のＩＲＬ出版１９８７年の本「Ｐｒａｃｔ
ｉｃａｌ ＮＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ」になされている。
【００１２】図２に、本発明によるＲＦ及び傾斜磁界パ
ルスシーケンスの第一の例を示す。図３と同様に、この
図では時間は左から右へ進行し、種々の行はＲＦパル
ス、傾斜磁界パルス及び磁気共鳴信号間の時間関係を概
略的に示す。上の行にＲＦ無線周波数パルスを示し、続
く３つの行にＧｘ，Ｇｙ及びＧｚと表示して３つの直交
する方向の傾斜磁界パルスの切り換えを示し、第五の行
にＭＲ、磁気共鳴信号の発生を示す。ＲＦパルス５１に
より、定常的な磁界による磁化は回転され、磁化の横成
分が得られる。スライス選択傾斜磁界パルス５３はＲＦ
パルスの効果をラーマー周波数がＲＦパルス５１の周波
数に等しい対象内の体積又はスライスに限定し、この体
積又はスライスのみがＲＦパルス５１により励起され、
この体積又はスライスの外側の磁化は回転されない。Ｒ
Ｆパルス５１の時間積分強度は回転が９０度又は実質的
により小さい、すなわちほんの数度まで低下した角度で
生成される。知られている方法により、スライス選択傾
斜磁界パルス５３は、スライス選択傾斜磁界の第一の部
分の印加中に経験したディフェージングした核スピンの
補正のための反対の極性を有する部分からなる。スライ
ス選択傾斜磁界パルス５３の後に、スライス選択パルス
及びその位相補正部分による血液のような動く物体の位
相への影響を抑制する二極性の傾斜磁界が続く。ＲＦパ
ルス５１の後に、ディフェージング傾斜磁界パルス５８
が励起されたスライス内の一方向に印加される。短時間
後に所謂読み出し傾斜磁界５９が傾斜磁界パルス５８と
比べて同じ方向だが逆極性に印加され、それにより核ス
ピンはリフェーズされ、磁気共鳴信号６０が生成され
る。読み出し傾斜磁界５９の存在は、磁界強度の全体は
励起されたスライス内で一方向に変化し、磁気共鳴信号
の周波数はその方向に変化することを意味する。これと
垂直方向に、位相エンコーディング傾斜磁界パルス５６
が、この方向の磁気共鳴信号の位相内の変化を確立する
ためＲＦパルス５１と読み出し傾斜磁界５９の間に印加
される。スライス選択傾斜磁界に関しては、ディフェー
ジング及び読み出し傾斜磁界５８及び５９からなる二極
性の対は動く物体内に位相誤差を発生させる。この位相
誤差は、この対の前に印加された二極性の傾斜磁界によ
り除去されうる。
【００１３】磁気共鳴信号の収集の後に、位相エンコー
ディング傾斜磁界パルス５６は補正傾斜磁界パルス５７
により補正されうる。これにより、前の励起からの残余
の位相エンコーディングのない新たな励起が可能とな
る。複数の位相エンコーディング値におけるデータの収
集は選択されたスライス内のスピン密度分布を決定しう
るデータの組を集積する。通常スピン密度分布はスライ
スの画像の形で表れる。
【００１４】図３に、磁気共鳴信号を得る異なる技術を
示す。励起ＲＦパルス６１は傾斜磁界パルス６３により
選択されたスライス内の磁化を回転させる。第二のＲＦ
パルス６２は回転させられた核スピンを反転させ、励起
ＲＦパルス６１のＴＥ時間後に磁気共鳴信号７０を発生
させ、該ＴＥ時間は二つのＲＦパルス６１と６２の間の
時間間隔の２倍である。図２に示した第一の例では磁気
共鳴信号は読み出し傾斜磁界６９及び位相エンコーディ
ング傾斜磁界６６により選択されたスライス内で二つの
直交する方向に周波数及び位相エンコードされる。読み
出し傾斜磁界６９はディフェージング傾斜磁界パルス６
８に先行され、このディフェージング傾斜磁界パルス６
８は第二のＲＦパルス６２が磁化を逆転させるため読み
出し傾斜磁界６９と同じ極性を有する。位相エンコーデ
ィング補正傾斜磁界パルス６７は傾斜磁界６６により付
