JPS58154647A - 核磁気共鳴を用いて選択された物質の投影像を形成する方法及び装置 - 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】 及び装置に係る。本発明は、その主たる便用目的におい
ては、独特のＮＭＲ特性【有する特定物質の投影１ｌ１
２を形成する方法及び装置に係る。

核磁気共鳴（ＮＭＲ）は、医療用儂形成の新しい技術で
ある。これは完全に非侵襲性であり、イオン化放射ａｔ
伴なうものではない。非常に一般的なｇい方をすれば、
局部磁界に比例した特定のスビ／歳波数において磁気モ
ーメントが形成される。

ｃｎらスピンの減衰により生じる高周波信号がピンクア
ンプコイルを用いて受信される。磁界を操作することに
より、鴇々の容積体領域を表わす１組の信号が発生きれ
る。これら信号は、物体の密度の立体像を形成するよう
に合成嘔れる。

ＮＭＲＫ関する一遍の一文が１９８０年６月発行のＩ　
ＥＩＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｍ　Ｎｕｃｌｍ
ｒ　５ｃｉｅｎｃｅオＮ５−２７巻第１２２０−１２５
５頁に掲載されている。ＮＭＲの基本的な考え方は、Ｗ
、Ｖ、　Ｈｏｕｓｅ着の文献”ＮＭＲ１２）原理の紹介
”の第１２２０７１２２６ｊａｊに述べられている。

多数の６次元的な方法が既に説＠逼れている。

その中の重畳な方法がＰ、Ｖ、Ｌａｕｔ＠ｒｂｕｒ及び
Ｃ−Ｍ−Ｌｏｕ看の文献“投影からの像再構成によるズ
ーグマトグラフイ（Ｚｅｕｇｍａｔｏｇｒ＆ｐｂ）’　
）　”の第１２２７−１２３１頁に記載されている。こ
の方法では、強力な軸方向磁界に対して直線磁界勾配が
重ねられる。この勾配により、この勾配に対して直角の
方向の容積体内の各平面は異なつ友共鳴馬波数を受ける
。成る周波数スペクトル管含むパース）を用いて各平面
が同時ＩＣ＃起される。励起１に受信し良信号が次いで
フーリエ変換され、その−々の成分が得られる。各周波
数における伽巾は陽子密度の平面積分ｍｋ表わしている
。平面配列体に関する情報を収集するように槽々の方向
の磁界勾配【用いてこの方法を繰返すＣとができる。こ
れらの平面積分値を用いて、成る容積体の２次元投影像
を形成するｃともできるし、或いは成る容積体内の各ボ
クセルの陽子密度に関する６次元情報全形成することも
できる。

投影像の平面に直角な実質的に全ての平面の積分密ｆｔ
−得ることにより投影像が得られる。全ての角度及び位
置において必要とされる平面の全数は２次元投影像のビ
クセルの数にはソ等しい。儂の再構成法としては、現在
のコンピユータ化これた断層撮影／ステムに広く利用さ
れている”投影体からの古典的再構成法”が會まれる。

最も一般的に利用されている方法は旋回型背面投影（ｃ
ｏｎ　−ｖｏｌｕｔｉｏｎ　−ｂａｃｋ　ｐｒｏｊｅｃ
ｔｉｏｎ　）である。

これにより形成される２次元投影像は多数の欠点がある
丸めに利用嘔れていない。先ず第１に１介在構造組織が
重畳されるためＫｌｌ官や腫瘍のような構造組織を目で
見ることが非常に困難となる。

第２に、この像形成法ではその性質上、全ての測定値が
各々の再構成ヒリセルに影響を及ぼす。これにより、像
は１ＩＩＢきに対して特に敏感なものとなる。対象物が
動くと、対象物がその投影体く一致しないような非ｆｔ
致部が生じるためにＩＩＫぶれが住じてし１゜これらの
ぶれはしばしば所望の情報を不明瞭なものにする。

介在構造組織の上記間層【解決するため、断面ｇＩＩを
形成する３次元再構成が行なわれている。

Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ　　氏の論文に述べられたこの解決
策は、各々の角度で対象物を通して見え２次元投影像。

配夕１１体金杉成Ｉることに関゛するものである。これ
らの投影像にみられる線は対象物の断面平面の繍積分部
ち投影を表わしてぃゐ。従って、古典的再構成法＃を用
いれば、所望の断面平ＩＴＩ′ｆｔ再構成することがで
きる。上記論文に述べられた理由で、中間２次元投影は
使用されない。

これらの断面（ＩＩＶｃは介在構造組織が入らないが、
これは多くの医学上の問題で適していない。Ｍ［ｉフォ
ーマントはしばしば解釈が困難なものとなる。

更に、３次元データを得るＫは、比較的長時間を要し、
従って身体の槽々の生湯学的運動によって−に色々なぶ
れが生じる。

ＮＭＲ像形成データを収集して処理する別の一般的な方
法が゛核磁気共鳴像形成：多点感知法”と題するＥ、Ｒ
，Ａｎｄｒｅｗ氏の文献の第１２３２−１２３８頁に述
べられている。Ｃの方法では、働骸容積体中の１々のボ
クセルからデータを得る選択装置が便用される。これは
成る勾配の動的変化磁界を用いて行なわれる。一般にこ
れらの動的な磁界では、経５＃質化磁界を含まない小領
域以外の全ての領域がセＬＪ１で積分μｉｔゐ。促゛し
て周汲数の異なる峠時変化磁界が６つの直交軸に与えら
れた場合には、単１点即ちボクセルのみが経時変化しな
い。それ故、信号はごの点のみｔ−表わし、投影体から
の外構成は不要である。

この方式の欠点は、１１ｆに１つのボクセルからしか信
号が得られないので、データ収集時間が非常に長くか＼
ることである。充分なＳＮ比【与えるためには、各ボク
セルごとに相尚な時間を黄さねばならない。この問題は
、２つの−ＫｌｉＩ的勾配ｔＶ用しそしてオ６の軸に静
止勾配を便用することにより軽減される。従って、第５
軸Ｏ方向においては、各位置が異なつ九周波数に対応す
る。広帝域励起を用いそして受傷信号【フーリエ変換し
た場合には、周波数スペｉトルにより戚るｉｍＫ沿った
ボクセル配列体の密度が１川時に与えられる。

この縁は、１つの線を除く全ての縁の平均がゼロＶＣな
るよう１２つの１交動的勾配の交点に対応する線である
。

この方法では、投影体から再構成を行なう場合に生じる
動きによるぶれは回避されるが、いぜんとしてデータ収
集時間が比較的長いと共に、坪数や・し臓鼓ａｔ含む生
壜学的彦運動により不明瞭な部分が生じる。！１１Ｊｃ
、この方法は断面像を形成する６次元の像形成方法であ
る。

更に別の像形成方法は−又は点選択法であり、これは”
ＮＭＲ像形成用の選択放射線走査技術”と艷するり、Ｅ
、Ｃｒｏｏｋｓ着の文献の第１２３９−１２４４ｊｊＫ
述べられている。この一般的な解決策は多数の形ｗＡｆ
ｔ有している。その１つにおいては、静的勾配と、ム当
な形状のパルスと、選択パルスと【用いて、１つの当該
平面が励起される。この励起はれ九平面により生じた信
号が記憶される。平素状態ＶＣ達した波、±ｍｌ平面１
こ直交する＋閣が史ｔこ高い強度で励起され、磁化が逆
転寧れ即ち負にされる。この形式の照射では・、受傷信
号が発生はれない。従って、当該平面を選択的に励起し
、それＫよ磁化じる信号を記憶すゐことＫより最初の工
程が繰返される。然し乍ら、この場合には、当該平面は
Ｃれに直交する平面が更に高いｉ！１１度で励起される
ことにより飽和きれているので、＠該平面の線は外れと
なる。従って、発生される信号には交線が含まれない。

