JPS63119745A - 迅速ｎｍｒ像形成方法及び装置 - 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】 （産業上の利用分野） この発明は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）像形成方法及び装置
に関する。主な用途において本発明は、ＮＭＲデータを
迅速に取得し、緩和時間と比較的独立に高信頬の像を生
成することに関する。

（従来の技術と問題点） 既存の磁気共鳴作像系は、２ＤＦＴ　（２次元フーリエ
変換）つまりスピンワープ方式を用いている。この方式
は特に、Ｗ、　Ｓ、　ｔｌｉｎｓｈａ−及び＾、Ｈ０Ｌ
ｅｎｔによる一般的な論文「ブロッホ方程式から作像方
程式まで；ＮＭＲ像形成の概論Ｊ　、Ｐｒｏｃｅｅｄｉ
ｎｇｓｏｆ　ｔｈｅ　ＩＥＥＥ、、Ｖｏｌ、　７１　、
Ｎ１３．１９６３年３月に記されている。この方式では
、一連の励起が使われ、各励起が空間周波数領域つまり
にスペース内のラインを与える。これは、読出前に加え
られ、ｋスペースの走査を所望のラインに移動させる一
傾斜軸上の可変領域位相コード化傾斜によって達成され
る。次いで続出中、ｋスペース内の選択ラインを走査す
るのに固定振巾の傾斜が使われる。

ｎｘｎ像の場合、各々約１秒であるｎ個の別々の走査が
必要なので、比較的長い時間で高品質の像を与える。

より高速の走査のため、多くの手法が講じられてきた。

恐らく最も早かったのは、Ｐ、　Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ及
び１．　Ｌ、　Ｐｙｋｅｔｔによる論文、Ｊｏｕｒｎａ
ｌ　ｏｆ　ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｓ　Ｖ
ｏｌ、　２９　、ｐ、　３５５．１９７８、に記された
エコー平面方式であろう。この方法では、平面の励起後
に、一定の傾斜が一軸上に、また矩形波が他軸上に加え
られる。これが１回の励起で、ｋスペースの迅速走査を
与える。走査の時間は妥協の結果を表わす。つまり走査
時間が比較的短いと、長い緩和時間Ｔ２を持つ物質のＳ
Ｎ比が妥協される。逆に比較的長いと、短いＴ２を持つ
物質かにスペースの部分的走査だけとなり、歪められる
。

迅速な像形成のための別の手法は、Ｃ，Ｂ、　Ａｈｎ。

Ｊ、　Ｉｔ、Ｋｉｍ及びＺ、　Ｉｌ、　Ｃｈｏの論文「
高速ラセン走査エコー平面式ＮＭＲ像形成Ｊ　、ＩＥＥ
Ｅ　Ｔｒａｎｓ、　ｏｎＭｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇｉｎ
ｇ、　Ｖｏｌ、Ｍ　Ｉ　−５，１９８６年３月によって
提案されている。これでは、ｋスペースを走査するのに
一定の周波数ラセンが使われる。

この場合にも、走査時間においてＳＮ比と歪みの間で同
様の妥協が生じる。但し、走査は円形に対称なので、歪
みまたはぼけ関数が対称である。また、ｋスペースの走
査は非一様な線形速度を持ち、高い方の空間周波数で最
大となる。これは高周波数の応答に損をもたらす。

高速の磁気共鳴像形成に関する一般的手法は、１９８０
年８月１４日提出のヨーロッパ特許出願第８０１０４８
０８．３号、公告番号第０−０２４−６４０号「移動す
る傾斜ツーグマトグラフィ」　（発明者Ｒｉｃｈａｒｄ
Ｓ、　Ｌｉｋｅｓ）に見られる。迅速なデータ取得のた
め、１回の励起後に空間周波数領域を走査する多くの方
法が示されている。これらの中には、サイン波によって
発生されるリササジュパターンとロゼツト、異なる初期
位相によるラセン、及び同心円が含まれている。こうし
た方法は、空間周波数領域を適度に満たす。しかし、比
較的短い緩和時間Ｔ２を持つ材料は、空間周波数領域の
一部だけが走査されるので歪んだ像を生じる。これらの
物質を含めようと走査を短くすると、積分時間が減少す
るため、長いＴ！値を持つ物質のＳＮ比が減じる。