与された核スピン間の位相差を除去するために印加され
うる。二極性傾斜磁界パルス（図示せず）は動く物体に
より経験されうる位相誤差を抑制するために印加しう
る。
【００１５】通常磁気共鳴画像化により調査される対象
は生きている患者である。その場合、組織及び血液の異
なるタイプがスライス中に存在する。例えば、脳の白質
及び灰白質及び血液であり、該脳実質は水中の自由プロ
トン及び例えばリピッド内の結合プロトンからなる。自
由及び結合プロトン間で磁化の転移が生じ、この効果は
組織及び血液の異なるタイプ間のコントラストを増強す
るために用いられる。前記のＧ．Ｂ．Ｐｉｋｅ等による
論文によれば、励起ＲＦパルスに先立つ磁化転移コント
ラストＲＦパルス（ＭＴＣ ＲＦパルス）は全ての組織
の信号を減少するが、異なった比率であり、それ故に増
強されたコントラストが得られる。頭部の磁気共鳴アン
ギオグラフィー（ＭＲＡ）に対するこの効果の調査は静
止した脳組織の信号は約４０％まで抑制しうることを示
した。流れない血液は約２０％の信号減少を経験し、流
れる血液では信号減少は０から２０％であるので、ＭＴ
Ｃによる血液のコントラストの利得は２０から４０％の
間である。
【００１６】本発明によれば、ＭＴＣ ＲＦパルス５４
又は６４は傾斜磁界パルスと同時に印加され、該ＭＴＣ
傾斜磁界５５又は６５の傾斜はスライス選択傾斜磁界
パルス５３又は６３の方向にそれぞれ同一又は反対であ
る。傾斜磁界パルス５５、６５及びＭＴＣ ＲＦパルス
５４、６４の周波数は、励起ＲＦパルス５１、６１とス
ライス選択傾斜磁界パルス５３、６３の組み合わせによ
って選択された体積又はスライスである画像化体積にお
いてＭＴＣ ＲＦパルスが０．５から４ｋＨｚの周波数
はずれるように、通常は選ばれる。ＭＴＣ傾斜磁界パル
ス５５、６５と組み合わせたＭＴＣ ＲＦパルス５４、
６４は図４を参照して例により示される。ＭＴＣ ＲＦ
パルス５４、６４と励起ＲＦパルス５１、６１の間には
スポイラー傾斜磁界パルスＳがＭＴＣ ＲＦパルスによ
るどんな横磁化も破壊するために印加されうる。スポイ
ラー傾斜磁界Ｓの効果は強いディフェージング傾斜磁界
のそれである。
【００１７】図４に心臓１０２から頸動脈１０３を介し
て動脈血流が流入する人間の頭部１０１の概略図を示
す。前記のようにスライスは励起ＲＦパルスと同時の傾
斜磁界パルスにより選択され、一連のスライス９１、９
２、９３、．．．により分割された画像化体積９０は、
ＲＦコイル１１３の助けにより画像化される。この例で
は、図の下半分にある線８５により示される全体の磁界
（定常と傾斜磁界の和）の強度が頭蓋の方向に増加し、
ＭＴＣ ＲＦパルスの周波数が画像化されるべきスライ
ス内のラーマー周波数より大きくなるようにＭＴＣ傾斜
磁界は、印加される。画像化体積９０内で、ＭＴＣ Ｒ
Ｆパルスの周波数は符号８６で示された量だけ共鳴から
はずれる。画像化体積９０内の頭蓋方向のどこかではＭ
ＴＣ ＲＦパルス周波数は共鳴している。この共鳴して
いる体積１０４内で血液は飽和され、続いて画像化体積
９０内で、この共鳴している体積１０４から入来する静
脈血は抑制される。通常静脈血の抑制は望ましく、別の
前飽和パルスがこの目的のために印加される。本発明の
シーケンス内ではこのような前飽和ＲＦパルスは省略で
き、シーケンスの繰り返し時間ＴＲはＭＴＣ及び前飽和
パルスのシーケンスに比べて減少する。また前飽和パル
スのＲＦパワーは、部分的にＭＴＣ ＲＦパルス内で用
いられうるので、全体のＳＡＲを増加させずにそのパワ
ーは増加させられる。
【００１８】尾部の方向から画像化体積に入来する動脈
血は大きなオフセットを有するＭＴＣ ＲＦパルスを経
験するので、それによりＭＴＣ効果による縦磁化の減少