第１番目に記憶された信号と第２番目に紀憶芒れた信号
と１＊に差し引きし九ものが交線となる。当該平面内の
多数の角度及び位置において種々の＊ｔＳ定してこの差
し引き操作を用いることにより、投影体からの古典的な
再構成技術を用いて平面の貴構成像が形成される。

互いに直交する平面のｌＩＩ父差を用い九別の解決策で
は、差し引き操作が除去式れる。Ｃの場合は片方の直交
平面が逆の放射で厘ちに励起これる。

交差着は、後でスピンエコー信号全形成するように作用
【受ける。従って、優でこの信号は所望の線のみを表わ
す。この場合も、線積分信号の配列体を用いて断面ＩＩ
が形成される。

特定の轟骸平面以外の全ての平面を飽和させるｌＷ１様
の感知点及び感知線方法が示唆されている。

Ｃのような飽和の＠後に直交方向に同様の励起が行々わ
れ、成るｉｌ！以外の全平面が飽和される。線積分信号
を得ることもできるし、或いは第３の直交励起を用いて
点却ちボクセルから信号を得ることもできる。飽和は、
励起Ｊｉｉｌｌ波＠に対応する領域を磁化するような磁
界勾配の存在中で、比較的長い”燃焼”高周波パルスに
よって行なわれる。この方法は、１９７４年、Ｊ−Ｐｈ
ｙｍ、　Ｃ：　３ｏ１ｉｄ　５ｔａｔｅｐｈｙｓｉｃｓ
、オフ巻、オＬ４５７−Ｌ４６２頁に掲載されたＡ、Ｎ
、　Ｇａｒｒｏｗｓｙ、　Ｐ、に−Ｇｒａｎｎｅｌｌ及
びＰ、　ＭａｎｓｆｉｅＬｄ着の″選択照射グミセスに
よるＮＭＲ像形成”と題する論文に述べられている。

ＮＭＲ像形成ＫｗｌＡすル１！　Ｋ　ＭＩＪ　Ｏｉ術が
、１９８１年に東京の医学書院社により出版芒れた”医
学用の核磁気共鳴像形成”という最近の本に掲載場れて
いる。この本のオろ章には、Ｉ、ａｗｅｎｃ＊　Ｅ、　
Ｃｒｏｏｋによる°種々の像形成技術の概！”という論
文が掲載されている。これに加えて、更に別の平面積分
技術が第４４−４７頁に掲載されている。これＫよれば
、谷平面積分は平面Ｋｉ［角な磁界勾配【与えることに
より位相エンコードばれる。磁界勾配を除去すると、平
面に沿つ九核は磁界強度に基づいて繰り返しの位相分布
ｔ−吃つ。空間周波数の異なる位相分布を用いてこれら
の平面積分を得ることにより、平面内の各線に関する情
報が得られる。この情報はフーリエ変換を用いてデコー
ドはれる。この技術はスビ／ゆがめ（ｓｐｉｎｗａｒｐ
　）　＊形成と称これている。

上記のデータ収集方式の各々は密度、長手方向の緩和時
間Ｔ　及びスピン−スピン緩和時間Ｔ２を測定するのに
使用できる。前記文献ＮｕｃｌｅａｒＭａｇｎ＠ｔｉｃ
　Ｒｅａｏｎａｎｃ＠Ｉｍａｇｔｎｇ　ｉｎＭｅｄｉｃ
ｉｎ＠に述べられたように、磁気モーメント’に９０’
回転させる励起【用いぞして自山鱒導減衰即ちＦＩＤ傷
号信号定することによって密度情１１ｉｔ−得ることが
できる。１８０゛励起で磁気モーメント＝１逆転させ、
次いで９０°励起【行なって０れによプ生じる信号を減
衰量で測定することにより、Ｔ１ｔｉｌｌ定することが
できる。

戚いは父、４Ｔ１未満の時間開端をおいて９０”励起を
２回行なうことによｐ発生はれる信号の振巾差【用いて
Ｔ１　ｋ決定することもできる。磁界が非均質であると
急激な減衰が生じるので、ＦＩＤ信号の減衰時間音Ｔ２
　の一定にＫｍ用いることはできない。然し乍ら、１８
０°の逆転励起を周期的に与え九場合には、これらが非
均質磁界の影響を打ち消すように働く。これらの逆転励
起後のスピンエコーの振巾を観測し、９０°励起後の牽
切のＦＩＤ信号と比較した場合には、減衰がＴ２　を表
わす。成分を測定する方法としては同様の色々な方法が
既に説明されている。これら成分の各々の断面像が形成
されている。

Ｃれ筐では、本質的に奉１陽子の核を有する水素の儂が
形成場れている。その他の元素やアイソドーグは適度な
時間内に断面像を形成するに光分な程活性ではない。然
し乍ら、これらの元素は、当該容積部Ｏ物質含有率を評
価するような像形成以外の分野で研究されている。然し
乍ら、ｆｒ！！［代謝の研究を含む種々様々な梗用目的
に対し、その他の物・簀の像を形成することが強く要望
される。

本発明の目的は、人体内の特定物質のＮＭＲ投影ａｔ形
成することである。

本発明の別の目的は、データ収集時間を実質的に減少す
るようにして人体の分Ｉｌｌ　ＮＭＲ投影ｇＩｔ形成す
ることである。

本発明の更に別の目的は、儂のぶれに対してあまり敏感
でないようにしてＮＭＲ像を形成することである。

本発明の更に別の目的は、ＮＭＲ投影ＩＩを形成するこ
とである。

本発明の良に別の目的は、実質的に解像度の嶌いＮＭＲ
像を形成することである。

本発明の良に別の目的は、水Ｘ以外の物質のＮＭＲ＊’
を形成することである。

本発明の更に別の目的は、成る容積体の特定部分のＮＭ
Ｒ投影ａｔ形成することである。

簡ＪＬＫａ明すると、本発明によれば、人体内の種々の
ＮＭＲ成分會嵌わす２次元投影像が形成これる。Ｃれら
は、介在物質を除外した特定物質の投影ａｔ影形成るよ
うに処暑される。父、人体内の特定領域Ｏ投影儂も得ら
れる。

本発明ｔ−艷に完全Ｋｉｌ解するため、添付図面【参照
して幾つかの実施例ｔ−以下に絆細罠説明する。

本発明の一般的な４Ｉ像は第１図１に説明することによ
って最も良く理解されよう。ここでは、人体１０の部位
１０の組織の特定の特ｇｌｔ表わす像を選択的に形成す
るものとする。例えば、１１は、目で兇えるようにしよ
うとする骨′ｆ：表わして因る。

或いは父、肝臓や腎臓や脳等の軟組織１２を目で見える
ようにする場合には骨１１が妨げとなるＣともある。父
、軟組織１２内に出し九腫瘍６２で示され九ような疾患
領域【目で見えるようＫすることもしばしば重畳である
。

ＮＭＲを用いてこれらの像形成を行なうこれまでの方法
は、断面像を形成するものである。Ｃの形態は、介在す
る構造組織の問題ｔ−回避するために用いられている。

然し乍ら、これらの方法は、データ収集時間が比較的長
く、ｗ４ｇ１度が悪く、ＳＮ比が悪く、視野が狭いとい
った多数の制約がある。

これらのパラメータは、例えばデータ収集時間を非常に
長くとれは解像度やＳＮ比が良くなるとｂうように互い
に兼ね合い関係にあるが、全体的な性能はかろうじて使
用できるという程度のものである。

これらの問題の多くは、断面像ではなく投影偉會侍るこ
とによして解重できる。投影謙は当該部位全体を包囲す
る視野ｔ−有している。父、投影倫の場合は、基本的に
非常に少数の測定しか必要とされないので、データ収集
時間が相当に短かく、解ｍ度が高く、そしてＳＮ比の高
い装置を作ることができる。