迅速な像形成に関する一般的な手法は、Ａ。

Ｍａｃｏｖｓｋｉによる論文「時間変化傾斜による体積
式％式％ Ｖｏ１．２．１９８５年２月に記されている。これに４
は、サイン波及びその他の傾斜波形を用いた方式が示し
である。また、パルス応答を補正し、時間変化傾斜をス
ペクトロスコピーに加える方法も示されている。

（問題点を解決するための手段） 体積中の一領域の磁気共鳴活性度が、空間周波数領域内
に一定速度のラセンを与える時間変化傾斜を用いて像形
成される。比較的低いＴｔ４ｆＬに対し高い信頼性、比
較的高いＴｔ値に対し高いＳＮ比、及びＴｔ感度の良い
像を与えるため、ラセンは起点へと引き返される。傾斜
の条件は、別々の励起を用いた一連の周期すらしラセン
を使うことで最小限化される。更なる時間削減のため、
非一様性の影響を減少させる反転励起を用いて、空間周
波数領域の半分だけを走査可能である。

発明のより完全な開示のため、以下添付の図面を参照し
ながら幾つかの例示実施例について詳しく説明する。

（実施例） 発明の広い観点での理解は、対象物１０のＮＭＲパラメ
ータが像形成される第１図の系を参照することで得られ
よう。図面を見易くするため、標準的なコイル構造は全
て示してない。何故なら、それらのコイル構造はどのＮ
ＭＲ作像系にとっても一般的なものだからである。通例
に従い、Ｂｏは２方向で示されている。これは０．１〜
２．　ＯＴｅ５ｌａ間の、静的な主磁場である。それぞ
れの傾斜磁場Ｇ、　、Ｇ、及びＧ８は約１．０ガウス／
ｃ１１で、２方向磁場に対するｘＳｙ及び２方向の変化
分を表わす。コイル１１が無線周波数の励起と受信を表
わす、一部の系では励起と受信用に別々のコイルが使わ
れ、また別の系では第１図に示すように同一のコイルが
使われる。スイッチ１２が、２モ一ド間の切り換えに使
われる。スイッチ１２はまず位置１３に接続され、そこ
で発信器１５が対象領域つまり体積１０全体を励起する
のに用いられる無線周波数バーストを発生する。励起バ
ーストの後、スイッチ１２は位置１４に切り換えられ、
そこで励起対象物１０から発せられる自由誘導減衰（Ｆ
　Ｉ　Ｄ）信号を受信する。この信号がプロセッサ１６
で処理され、処理後の像がディスプレイ１７上に表示さ
れる。

２ＤＦＴを用いた既存の市販系では、各々が空間周波数
領域つまりにスペース内のラインを与える一連の励起が
使われる。次いで、このライン配列が所望の像を形成す
るように変換される。これらのラインは例えばＧ、軸等
、傾斜軸中の１つに沿った静的傾斜によって発生される
。任意の時点におけるに、値は傾斜の積分で、従ってＸ
方向に一様の走査を形成する。２Ｄ（次元）配列中にお
ける各ラインの位置は、続出間隔前にＧｙパルスの面積
によって求められる。これで各ラインのｋ。

位置が決まる。

この手法は高品質の像を与えるが、各励起間隔は約１秒
のオーダなので、長い作像時間を与える。

そこで本発明者等は、各励起後ににスペースの全部また
は主要部を走査することによって、極めて迅速にデータ
を収集する手法を提供する。

ｋスペースを迅速に走査するその他の方法も発表されて
いる。しかし、これらの方法は緩和時間Ｔ２のために歪
みを蒙っていた。像内の物質が比較的短い減衰時間Ｔ２
を有すると、その放射信号かにスペース走査の一部だけ
に存在する結果、パルス応答の劣化と像の歪みをもたら
す。こうした迅速走査を記した方式には、前述したＭａ
ｎｓｆ　１ｅｌｄ。

Ｃｈｏ、　Ｌｉｋｅｓ及びＭａｃｏｖｓｋｉの各論文が
含まれる。

Ｃｈｏの論文は、起点から始まって半径方向外側に移動
するラセン波形を用いている。しかし、このラセンは一
定の角周波数なので、線形走査速度は半径の増大につれ
減少する。従って、走査はより高い空間周波数で少ない
時間を費し、それらの振巾を減じる。これはパルス応答
を広げ、解像度の劣化を引き起こす。