はＭＴＣ傾斜磁界なしでの状態に比べてより少ない。用
いうる最大ＭＴＣ傾斜磁界強度８５は三次元画像化スラ
イス厚及び符号８７で示されるＭＴＣ ＲＦバンド幅の
みに依存する。各々で三次元画像が得られる数枚のより
薄いスライスに分割される全画像化体積９０内でマルチ
スライス技術を用いて、ＭＴＣ傾斜磁界強度は三次元画
像が全体積９０に対して得られる技術に比べてより高く
選択されうる。ＭＴＣ傾斜磁界を用いる共鳴からはずれ
た周波数は画像化されたスライスの中心からはずれた距
離の関数なので、マルチスライス技術はより効果的であ
る。
【００１９】ＭＴＣ傾斜磁界の応用はＭＴＣ傾斜磁界を
用いない類似の測定と比べて小さい血管のコントラスト
に顕著な改善を示した。これにより、ＭＴＣ ＲＦパル
スとＭＴＣ傾斜磁界の組み合わせによる静脈血の前飽和
は非常に効果的であることが明らかとなった。ＭＴＣ傾
斜磁界を反転させることにより、動脈血が前飽和により
抑制でき、静脈血信号が比較的増強されうる。本発明に
よる技術は例えば手又は脚等体の他の部分にも適用でき
る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に使用するのに適切な磁気共鳴画像化装
置の概略図である。
【図２】本発明によるＲＦ及び傾斜磁界パルスシーケン
スを示す図である。
【図３】本発明による他のＲＦ及び傾斜磁界パルスシー
ケンスを示す図である。
【図４】本発明の頭部の画像化への応用を示す図であ
る。
【符号の説明】
１ 磁気共鳴装置 ２ 主磁界コイル ３，４，５ 傾斜磁界コイル ６ 励起手段 ７ 身体 ８ 変調手段 ９ 送受信スイッチ １０ 受信及び復調手段 １１ 電源 １２ 制御システム １４ データ処理ユニット １５ 可視的ディスプレーユニット ５１、６１ 励起ＲＦパルス ５３、６３ スライス選択傾斜磁界パルス ５４、６４ ＭＴＣ ＲＦパルス ５５、６５ ＭＴＣ傾斜磁界 ５６、６６ 位相エンコーディング傾斜磁界 ５７、６７ 位相エンコーディング補正傾斜磁界パルス ５８、６８ ディフェージング傾斜磁界パルス ５９、６９ 読み出し傾斜磁界パルス ６０、７０ 磁気共鳴信号 ６２ 第二のＲＦパルス Ｓ スポイラー傾斜磁界パルス ８５ 最大ＭＴＣ傾斜磁界強度 ８７ ＭＴＣ ＲＦバンド幅 ９０ 全画像化体積 ９１、９２、９３ スライス １０１ 頭部 １０２ 心臓 １０３ 頸動脈 １０４ 共鳴している体積 １１３ ＲＦコイル
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マルク クーヴェンホーベン オランダ国 5621 ビーエー アインド ーフェン フルーネヴァウツウェッハ １番地 (72)発明者 ヨハネス ヤコブス ファン バールス オランダ国 5621 ビーエー アインド ーフェン フルーネヴァウツウェッハ １番地 (72)発明者 レナルト ホフラント オランダ国 5621 ビーエー アインド ーフェン フルーネヴァウツウェッハ １番地 (72)発明者 ルドルフ ヴァルター デ ボエル オランダ国 5621 ビーエー アインド ーフェン フルーネヴァウツウェッハ １番地 (56)参考文献 特開 平６−319715（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−95932（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−63437（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−296600（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−154187（ＪＰ，Ａ) 欧州特許628836（ＥＰ，Ｂ１) 米国特許5792054（ＵＳ，Ａ) Ｇ．