全ての投影ｇ１形成についていえることであるが、これ
ら装置に伴なう基本的な問題は、介在する物質が当＃領
域の妨げとなることである。然し乍ら、本発明において
は、不所望な介在構造組織ｔ）１４択的に除外して、当
＃領域のみの投影像を形成し、然もＣｔ’ＬＫ関連し九
全ての効果を有するような方法が提供゛さＩしる。

先ず初め、部位１０の谷部を選択的に像形成する方式に
ついて説明し、次いで使用することのできる種々の投影
像形成方式について説明する。然し乍ら、一般的には、
例えばコイル１６及び１７により励起されるＳ極片１６
及び１４ｔ−用いて軸方向の主磁界が形成される。コイ
ル１６及び１７は同じ方向に磁界を発生するように直流
電源■１によって駆動ネれ、部位１０内の当蚊領域全体
にわ九って実質的に均一の磁界が形成される。これはこ
の磁気系の中で最も強力な磁界であり、その＊ζは約１
キロガウスである。このコイル及びその他のコイルに対
し、文字対Ａ−Ｄは単なる便宜的なやり方で接続に表わ
している。

磁気勾配コイルを用いて特定の領域が通訳される。コイ
ル１８及び１９は電＃　Ｖ２　（２０）によって駆動さ
れ、２方向の勾配磁界【形成する。同様に、コイル２６
及び２４は部位１０の両側に配置され、電源Ｖ、（２５
）Ｋよって駆動てれてＸ方向の勾配磁界【形成する。均
一磁界を形成するコイル１６及び１７とは異なり、これ
らの勾配磁界コイルは各々の方向に変化する磁界上形成
するように互いに作用する。

コイル２１及び２２は、送（ｌ器及び受信ＷＯ両方の機
能【果たす高周波コイルである。これらコイルは、部位
１０内に実質的に均一な磁界を形成するように同じ方向
に磁界に発生する。スイッチ２７が送信位置２６にある
時は、信号発生器■４を用いて部位１０内の磁気スピン
が励起される。

スイッチ２７が受信位置に入れられ死時は、部位１０の
磁気スピンから信号６１が受信される。これら（１号は
プロセッサ２９で処理され、部位１０の特定物質の投影
像が形成される。これにより生じる投影像は表示装置５
０に表示される。これは平面２８におけるＳ位置０の投
影体である。

励起信号■４　　とプロセッサ２９とｔ色々に！ｉ會わ
せて便用して、部位１０内の特定の物質、器１又Ｆｉ障
害、ｓ【分層することができる。平面２９に投影された
これらの分離場れた構造組織の投影体が表示装置５０に
表示される。

特定の励起を用いて、部位の投影体が得られる。

これらはρ、Ｔ１及びＴ２の関数である。但し、ρをよ
スピン密度であり、Ｔ１　はスピン格子禰も長手方向緩
和時間であり、そしてＴ２はスビンースビノ即ち横方向
緩和時間である。各智質社これら６つのパラメータの独
特の組を有している。１つ以上のＣれら物質の投影体を
各々形成する一連の測定を行なうことができる。関数的
には、これら社ｆｎ（ρ、　Ｔ１　、　Ｔ２　）と表わ
すことができる。但し、ｆｎは１つ以上のこれらパラメ
ータの成るＩＩ数である。一般的には、多数の測定技術
を用いて、これらパラメータの種々の員数関係が形成さ
れる。

次いで、これらを合成し、例えば所与の組のパラメータ
ρに、Ｔよｋ及びＴ、Ｂ、を有する物質ｋｌ除外するこ
とができる。同様に、これらを合成して、所与の組のパ
ラメータを有する物質像を増強及び／又は分層すること
もできる。この機能により、慶 当該領域を分離し介在構造組線管除外することによって
、投影像形成ｔ−蛾も効果的に利用することができる。

例えは、部位１０内の投影経路に物質人及び物質Ｂの２
つの物質があると仮定する。後述する投影像形成方式の
一方金用いて、磁気モーメントを古典的に９０°回転さ
せる励磁信号で部位ｔｍｓする。受信された自白−導減
衰信号Ｏｙ軸に沿った投影体は次式で表わされる。

Ｉ、＝／ρｄｙ ＝ρｈｚ＆＋ρｂＺｂ 但し、ρ１　及びρ、は２つの物質の密度であり、Ｚ＆
及びｚｂはｙ方向の静路長さである。従ってＺｌ　及び
ｚｂはＸ及び２の関数である。所望される分離投影像は
Ｚ＆（Ｘ　Ｉ　＄　）及びＺｂ（ｘ　＋　ｚ　）である
。

というのは、これらが特定物質の投影体を表わしている
からである。Ｃれらの投影ａｔ分−する最初の段階とし
て、投影きれたー足値Ｉ工（Ｘ、Ｚ）ｔプロセッサ２９
に記憶する。

次いで、Ｔ１　　の関数を含む第２の測定を行なう、−
１これは先ず１８０°逆転励起信号で部位會励起するこ
とによって行なうことができる。この場合、ＦＩＤ信号
は発生されない。次いで、時間Ｌａ　後に９０°励起信
号を与える。受信信号の強さは次式で表わされる。

１２　＝／ｐ（１−２・−ｔ、、／’１’１．　ａｙ従
って、２つの未知数ｚａ（”ｒｚ）及びＺｂ（Ｘ、Ｚ）
に対し測定値Ｉ　１　（Ｘ　＋　ｚ）及びＩ２（Ｘ、Ｚ
）を表わす２つの式が得られる。骨や軟組織等の如き当
該物質に対しては、定数ρ１．ρｂ＋Ｔ１ｍ及びＴｌｂ
が既知数である。これらの式【解くと、次のようになる
。

但し、 Ｇ、−［１−２・−１・／Ｔｋ〕 従って、物質Ａの２次７Ｌ：投影体である賄別の分離ｇ
Ｉ！が形Ｘ芒れる。同様に、Ｚｂ　像は次式で表わされ
る。

ｚｌ　像とｚｂ　像とがいったん分離されると、これら
を用いて、これら２つの成分の混合体である特定物質が
除外きれる。例えば、障害部又は器官の物質がｚ、Ｌ対
Ｚｂの比τを有するものと仮定する。従ってこの障害部
が除外された＊Ｚｘ　は次式１式％ 成る特定の物質を除外するのに加えて、腫瘍が良性のも
のであるか悪性であるか【判断するような未知の物質を
計画するのに−もこの方法を用いることができる。比τ
に対して制御器を設置することができる。医師は表示装
置倉見ながら、障害部が消えるまでこの制御器を調整す
ることができる。

これにより生じた比τは腫瘍物質の特性を表わす。

２′つの物質の特性ρ及びＴ１　　を表わす信号につい
て上記したが、横方向即ちスピン−スピン緩和時間Ｔ２
は、■４　　として９０°励起（！ｌ４ｉ）を用いて自
由誘導減衰を与えることによって＃Ｊ足される。この信
号の強さは前記の１１　　である。時間ｔｂ　の儀に、
１８　Ｕ’逆転信号が与えられる。Ｃれは、非均−磁界
により生じ良信号位相を逆転させ、同相状ｓｒとらぜ始
め、時間２ｔｂＫスピン工コー傷号ヲ発生させる。この
信号Ｉ６　　の強さ祉次式で表わされる。