好ましい方式を第２図に示す。こ＼では、波形が次式で
表わされる一般的な形を持つ：Ｇｘ　（ｔ）　＝Ａｓｉ
ｎ（ＢｆＤ及びＧｙ　（ｔ）　＝Ａｃｏｓ（Ｂ−Ｊ′Ｔ
″＞これは、はゾ円形の−様な分布を表わす一定速度の
ラセンを与える。半径はＪ「と共に増加し、角度も−ｒ
Ｖにつれて変化し、はり一定の線形速度を生じる。

第２図は、ｘ−ｙ平面内の断面像を発生するのに使われ
る迅速な本走査方式を示している。無線周波数励起信号
である信号１３は、選択された平面の共鳴周波数に対応
したバーストである。平面の選択は、傾斜Ｇ、を用い通
常の方法で行われる。

バースト２０中に生じる波形２１が、共鳴を与える２位
置を表わす所望の断面を表わす。平面の励起後、スイッ
チ１２が位置１４に切り換えられて信号を受信し、前述
した２つの傾斜波形が加えられる。つまり、Ｇｘ（ｔ）
がＡｓ１ｎ（Ｂ　ＩＴ’）の波形２３、Ｃ，（ｔ）がＡ
ｃｏｓ（Ｂ−／Ｔ′）の波形３４である。

緩和を無視すれば、受信信号１４は次式で与えられる： 但しＴは磁気回転比。この式は、空間周波数領域つまり
にスペースが走査される２次元のフーリエ変換を表わす
。こ＼で、瞬間的な空間周波数ｋＸ（ｔ）　とｋｙ（ｔ
）は次式で与えられる：起点の近い区域を除き、空間周
波数領域の半径方向成分は次式で与えられ； また角度は次式で与えられる： これは、ｋスペースを等しく加重する一定速度のラセン
を表わす。この点は第３図に実線２７で示しである。点
線を無視すれば、ｋスペースの走査は起点からスタート
し、所望のラセンを生じる。

定数ＡとＢは、連続状の円が相互の接触を避けて充分に
接近し、且つスペース全体が所望の時間内で走査される
のに適切なサンプリングを与えるように調整される。

こ＼で生じる主な問題の一つは、緩和時間Ｔ２に関する
ものである。ｋスペースが走査されるといるサンプル中
の異なる物質は、異なった割合で減衰する。従って、長
い減衰時間を持つ一部の物質はにスペース全部に遭遇し
てパルス応答が短くなる一方、比較的短いＴ２値を持つ
他の物質は主に低い空間周波数に遭遇しそれに応じてパ
ルス応答が広がる。

この問題の一つの解決策は、全ての物質が小さい減衰と
なるような比較的高いＢ値で、極めて迅速な走査を行う
ことである。しかしこうすると、長時間信号を放射し続
けるＴｔの高い物質のＳＮ比が損われる。また、得られ
た像からＴ２感度が取り除かれてしまう。この問題を解
消するのはにスペースの冗長走査である。最初の走査後
、経路が反転され、反対方向に走査が繰り返される。前
進及び逆転走査全体は各励起後１回以上反復でき、得ら
れた各値が加算される。これは高いＴ２成分に対し高い
ＳＮ比を保証すると共に、得られる像の強度値が時定数
Ｔ２により変化することを保証する。

ｋスペースの反転は、両傾斜波形の極性を反対にし、波
形を逆戻りすることによって達成される。

従って、２回の冗長走査について次の式が得られる： Ｇ（ｔ）　＝Ｇ（ｔ）　　　　　　Ｏ＜　ｔ　＜Ｔ＝−
Ｇ　（２Ｔ−ｔ）　　Ｔ＜ｔ＜２７＝Ｇ　（ｔ−２Ｔ）
　　　２Ｔ＜ｔ＜３Ｔ＝−Ｇ　（４Ｔ−ｔ）　　　３Ｔ
＜ｔ＜４７但しＴはにスペース全体を走査するのに使わ
れる時間。