Ｂ． Ｐｉｋｅ， Ｂ．Ｓ．Ｈ ｕ， ｅｔ．ａｌ．，”Ｍａｇｎｅｔｉ ｚａｔｉｏｎ Ｔｒａｎｓｆｅｒ Ｔｉ ｍｅ−ｏｆ−Ｆｌｉｇｈｔ Ｍａｇｎｅ ｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ａｎｇｉ ｏｇｒａｐｈｙ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃ ｉｎｅ，1992年，Ｖｏｌ．25，Ｎｏ. ２，ｐ372−ｐ379 (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)

Claims (5)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】画像化されるべき対象を位置決めする領域
    と； 少なくとも領域の一部に実質的に均一かつ定常的な磁界
    を生成する磁石装置と； 該定常的な磁界に重畳された該領域内の傾斜磁界パルス
    をオン及びオフに切り換える傾斜磁界コイルからなる傾
    斜磁界磁石装置と； 対象への無線周波数（ＲＦ）パルスを生成及び送信する
    ＲＦ送信装置と； 生成されたＲＦパルスと傾斜磁界パルスの組み合わせに
    より位置依存磁気共鳴信号が対象内に生成されるように
    ＲＦパルス及び傾斜磁界の切り換え及び大きさを制御す
    る制御手段と； 対象内に生成された位置依存磁気共鳴信号の収集と、対
    象の内部構造を表す画像を構成する検出器及び再構成装
    置とよりなり、 該制御手段は、励起ＲＦパルス中にオンに切り換えられ
    る傾斜磁界パルスにより選択される対象の一部に対して
    励起周波数で励起ＲＦパルスを生成するように配置さ
    れ； 励起ＲＦパルスに先立つ磁化転移コントラストＲＦパル
    ス（ＭＴＣ ＲＦパルス）を生成し；該 制御手段は、 ＭＴＣ ＲＦパルス中に傾斜磁界パルスを切り換え、 磁化転移コントラストＲＦパルス（ＭＴＣ ＲＦパル
    ス）と励起ＲＦパルスの間でスポイラー傾斜磁界パルス
    を印加するよう、 更に配置されている、 磁気共鳴画像化装置。
  2. 【請求項２】 該制御手段は励起ＲＦパルスの周波数か
    らはずれた周波数のＭＴＣ ＲＦパルスを生成するよう
    配置されている請求項１記載のＭＲＩ装置。
  3. 【請求項３】 該制御手段は、それにより画像化される
    べき血液の流れの全体的な方向に全体の傾斜磁界強度が
    増加するＭＴＣ ＲＦパルス中に傾斜磁界パルスを確立
    するよう配置されており、血液が流れている生きている
    人間又は動物の体の一部である対象の画像化に適した請
    求項１又は２記載のＭＲＩ装置。
  4. 【請求項４】 ＭＴＣ ＲＦパルスの周波数に等しいラ
    ーマー周波数を有する体の部分がラーマー周波数が励起
    ＲＦパルスの周波数に等しい体の部分に関して動脈血の
    流れの方向に位置するように、該制御手段がＭＴＣ Ｒ
    Ｆパルス中にオンに切り換えられるＭＴＣ ＲＦパルス
    及び傾斜磁界パルスを生成するようにされている請求項
    ３記載のＭＲＩ装置。
  5. 【請求項５】 制御手段及び検出器及び再構成手段は三
    次元体積内の各複数のスライスに対する順次のデータ収
    集により三次元体積内で磁気共鳴信号を収集し、ＭＴＣ
    ＲＦパルス中にオンに切り換えられる傾斜磁界パルス
    が各スライスに適合されている請求項１乃至４のうちい
    ずれか一項記載のＭＲＩ装置。
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