一２ｔｂ／Ｔ２ Ｉ３＝　ｆ、Ｏｅ　　　　　ｄ）ｒ −２＆、−にｔｂ／”Ｚａ　＋Ｊｂ＠　　”　ｔＶＴｈ
ｂｚｂ＝ｌ）　、　Ｈ，Ｚ、　＋ｌ）　ｂＨｂＺｂ但し
、 Ｈｌ−宥Ｃ−２ｔｂ／Ｔ２．） この付加的情報は、Ｚ　＠　（ｘｒ　ｙ　）及びｚｂ（
ｘ、ｙ）の分子ｍ像１に得るのに使用できる。更に重畳
なことであるが、この情報は第５の物質ｚｃ　　會分離
するのに２用できる。例えば、６つの測定値１１　、Ｉ
２及びＩ３　　ｔ−用いて、部位３０Ｐ３Ｏ骨１１、軟
組織器官１２及び腫瘍６２の分層投影像を作ることがで
きる。

マ）　ｌ）クス表示法を用いると、強ｔＳ定値のベクト
ルは次のように表ねされる。

Ｉ＝ＭＺ 但し２、Ｉｉｉ測定ベクトル であり、ＭＦｉｍ足マトリクス であｐ、そして２は物質ベクトル である。６つの分ｍ物質＠ＶＣ対する解は単にＺ　＝　
１１Ｉ である。但し、′Ｍ−１は５つの同時式に対する解でお
るマトリクスＭの逆数である。

この方式の！Ｗ１１ｍが第２図及び第６図に示されてい
る。波形は第２ａ図、牙２ｂ図及び第２Ｃ図に水源れた
ように発生される。第３１！ｉ）Ｋ示されたように、パ
ルス発生１ｓ４０は一連の種々のノ（ルスを発生する。

これらパルスは、励起波形■４　　を構成する変調され
た高周波パース）を形成するＯＫ用いられる。これらの
高周波バーストは、便用される像形成装置のＮ式に基づ
いて狭帯域でわってもよいし広帯域でおってもよい。こ
れについては以下で説明する。

第２図は一連のパルス■　、これに関連した磁気モーメ
ントの角度θ、及び発生器れる受傷信号６１を示してい
る。第２１図に示されたように、変−益４２からのバー
ストは９０°励起信号を形成する。このバーストの臘、
スイッチ２７が送信位置２６から受信位置６１へ動かさ
れる。この切換えはパルス発生器４２によって制御され
る。受信した自出酵導滅ＩＩ色号は、密度の縁横分を示
した第２ａ図に示されている。パルス４７はサンプル・
ホールド装置ｔ４５＼込りれ、これは自由鋳導減衰信号
工１　　のビーク蚕巾ｔ−ａｌｅ鍮し記憶する。

同様に、前記しじうに、Ｔ１　　に関連した測定値は、
１８０°励起バーストの優に時間ｔ＆ｔおいて９０°バ
ーストを用いることにより第２ｂｌ＠ＩＫ示され九よう
に得られる。これによｐ生じるＦＩＤ信号Ｉ２のピーク
もサンプリングされて記憶される。

第２Ｃ図はＩ２　　を表わす測定ａｔ得るのに用いられ
る／−ケンスを示している。ここでも、第２＆図の場合
とｆｉｒ］様に、９０°の励起パルスが便用される。Ｃ
れにより生じるＦＩＤ信号は無視することもできるし、
１１１ｃ４出する別の方法としてこの信号ｔ　ｍｌ定す
ることもできる。時間インターバルｔｂ債に、パルス発
生１！４０及び変１Ｉｌｌｌｓ４２を用ムて、１８０°
の逆転励起信号が発生される。これにより位相ずれした
スピンが逆転され、同相状態【形成し始める。スピンは
時間２ｔ、において再整列し、スピンエコー信号を発生
する。この信号工６　のピークはす／プル拳ホールド装
置４３に記憶される。

他の多数Ｏハルスジ−ケンスの組合せｔ用いてρ、Ｔ１
及びＩ２の種々の投影関数を表わす３つの偵号工１、Ｉ
２及びＩ３　ｋ得ることができる。これら６つの記憶ブ
れた信号は代数インバータ４４へ送られ、この代数イン
バータはＩＩＩ型代数の問題【解いて、マトリクスを逆
転し、６つの物質像を形成する。これらの像は嵌示装置
６０に［級懺示できる。これらは例えば骨や、肝臓や成
る種の麿瘍ｔｌＩわすことができる。或いは又、Ｃれら
の基本的な物質の１み付けされた和又は差を合成器４５
で合成して所望の物質ｇｓ【増強したり打ち消し友やす
ること−できる。

上記の分析においては、測定された強度１１が、物質の
種々の物壇特性に等しいものとして示された。この等式
は、使用される特定の形態によって決まる比例係数内で
あることが明らかである。

血管内を流れる血液のような移動物質の投影像を形成す
る時に１１、流動血液の実効パラメータρ、Ｔ１及びＩ
２が看しい変化管受ける。これにより、流動血液以外の
骨や軟組織のような全ての物質を除外するＯとができる
。これＫより作らｎる儂は血管の分離投影像である。こ
れらは重大な疾病である血管の狭窄即ち狭細を診断する
上で非常に重要である。

現存のＮＭＲ＊は、奉賀的に全て水素核又は陽子の儂で
ある。その他の元素のｇ／Ｉを形成するＹみがＮｕｃｌ
ｅａｒ　Ｍａｇｎ＠ｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　ｉｍ
ａｇｉｎｇ　Ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎ＊という本のオ９章
に取り上げられている。Ｃの章はＤａｖｉｄ　Ｍ、　Ｋ
ｒｉｍｅｒ　　代著のものである。主九る問題は、他の
当該元素の場合ＮＭＲ作用が低いことである。４度なＳ
Ｎ比を得る丸めＫは、積分時間を長くしそして解俸度？
下げることが必要である。こィしらの要件により、水素
・以外のものの像の医療分野への利用が妨げられている
。窒素、燐、ナトリウム、酸素、炭素、カリウム、塩素
及びフッ素の−ｒイノトープを言む有望な元素について
幾多の実験研究が行なわれている。

投影１＃を形成する場合には、測定回数が大巾に減少さ
れ、各測定における物質の量が大巾に増大される。この
ように′して実効感度が全体的に高くされることにより
その他の元素の像形成が非常に効果的なものに−ａれる
が、データ収集時間を成る程度長くし及び／又り解像度
を成る程度下げることが必要となる。その他の元素【用
いた場合には人体内の谷物質に関するｌに別の独立した
パラメータが与えられると共に種々の器官及び障害部の
識別、除外又は増大１に艶に綿密に行危うことができる
。次のような基本的な式が用いられる。

ω〇−γＨ 但し１、ω０　は核共鳴周波数でありセしてＨＵ局部磁
界である。パラメータγは使用される特定の元素又はア
イソトープによって決まる。従って谷アイントーグは別
々のｊｉｉ１波数を発する。各元素又はアイソトープは
前記したようにそれ自体のパラメータρ、Ｔ１及びＴ２
に有している。それ故、各々の新たな元素又はアイソト
ープｔａｔ定する場合には、その物質を定める６つのｌ
！に別の独立パラメータが得られる。

第４図に示されたように、受信備考６１社帯域フィルタ
５０．５１及び５２へ送られる。これらフィルタの各々
は像形成はるべき元素又はアイソトープに対応する中・
し周波数【有している。これら信号は、前記し友ものと
各々同じであるサンプル・ホールド回路４３．５３及び
５４へ送られ、ここでρ、Ｔ１及びＴ２の関数に対応す
るＦＩＤ信号又はスピンエコー信号のピークが測定され
記憶される。従って、谷元素又はアイソトープに対し、
３つの測定強度が確立される。６つの元素又はアイソト
ープ１０２用する特定例においては、これら物質を定め
る９１ｖＡＯＨ４立パラメータが得られる。

これらは代数インバータ４４へ送られ、このインバータ
は９Ｘ９７）　ＩＪクスを反転し、高度の物質選択性を
与える。Ｃれにより生じる物質信号は、その他の柚々様
々な同様の物質を像から除外したりその像を増強したり
できるようなｉｌ！ｉｌＦの化学的分析を行なうのに用
いることができる。