第２図はそれぞれ後半区分２５．２６でＧＸ（ｔ）及び
Ｃ，（ｔ）波形の反転と逆戻りを示している。

これらの波形は各々、反転波形全体が完了し、第３図中
実線２７上の矢印で示された起点に走査を戻すまで続く
。像の再構成は、プロセッサ１６を用いて達成される。

再構成の一般的手法は、前記Ａ、　Ｍａｃｏｖｓｋｉに
よる論文「時間変化傾斜による体積式ＮＭＲ像形成Ｊ　
、Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　ｉｎＭｅｄ
ｉｃｉｎｅ　　Ｖｏｌ、２．１９８５年２月に記されて
いる。これでは、受信信号１４が次式で与えられる傾斜
変調波形の共役と乗算される： ｍ（ｘｏ、ｙｏ） ｋｙ（ｔ）（３１−Ｖｏ）））　ｄｘｄｙｄｔ但し？ｎ
　（ｘｏ　、　　）’ｏ　）はＸｏ＋　　ｙｏにおける
磁性の予測値で、系のパルス応答によるｍ　（ｘ、ｙ）
のたたき込み（合成積）である。つまり、再構成像内の
各点Ｘｏ＊　　ｙｏ毎に、上記のように適切な関数を乗
算し、プロセッサ１６で積分する。次いで、処理後の磁
性ｍ　（ｘｏ、　　）’ｏ　）が１７に表示される。

冗長走査の方式には、数多くの変形が可能である。応答
の平坦さを改善するため、受信動作で各種の連続的な冗
長走査を加重できる。しかし、これはＳＮ比に悪影響を
及ぼすことがある。また、後続の励起後に反転走査を行
い、より平坦な応答を与えることもできる。

ラセン中に多くのループを含めた高解像度の冗長走査を
用いれば、　〜β〒ｘ”＋ｃｖ”−に比例する走査速度
が上昇し、傾斜増巾器からより多くのパワーを必要とす
る。また、ｋスペースが短時間のうちに高密度でサンプ
リングされねばならないので、必要なサンプリング速度
も上昇する。これは、より精巧なＡ／Ｄ変換器とより多
くのバッファ段を必要とする。つまり、迅速、冗長、高
解像度の走査はハードウェア上の負担を系に加える。

上記の負担は、第３図に示すように周期ずらしを行うこ
とによって減少できる。これはＳＮ比も高める。一連の
励起がなされ、各励起の後ににスペースの走査が続く。

励起シーケンス全体は、人工的な動きを避けるための息
止の期間内に充分大る数秒間とし得る。心臓の動きが含
まれるか、あるいは脈動を含む血液の場合、励起はＥＫ
Ｇ　（心電図）波形にゲートできる。いずれにせよ、ｋ
スペース内に周期ずらしセットを形成するように、各々
のシーケンスがそれぞれの初期タイミングにおいて変更
される。第３図は連続する励起によってなされる周期す
らしラセン走査を示し、第２図の波形が傾斜波形ＧＸ、
ＧＶの初期位相を変えて繰り返されている。走査の初期
勾配α、つまり起点での勾配は次式で与えられる： ｋＸ　　　　　　　　　　ｔＪＸ αの値を対称的に配分して、周期ずらし走査を達成でき
る。

傾斜波形の積分の共役と乗算するという前述の再構成方
式は、計算上集中させられる。計算上の負担を最小限化
するため、周知なように、ｎビクセルについてｎ２でな
く約ｎ　ｌｏｇ　ｎの演算を必要とする２ＯＦＦＴを利
用することもできる。高速フーリエ変換つまりＦＦＴは
、Ｊ、　Ｗ、　Ｃｏｏｌｅｙ及びＪ、　Ｗ、　Ｔｕｋｅ
ｙの論文、Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ　Ｃｏ＋ｍｐｕｔ
ｉｎｇ＋ｖｏ１．１９．１９６５年４月、２９７〜３０
１頁によって最初に論じられた。明解な説明は、Ｇ、　
Ｄ。

Ｂｅｒｇｌａｎｄの論文、５ｐｅｃｔｒｕａ＋、　ｖｏ
ｌ、　６．１９６９年７月、４１〜４３頁に見い出せる
。これでは、第５図の“矩形”ラセンに示しであるよう
に、２Ｄ変換が−様なデカルト系グリッド上でサンプリ
ングされる。曲線３７は起点からスタートし、一定の速
度で図示の矩形ラセンを発生する。これは第４図に示す
ように、ＧｘとＧｙ両軸間を交互に繰り返す一連の順次
増加する長さの傾斜パルスによって一般化される。傾斜
に先行する平面励起の波形は、第２図のものと等しい。

　ゾ石ｘ”　４Ｑ、２は一定なので、ｋスペースの軌跡
は定速度で移動する。

この走査もあらゆる点で、第２及び３図の場合と同様に
処理できる。ｋスペースを逆戻りする反転の冗長走査で
は、時間Ｔ後に傾斜が反転され、点線の波形３６で示す
ように、傾斜が逆の順序で繰り返される。また、同じく
傾斜波形の初期位相を変化することで発生される点線３
８のように、周期ずらし走査も発生可能である。１コの
時間装置で最初のパルス３０と３３の巾を半分にし、更
にその後の各パルスの巾も減少させれば、２対１の割合
の周期ずらし走査が得られる。それより大きい割合の周
期ずらしも同様に達成される。

処理動作では、走査が終了したところで、所望なｍ（ｘ
ｏ、ｙｏ）の２次元変換を記憶してお（。次いでその変
換値が、付随の高速及び低コストで、２ＤＦＦＴを用い
てプロセッサ１６により再構成される。

何、れの磁気共鳴作像系でも、励起後時間の経過した時
点の信号振巾は、不均等性及び化学的シフトによって減
じられる。異なる対象地点の時間に伴う位相シフトの増
加が、コヒーレンスを失なわせる。この位相外れは周知
のように、励起の段階に応じ、Ｘまたはｙ軸を中心とし
た１８０°の励起によって生じるスピンエコーを用いて
補正できる。つまり、位相外れのスピンが、位相の外れ
るのに要した時間と等しい時間内に再び位相合せつまり
集束させられる。これらのスピンエコーは第１〜５図の
系に加えられ、コヒーレンスの消失を防止して、緩和時
間の全間隔中データの収集を可能とする。

スピンエコーの一使用法を第６〜７図に示ス。

こ＼で、スピンエコーはにスペースの上方半分内に矩形
ラセンを発生するのに使われる。この系も、スイッチ端
子１３を介した発振器１５からのバースト５０によって
励起される。スライス選択用の傾斜Ｇ２は示してない。

スライス選択が所望なら、第２図の波形２１と２２を使
える。励起の後に一連の傾斜パルス５５．５３及び５６
が続き、ｋスペースの軌跡４０を起点から上方、右方更
に下方に位置４１へと移動させる。この時点で、１８０
゜バースｌ−５１かにスペースの軌跡を共役位置４５に
移動する。この後に傾斜パルス５７．５４及び５８が続
き、再び地点４５から地点４２へと上方、右方更に下方
に進む走査がなされる。またこの後に１８０″のバース
ト５２が続き、ｋスペースの軌跡を４２から４６に移す
。このシーケンスが再度繰り返され、傾斜パルス５９か
ら始って軌跡を４６から４３に移動させる。後続の各シ
ーケンスが、Ｇ、の上方及び下方傾斜パルスに１単位の
巾を付は加え、ＧＸの“右方”傾斜パルスに２単位の巾
を付は加える。つまり、不図示の１８０°バーストを次
に続け、軌跡を４３から　４７、更に４４へ移動した後
、別の１８０６バーストで４４から４８へと移動させる
。このようにして、牢乎面全体が発生される。

傾斜Ｇｙを全て反転して同じシーケンスを繰り返せば、
ｋスペースの他の半分を与え、保全体の２ＤＦＴを行う
ことができる。次いで、これがプロセッサ１６内で２Ｄ
ＦＦＴに付され、ディスプレイ１７に像を表示する。か
かる１８０’バーストの使用は、第２及び３図の円形ラ
センにも使える。つまり、波形２４のピークからピーク
まで等Ｇｙの各完了サイクル後、１８０°バーストを用
いてｋＸ軸を旋回させる。この後に波形２３の正の半サ
イクルが続く。波形２３の負の半サイクルは使われない
。従って、Ｇｙの完全なサイクル、１８０°バースト及
びＧＸの半サイクルというシーケンスが得られ、第２図
に示すように周波数が減少する。

一定の条件下では、像を再構成するのに第６図に示した
にスペースの牢乎面で充分である。これは、走査時間を
半分に削減するので望ましい。所望の像ｍ　（ｘ、ｙ）
が実数値なら、そのフーリエ変換はエルミート行列で、
実数部分が偶数、虚数部分が奇数である。このため、正
の半分中の各Ｍ（ｋＸ、ｋｙ）について、負の半分では
Ｍ　（−ｋＸ、−ｋｙ）＝Ｍ“（ｋＸ、ｋｙ）とし得る
。但し＊は複素共役数である。しかし、多（の磁気共鳴
系は非均質性、化学的シフト、渦巻電流等による位相シ
フトを示す。これらが非エルミート行列への変換を生じ
る。つまり、ｋスペースの負の牢乎面を推定するときは
、エラーが発生する。これらのエラーは、例えば一定の
位相を減じて各位相を調整し、起点がゼロの位相シフト
を持つようにすれば減少できる。