第４因に示されたように、種々の元素及びアイソトープ
は同時に満量される。然し乍ら、多くの場合、水素以外
の元素に対しては、強い軸方向磁界を用いることが所望
される。この場合は、各々の元素ごとに軸方向磁界を順
次に変えるようにして、櫓々の元素及びアイソトープか
らの信号を得ることができる。従って、水素以外の元素
に対しては■１　　が増加これる。

一般的には、樵々の元素及びアイソトープのρ、Ｔ１、
Ｔ２及び速１１表わす投影側定値が得られる。

これら測定僅の投影成分は、当骸物質を分離、除外父は
識別するように合成される。もちろん、調食芒れる谷元
木又はアイソトープに灼しては、その元素に対応する所
畳のＦＩＤ信号又はスピンエコ−１ｒ号が信号５１に吉
まれるように、励起信号■４はその周波数においてエネ
ルギを含んでいなければならない。

第１図の基本的な構成を用いて色々なやり方で投影ｇ／
Ｉｔ得ることができる。１つの方法においては、投影１
ｊｉ２８に各々垂直な平面積分籠の配列体が形成ネれる
。各角度において、１組の平行平面からの信号が得られ
る。平面の角度は勾配磁界の方向によって決定はれる。

全勾配磁界は、コイル１８及び１９會用いて信号Ｖ２　
Ｋより駆動される２方向の勾配磁界と、コイル２６及び
２４を用いて信号ｖ６　により駆動されるＸ方向の勾配
磁界とを組合わせたものである。

例えば、成る電圧の信号■２　が印加されそして信号Ｖ
６　がゼロである場合には、勾配磁界が２方向のみとな
る。それ故、２軸Ｋｌｌ直な各Ｘ７平面は異なった磁界
を受け、異なった周波数を発生する。成る部位が広帯域
の高周波信号ｖ４　　によって励起これた時には、これ
らの平行平面が同時に信号３１を発生する。グロセツサ
２９はデジタルＦＥＴ　（高速フーリエ変換器）のよう
なフーリエ変換装置【備えていて、平行平面の各々から
の信号【１−々に抽出する。次いで成る電圧の信号Ｖ３
　　を印加しそして信号Ｖ２　　ｔゼロ　Ｖｃしてこの
プロセスを繰り返し、Ｘ軸に対しても々―直である１組
の平行なｙｚ平面に関する情報が形成される。中間角度
の勾配を与えるようＫ　Ｖ２　及び■６　の電圧【組合
わせて用いるだけで、中関角［Ｋおける平面の組が得ら
れる。

全ての角度においてこれら全ての平■は投影平１１ｉ２
８に対して垂直となる。釜平閣に対する積分値が平面２
８における線投影となる。次いでプロセッサ２９におい
て、投影体からの古典的な再構成技術を用いて、所望の
投影−が再構成される。

最も一般的々ものは旋回型背面投影システムである。従
って、プロセラｔ２９は、童て０角［４ｃ＆ける平面信
号を形成するフーリエ変換装置と、６角ｇＫおける値を
記憶する記憶装置と、２次元投影像【再構成する再構成
装置と會備えている。

これ壇での投影像形成−置に伴なう１つの関亀は、儂を
再構成する盲でに金での平面データ１＊集しなければな
らないことである。これにより装置は動きに対して若干
敏感な−のとなる。好ましい実施例では、第１図に示さ
れ九−のと同じ基本構成にされる。従って、部位１０の
成る平面内の−を表わしている投影像２８０完全な−に
対する情４１１會得ることができる。２方向の勾配磁界
は、Ｖ２　　を交流即ち経時変化信号にすることによ９
時間と共に変化するようにされる。２軸ＫＩＩ［な１つ
の１７子面は勾配磁界のゼロ点となるので経時変化しな
いようにされる。受信信号６１はこＯゼロ平向からＮＭ
Ｒ信号會受ける。というのは、その他の平面は適正な励
起を受けないからである。ゼロ平面以外の全ての平面の
平均をとるように、送僅及び／又は受信モードで経時変
化勾配【与えることができる。

定電圧の信号Ｖ３　ｔ−コイル２６及び２４へ与えるこ
とによりＸ方向に静的勾配が与えられる。それ故、ゼロ
平面のも巌はこの平面がバースト倫号発生器■４　　に
より励起きれ九場合に＾なっ九周妓歇【発する。プロセ
ッサ２９は−ｖＣ１平面からの信号ｋｔ換するフーリエ
変換装置を備えている。信号倉楯々の周波数に分解する
と、投影平面２８上の線上の各点又は平面内の各線から
の信号が形成はれる。従ってフーリエ変換装置の出力は
投影響のｌｌに沿った各点の配列体を直接的に形成する
。

ゼロ平向の２位置を変えてこのプロセスが繰返される。

ゼロ平面は、交流信号■２により１起される勾配磁界が
ゼロであるよう彦平面によって決定される。第１図に示
されたように、コイル１８のＢ端子がコイル１９のＢ端
子へ接続これ九場合には、これらコイルが位相ずれして
暴動されるので、ゼロ平面は正確にこれらコイル関に位
置される。ゼロ平面の位置を動かすには、コイル１８０
Ｂｍ子ｔアースしそしてコイル１９のＢ１１１１子に信
号ｋＶ２ｆ　！１続することかできる。ｋが１に等しい
場合は、ゼロ平面が再びコイル関に位置される。

然し乍ら、ｋｔ−１より大きくするか又は１より小はく
することにより、ゼロ平面が各々上及び下に勤かされる
。かくて、投影平面２８に所望の水平融像を形成するよ
うにＷｒｉＩの平面を選択することができる。

このデータ収集装置では、動きの影響が相当に改善され
る。投影響は１度に１本の鰻という速度で得られるので
、像の不明瞭場は、像全体【形成する時間ではなく、谷
線を得る時間に基づくものとなる。それ故、このやり方
は、急速な動Ｉｔ伴なう身体領域、例えば心臓の領域に
好ましく用いられる。

以上に述べた２つの投影像形成方式は、部位１０の物質
に対する投影成分量を測定する前記装置のいずれにＩ用
することもできる。真えは、第２ｂ図及び第２ｃ図に示
これ九励起信号に代って平行平面又は平行線の配列体が
同時にｗＪ＠ｌされるような前記の広帯域励起信号を用
いることができる。第２ｂ図及び第２ｃ囚に水源れた全
てのパルス波形に代り、成る周波数帯域にゎたって同時
に９０”又は１８０°励起を与える広帯域波形音用いる
ことができる。これらの波形は、古典的なａｉｎＸ／’
　Ｘ形状の包絡［１４＃Ｌ、従ってそれらのフーリエ変
換は当＃韻域において平らなスペクトルとなる。

信号６１は先ずフーリエ変換装置へ送られ、特定Ｏ周皺
倣領域を各々表わす１１１Ｏ（１１が形成される。各信
号はサンプル・ホールド淡雪４６へ送られ、第２ｂ＠及
び第２Ｃ図に示され曳タイミングを用いて、部位Ｏｆｒ
投影領域會☆々表わす周波数に対し、１１　　、Ｉ２１
び１５　が形１１Ｅｓれる。従って、第５！１１は、第
１の投影像形成方式の場合は部位の１つ０ＸＦｉｆ＋に
対する処ｍｔ素わし、或いは＆に崎変化勾配ｔｙ＠いた
第２０投影赤形虞−置Ｏ場會は成る平面内０１本０１１
に対する処＠を表わしている。従って、部位の投影成分
Ｉ　　、Ｉ２及び１３　を表わすデータの収集と、これ
ら測定値の２次元投影像への組立てとｔ分離させゐこと
ができる。

Ｉ　Ｋ　）ＩＩ　Ｏデータ収集方式は励起された平向の
交ｍｔｓ用する４０″１？ある。１８０°Ｏ逆転励起を
行なうと、磁気スピンモーメントＯ角ｆが逆転され、自
由−導減衰傷号は発生され々い。投影平面２８に直角な
特定の平面が励起される。次いでこの平面はこれに直交
する平面との交差【用いて優々のＩｗＫ分解される。苔
直交平面は逆転励起ネれる。

例えば、電圧■２　　を印加することにより２方向の勾
配磁界１２用する。前記し九ように、種々のｚ　＠　Ｋ
おける谷々のｘｙ”ｌ’面は桑なった磁界を受け、従っ
て異なった周波数を発する。スイッチ２７１に送傷位置
に入れて適当な周波数Ｏバーストｖ４′を与えることに
より成る特定のＸ７千Ｈｔ励起することができる。この
バーストの振巾及び時間巾は、磁気モーメントの９０’
の古典回転を与えるように調整される。これにより生じ
る一由霞導減衰信号は無ＩＡされる。

次いで、この選択され九平面は、投影平面２８Ｋｆ１ｍ
な―々の繍の配列体に分解される。これＫより所望の投
影像の線が形成される。飽和され九Ｘｙ平面に交差する
ｙｚ平面の配列体によ夕上記−の配！一体が形成される
。上記平面の配列体は、！方向に勾配を作るように電圧
Ｖ３　を印加して各々のｙｚ平面が異なった共鳴周波数
に刺応するようＫすることによって形成される。次いで
、■４　を用いて広帯域の逆転励起が行・なわれる。こ
の逆転励＠ｌＩＩｇち１８０°励起では、＃起されたｘ
ｙＢＦ面との交１１において出力が発生されるだけであ
る。

これによシ生じるスピンエコー減衰信号５１は、ｍＩｉ
！され丸ｘｙ平ＩＩにおける交層の配列体１表わす広帯
域信号である。ブｃ１奄ツす２９は、このｌ１号【、各
々の交ａｔ表わす周波数成分に分解するフーリエ変換＃
＆置會備えている。これら５ｅａｉｏ各々は投影平ｌ１
１２８上の点の投影値ｋｌＩわしている。

平面が選択され死時にバースト信号■４の周披数會変え
ｂだけで各々Ｏｘｙ千＠に対してこのシーケンスが繰ヤ
返これる。かくて、完全な投影ｇＩが形成１れる。

この投影像形成方式は本質的に第２＊ｌ＃ＯＫ示され九
シーケンス【用いるもＣ）−’ｒ：あや、この場合は各
々の分離される交１が９０”の励起を受け、次いで１８
０°の励起を受け、スピンエコー信号１３　の振巾は特
定酸分の線積分ｔ１！わす。然し乍ら、第２Ｃ図に示こ
れ九備考１１　　は、ｍ’を分離？せた平面合歓シーケ
ンス０１１１″′Ｃあるから、使用するＣとができない
。それ故、Ｉ１　　及びＩ２　０１１１定は他の投影像
形成シーケンスの１つによって行なわねばならない。

へ費譜 １９７６１Ｆ−１Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｐｈｙｓｉｃ
　　　　　ｒ−ｎｔＪオ９巻、第２７１−２７８頁に掲
載され九Ｐ、凧ｊ−ｆｉ＠ｌｄ、　Ａ、Ａ、　Ｍａｕｄ
ｓｌ＠ｙ及びＴ−ｋｉｎＩｓ　　著の”　ＮＭＲによる
＾速走査陽子ｖｆｉ度像形成”と聰する論文に基づいて
ＩＷＩｌｌｌの投影像形成装置を用いることができる。

この方法においては、２方向に勾配【用い、整形された
パルスを用いて、９０°スピンモーメントを有する１つ
の区分以外の全ての平面が励起される。次いで、非励起
平ｗＪに直角な勾配を用い、別０９０°励起が用いられ
る。２りＯ平１ＩｌｉＯ交鎗のみが第２０励起後に受信
信号上発生する。

オ１ｗＡｔ説明すれば、信号■２　から得られた勾配磁
界を用い、次式で表わされるパルス励起信号ｖ４　が用
いられる。

＝　（ａ　５ｉｎｅ　ａｔ　−ｂ　５ｉｎｃ　ｂｔ　）
ａｏｍ　ａｓｔｆ、ｔ但し、 ［Ｋ、ｆｏはアドレスされる平ｉｔを表わす中心周波数
であり、ｂは所望区分の厚みを表わし、そして息は部位
全体の犀み１ｃｐわしている。従って、励起されたフィ
ールドは２つの直交座ｉｓａ数の差であり、その大きい
方は郁位亀Ｏサイズを費わしそしてその小さい方は区分
厚みｂｔ表わしている。

０の励起の後、電圧Ｖ５　を印加することにより、Ｘ７
平面Ｋ［角の勾配が形成される。この勾配九対し、広帯
域パルスｖ４が使用され、これは選択され九ｘｙ平面内
の全てのスピン毫−メン）を同時に９０°レベルに励起
する。これＫよシ自由霞導減衰信号が７−リエ変換され
、選択された平面のみＫおける線の投影が形成畜れる。

次いで、２方向に新たな勾配を形成して新たな平面を選
択し、このシーケンスが繰り返ζ、７する。

第２図の場合のように、２２Ｃ）９０°励Ｉ＠１俵の自
由鍔導減衰信号の娠巾は所望の信号工１ｔ−表わしてい
る。前記したように、この信号は７−リエ変換され、選
択され丸干面内の％−に対する工１　の　　　　−値が
同時に与えられる。第２ａ＠に示されたように、この同
じ像形成法を用いて、１５に＃ｌＡ定することができる
。９０”の広帯域バースト凌、図示されたように時間ｔ
ｂ倉おいて、１８０°の広帯域バーストが使用される。

時間２ｔｂＫ生じるエビ／エコー信号は次いでフーリエ
変換され、盆てＣ）ｉｌＫ対する工６　の値が得られる
。従って、この像形成法では、各−に対して１１　　及
びＩ６　投影信号を形成することができる。０れらは２
５図のように処理場れ、物質の像が形成される。

更に別の投影像形成方法は前記し九スピンそらし像形成
方法に基づくものである。これは、励起されたｘｙ″＋
面が−々の線に分解されるといり膚で前記方法Ｋｇｌ供
している。然し乍ら、分解方法が明確に異なる。選択さ
れ九ｘｙ十面ｔバースト信号ｖ４　　で励起する前に、
電圧■６　を用いてこの平面に直角な勾配が与えられる
。これはＸ方向に位相を周期的に”ぞらず”ように作用
する。それ故、これにより生じる受信信号は、励起され
たｘｙ平面内のＸ方向の周期的な変化を表わしている。

これらの周期的彦変化の空間周波数は、電圧ｖ５　　に
よや表わされる勾配の強さ會変えることによって変更こ
れる。異なった電圧■６　　で一連ｏｎ定を各々行なう
Ｏとにより、Ｘ方向の分布がその空間周波数成分に分解
これる。プロセッサ２９は、この分解場れ九空聞周波数
を投影像２８ＫＩｉｉ［な所望の線成分に変換する逆フ
ーリエ変換Ｓｔ含むことができる。

前記し友ように、この方式では、一連０励起により、励
起された平面がＩＩＩＫ分解場れる。前記したように、
全てのＸ７千ｉ１に対してこれｔ繰や返すことができる
。然し乍ら、これは比較的長いデータ収集時間′ｔｌ−
景する。好オしいやり方は、平行な１７千面會全て同時
に励起する広帯域Ｏ励起信号Ｖ４ｔｆ用することである
。これら平面４ｈ谷々庵波数のｉ４なるものである。と
いうのは、Ｖ２　ＶＣよって２方向に勾配が与えられる
からである。今度はＶ３ＶＣより形成されるＸ方向の位
相そらし勾配が−々の周波数において全てＯｘｙ千面平
面ｆ１時に与えられる。１固々の平面は前ｙｉ＝ｏフー
リエ変換装置を用いてプロセッサ２９で分−され、各平
ＷＪＫ対応する個々の周波数が分離される。従って、一
時的なフーリエ変！！ｌｌ！により個々のｘｙ平１ｉｌ
ｉが分離され、そして空間的な逆フーリエ変換によって
平面内の線が分解される。

このスピンそらし投影傷形成方式Ｆｉ第２ａ囚、第２ｂ
図及び第２０図の投影潟ｊ定装置の各々Ｋｖ用できる。

例えは、広帯域の９０”励起後Ｋ、信号が一時的にフー
リエ変換され、信号が別々の平面に対して分割さ７’Ｌ
る。各平面信号は一連の空間パターンを用いて縁に分解
され、七の後、空間的にフーリエ変換はれる。これによ
り、投影平面２８上の点に対応する部位内の谷−ごとに
信号１１　が彫虞される。

１つの広帯域の９０°励起ＶＣ代って、第２ｂ図及び第
２Ｃ図のシーケンスを用いることができ、この場合Ｖｉ
９０’バースト及び１８０°バーストの両方に対し広帯
域励起が用いられる。次いで変換を行なうと、部位１０
のも線の積分もしくは投影体に対し所望のＩ、１２　及
び１６信号が形ｇ場れる。

前記の投影像形成方式の各々においては、各元素又はア
イソトープに対応する各々の周波数帯域において測定を
行なえることが境解ζ扛よう。即ち、第４＠を参照すれ
ば、成る％定の元素に対し信号３１について行なわれる
ｓｋの作動は、種々の周波数で共鳴する種々のアイソト
ープ及び７Ｃ素に対し信号５５．５６及び５７について
行なうことができる。

文献に述べられ九その他の多数のデータ収集方式も、投
影モードに用として修正を加えれば、使用することがで
きる。父、各々の投影方式は槽々の物質の洩々の成分の
馨積分測定値會与えるように使用される。

前記の基本的なデータ収集装置のも々は３次元断ｍｅｔ
形成する複雑なデータ収集装置の１部として使用されて
いる。然し乍ら、本発明では、これらのデータ収集装置
は、データ収集速ｆが速く、ＳＮ比が良く、解ｇＩ度が
高く、ぶれに対してほとんど不感であり、ＬｊＢ経の均
一性Ｖｒ−灼する条件が緩和芒れ、視野が非常に広く適
正でおるという前記の全ての効果を部位１００２次元投
影１に与えるように変更？れる。

前記したように、投影像は、平面２８に対しｙ方向に戚
る特定の投影角で得られる。多くの診断においては、２
つ以上の角度で投影ａｔ−得ることが所望される。これ
は第１因に示され九構成体全体を回転することによって
得ることができる。戚いは父、コイル２６及び２４に−
［Ｋ且つ投影平１１２８に平行Ｋｌに別の１組のコイル
を使用するＣともできる。これらコイルをコイル２６及
び２４に代って使用して直交平面における投影像【形成
することができる。

前記の説明においては、投影像の４Ｉ定成分の重み付け
された和音とることによって不所望の介在構造組織が除
外はれた。更に別の一般的なやり方は、不所望な介在構
造組ａｔ避けるように部位１００部分の投影＃建値を得
ることである。１つの一般的なやり方は、ｗＪｌ！され
る部位にこれらの不所望な構造ｍ線管含まないことであ
る。これは静的磁界音発生する比較的小さなコイル１６
及び１７【用いそして轟＃磁界のみを形成するようにこ
れらコイル【配置することによって行なうことができる
。例えば、骨１１１励起しないようＫこれらコイルを配
置することができる。このやり方では、縁磁界によって
像に種々の歪が生じるという望ましくない結果となる。

然し、これら歪は投影像形成方式では甚だしいものでは
ない。

好ましいやり方は、高周波励起コイル２１及び２２のサ
イズの選び方及び配置の仕方である。これらのコイルは
、これら両コイルの軸が２軸に−１である限りは、いか
なる位置に配置きれてもよい。従って、不所望な介在構
造組織奮励起しないように、これらコイルｆｚ軸のオゎ
りで回転すると共に横方向にずらずことができる。

成る場合には、部位１００特定領櫨に灼する投影像を得
るのに、更に精巧で且つ正確な方法が所望される。これ
は２つの一般的な方法を用いて付なうことができる。こ
れらの方法は、３次元書形成方式の１部分として文献に
既に述べられているものである。ここでは、これらの技
術ｔａＩｆ！＃のやり方で利用して、投影ｓｔＭＲｐ出
す部位を限定する。

ｉつｏ一般的す技術が、１９８０都、Ｐｈ１ｌ。

Ｔｒａｎｓ、　Ｒ，Ｓｏｃ、　Ｌｏｎｄｏｎ、　Ｂ２８
９の第５４３−５４７ＮＫ褐叡されたＤ−Ｈｏｕｌｔ著
の１圓転ズーグマトグ見方が紹介これている。高１１１
ＩｔｌＬ磁界に勾配があることは、部位の１部分が所望
の９０”励起を受け、一方その他部が１８ｏ°の逆転を
受けて信号を弗生しないこと【意味する。この論文では
、この方法をスピンそらし装置と共に用いて、平ｒｋｔ
樵々の繰り返し空間成分に分解することが述べられてい
る。この方式では、この特性を用いてＩＩＩＡｌｌＩｉ
１位【限定することができる。

コイル２１及び２２は、第１＠の場合のように両方が等
しく駆動きれるのではなく、励起勾配を与えるように駆
動されてもよい。コイル２１０点Ｄｉアースし、コイル
２２０点Ｄｉ（！Ｉ号ｋＶ４で駆動することができる。

勾配の程度はｋＫよって左右され、ｋは所望の勾配方向
に基づいて１より大きくてもよいし１より小さくてもよ
い。例えば、部位の不所望の部分が１８０°の逆転を受
けて信号【発生しないように勾配を構成することができ
る。

別の構成としては、１端のＯ゛から他熾の１８０″まで
位相が変化するように勾配が構成される。この場合は、
所要の９０”励起が行なわれる部位の中央領域の投影儂
が形成され、１１１１ｉｌｌ領域は減衰信号上発生しな
い。周期的に大まかに変化する励起シーケンスを用いた
−に精巧な方式を使用することができる。上記の変化を
記憶し、曾成し、そして部位１０の任意の領域ｔｊ！択
するように用いることができる。然し乍ら、６次元傷形
成を用いた方式に比べて、このような励起が必費とされ
るのは比較的わずかであることを強調しておく。

例えば、部位全体ではなくて、２つの高周波励起コイル
２１と２２との間の領域を励起する０とが所望されると
仮定する。この＃ｔ！１該１ｉｌＩ櫨を適度に分離させ
るため、一連の６つの勾配励起を与えることがで會る。

その各々の値Ｂ１　は次式で表わされる。

Ｂよ＝Ｂｏ＋Ｂｃｙ これはＩＩａ的に変化する高ｊ！ｌＩ波励起磁界を与え
る。

第１の勾配励起ンこおいては、部位の１１ＩＩｌの０°
から他喝の９０°まで変化するようＶｃｆｒＬが構成さ
れる。

これにより、相灼ｆｉ　１＋１　Ｉ　１　が第５図の−
１１６０で表わされるよりなＦＩＤ信号が発生される。

Ｃの信号は、主として、はｌ、：ｙ：＝ＱであるＳ位の
中央部から得られる。然し乍ら、この信号の選択度はあ
まり鋭いものではなく、従ってｙ−±Ｌ／２である部位
の両端付近の不所望な介在構造組織から若干の出力が発
生これる。

Ｂ１　勾配の異なる信号’１ｉｌｌＫ　１つ又は２り侍
ることによｐ空間選択度【改曽することができる。

例えば、磁気モーメント角が一２７０＠から＋２７０゜
までＫなるように才２組の励起波形がコイル２２及び２
５に７Ｊａ見られる。これＫより、第５図ＫｍｌｌＩＩ
Ｉ６１で示きれたように、最大励起及び最小励起をもつ
オ６０隣波変化領域が得られる。ｌ！に、オ６の励起（
図示せず）を用いて、位相が−４５０゜から＋４５０゛
まで変化するような第５′ｅＡ波分布を形成することが
できる。古典的なフーリエ級数分ｍ’を用いると、これ
らの２つ又はそれ以上の励起の結果を適当な重み付けで
追加して、第５＠に曲１ｌ１６２で示されたように、励
起領域ｔａ位の中央に限定することができる。このよう
にして非常に多くの種々の変化を用い、Ｂ１　励起勾配
を用いて、部位１０Ｃ）ｉｌｌ域を分離することができ
る。

上記の選択励起法では、１つの投影成分工、が形成はれ
る。多くの場合にはこれで充分である。

というのは、特定の物質特性【有する構造組織【除外す
るのではなく部位の１部會選択的に励起することによっ
て、介在構造ｍ１ｌｋが除外されるからである。然し、
多くの場合には、選択励起と、物質像の打ち消し又は増
強との両方上行なうことが所望される。例えば、第１図
を参照すれば、選択励起によって骨１１に除外し然も一
貫像の増強又は打ち消しＫよって腫瘍３２′ｇｃ分離即
ち分析することが所望される。

種々の投影部分が９０’又は１８０°であるような特性
を用い、勾配励起を用いることにより、他の重畳な成分
Ｘ２　及び■６　　を得ることができる。例えば、第２
Ｃ図【参照すれば、各々の選択勾配励起を行なつ九ｆｆ
ｌ、時間ｔｂ　ｔおいて、更に別の勾配励起を行ない、
谷点に９０°励起信号ｔ−ｍえる。

従って、各々の９０°領域は今や１８０°となり、時間
２ｔｂにスピンエコーが発生される。このようにして、
投影俸ｌ３ｔ−得ることができる。同様に、各点［９０
°励起信号′を加えるＣとから始めてｔ１秒ｍＫＮに別
の９０°信号を除去して％点【励起する場合には、第２
ｂ図の励起シーケンスが形成される。最初、９０°領域
は１８０°にあｐ、ｔａ−秒置に９０″励起【除去する
と、ビーク振巾が１２　　であるＦＩＤ　（ｉ号が発生
される。測定値１１　　、　　Ｉ２　及び工６　は前記
したように合成され、選択され九部位内の特定の物質が
選択される。

部位の１Ｂ分を選択する第２の一般的な技術は、Ａ、Ｎ
、　Ｇａｒｒｏｗａｙ、　Ｐ、に、　Ｇｒａｎｎ＊１及
びＰ。Ｍａｎｓｆｉａｌｄ著の“選択照射プロセスによ
るＮＭＲ儂形成”と題する誦文に述べられている。ｃ（
Ｉ）場合は、スピン格子緩和時間Ｔ１　に匹敵する時間
巾１ｔもっ１８０″轟パルスである”燃焼”パルスを用
いることによって特定領域のスピンモーメントが減磁さ
れる。このパルスの周波数によって、飽和さるべき領域
が決定される。それ故、信号■４　は、投影像が所望こ
れない部位１０の領域を表わす周波数を有した飽和パル
スとなる。このパルスは、部位１ｏの所望領域に相当す
る周波数においてはエネルギをもたない。例えば、信号
■４　は次のように表わされる。

但し、ｆｏ　　は当該部位の中＋Ｌ７ｔｌｊわす中心板
波数であり、Ｄは投影像形成が所望される部位の部分に
相当する周波数レンジであり、ＣはＣＯＤの場Ｂ部位の
全周波数Ｌ　；　、”ｌ衣わしている３、促つ（、ｆ、
、＋Ｄ／２からｆ、＋−Ｃ／２１で及びｆ。−Ｄ／２　
　からｆｏ−Ｃ／２までの周波数レンジに相当する値域
が除外きれる。

もちろん、この信号■４　は、コイル１８及び１９及び
／又はコイル２５及び２４により形成孕れる静的勾配の
存在下で与えられる・。勾配の方向及び強さにより、基
本的な関係ω０＝γＭｔ−用いて、Ｉ８波数ｆ。−Ｄ／
２及びｆ。−Ｃ／２に相当する部位の部分が決定される
３゜ この部位選択飽和パルス■４　の優は、非飽和部位に対
しいかなる投＃像形成方弐ｋｇＩ！用することもできる
。この投影像形成方式は、第２龜図、第２ｂ図又Ｖｉ第
２ｃ図のいかなる成分選択装置にも使用できる。

一般に、６次元の再構成に用いられる技術は、２次元投
影ｇ１を得るところの部位ｔｌａ足するためには、成る
制約され九形態で利用される。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の実施例を示す概略図、第２人図及び第
２Ｂ図は励起信号、０れに伴なう磁気モーメントの角度
、及び発生される受信信号を示したグラフ、 第６図は信号処履装置の実施例を示すブロック図、 第４図は多周波数信号処理装置の実施例を示すブロック
図、そして 第５図は本発明実施例の性能會示すグラフである。 １０・人体の部位　　　１１・・・骨 １２゛°軟組織　　　　　１６．１４・・・磁極片１６
．１７・・・コイル　　１８．１９・・・コイル２０・
・・電源 ２１．２２・・・コイル ２６．２４・・・コイル ２５・・・電源 ２６・・・励起信号 ２７・・・スイッチ ２８・・・投影平面 ２９・・・プロセッサ ３０・・・表示装置 ６２・・・膿瘍 ６１・・・信号 図面の浄Ｍ（内容に変更なし） ！？ ＦＩＧ、／。 ■　θ １ ２６ｖ、θ ＦＩＧ、　３゜ ＦＩＧ、４ ■。 ＦＩＧ、　５゜ ５８４１Ｂ 特許庁長官　殿 １、事件の表示　昭和ｊ７年特許願　第、２２≠ｇｏｇ
号３、　補正をする者 事件との関係　　出願人 氏名　　　　アルパート　マコフスキ ４、代理人 ５、補正命令の日付　　昭和５ｇ年３月２９日（２）図
面の浄書（内容に変更々し）。 特開昭５８−１５４６４７（ｆｆ６）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、　核磁気共鳴を用いて成る容積体内の選択された物
   質の投影像を形成する方法において、核磁気共鳴作用の
   複数の成分の２次元投影体【測定し、そして Ｃれら成分を処理して上記容積体の特定物質の２次元投
   影像ｔ１つ以上形成することｔ％黴とする方法。 ２、上記の成分を処理する段階は、上記容積体内の成る
   物質を除外することを含む特許請求の範囲第１項に記載
   の方法。 五　戚る容積体の選択された領域の投影ｇ１ｔ−形成す
   る装置において、 上記容積体のｉｓ択された値域の核磁気共鳴作用の投影
   体ｋ　ｆ８１定する手段と、 上記容積体の選択きれた領域の核磁気共鳴作用の投影像
   を形成するように創定値を処理する＋設とｔ具備するこ
   と全特徴とする装置。 ４、　上記測定手段は、上記選択され九部分のみが出力
   ４６号を発するように、上記容積体の選択されない部分
   を飽和励起させる手段を備えている特許請求の範囲第３
   項に記載の装置。