第８図は、位相シフトの影響を最小限とする別のにスペ
ース走査を示す。これでは、低周波数領域が完全な走査
を有する一方、高い周波数領域は上側の牢乎面に制限さ
れる。完全な低周波数領域は、第５図のように１８０°
の励起を含めないでか、あるいは第６〜７図に示すよう
に１８０’の励起を含め、負の半分を別に行うことによ
って生成できる。高い周波数領域は第６〜７図と同様に
、６６．６７．６８及び６９で生じそれぞれ軌跡を７０
．７１．７２及び７３へ移行させる１８０＠の励起によ
って生成される。一般に像は、高い周波数の位相エラー
よりも低い周波数の位相エラーに対して感度が高い。ｋ
スペース全体が存在するれ、θ（ｘ、ｙ）は位相シフト
のエラーである。

単純に振巾を取れば、現在の各方式で行われているよう
に歪みのないｌ　ｍ（ｘ、　ｙ）　ｌを得られる。第８
図の方式では、逆変換に続く振巾演算でｌ　ｍｌ（Ｘ、
　ｙ）　ｌ　　（但しｍｔはｍの低周波数領域を表わす
）を求めることによって、まず低周波数の領域を再構成
できる。スペクトルの残りは、エルミート近似を用いた
にスペースの失なわれている半分を推定することで再構
成される。次いでこれらを組合せれば、高周波数領域の
エラーは低周波数領域よりも許容できるので許容可能な
像を生成できる。

第８図のデータ取得法を用いた別の手法では、ｃｏｓ　
θ（ｘ、　ｙ）とｓｉｎθ（ｘ、　ｙ）が“ゆっくり変
化する”関数で、低い周波数スペクトルを表わすこ変換
は、第８図の対称的な低周波数領域とほぼ匹敵するかま
たは小さいサイズのスペクトルＬ（ｋＸ、に、）である
。こう仮定すれば、対称られ、さらに変換することによ
ってＬ（ｋＸ、ｋｙ）を得る。θ（ｘ、　　ｙ）とＬ（
ｋＸ、に、）を得れば、Ｍ（ｋＸ、に、）の残りを補正
してエルミート行列にできる。

換したＭ（ｋＸ、ｋｙ）本Ｌ　（ｋｘ　、ｋｙ　）であ
る。このＭ＊Ｌは、Ｌ（ラプラス変換）であるたたき込
みでき、奇数部分の極性が反転される。

Ｍ（ｋ、、に、）値を得れば、エルミート特性を用いて
Ｍ　（−に、、−に、）＝Ｍ”　（ｋ、、に？　）であ
る負の半分を再構成可能である。

同じ論旨を用いたにスペースの部分走査に対する別の手
法は、周期ずらし走査を組合せることを含む。最初の走
査で、第６図のようなにスペースの上半分を生成できる
。次の励起では、第５図の方式に示すような周期ずらし
走査に続くが、ｋＸＸ上下方点線で表わしであるにスペ
ースの下半分だけを生成する。こうして、ｋスペースの
異なる半分に１に８１及び１ｋｙｌの各値をずらしては
さみ込む。次いで、内挿法を用い全てのにスペースを推
定する。ｋスペース内の各点は、ｋスペースの反対側半
分に基づくエルミート反射から得られる隣接点と平均化
できる。

第３及び５図の方式は、起点からの距離が順次増加する
連続ループを含むラセン形走査の一般的方式の例に過ぎ
ない。例えば、傾斜波形を変更すれば、六角形や六角形
のパターンを発生できる。

ラセン形走査の何れにおいても、緩和時間Ｔ２による歪
みを最小限化し、Ｔ２感度を持つ像を与えるように、軌
跡の方向反転逆戻りを用いることができる。また第３及
び５図に示すように、連続走査に周期ずらし走査を加え
て、傾斜の強さとサンプリング要求を最小限化可能であ
る。さらに、どのラセン形走査においても、第６図に示
すような１８０”の反転を使え、また第６及び８図に示
したようなにスペースの一部の走査も使える。

以上説明した各種の高速走査実施例は、励起領域におけ
る磁気共鳴活性度の断面または投影像を与える。しかし
一部のケースでは、血管だけの投影像を与えてデータを
取得するのが望ましい。この種の方式はＡ、　Ｍａｃｏ
ｖｓｋｉの論文、１Ｂ！！Ｅ　Ｔｒａｎ−ｓａｃｔｉｏ
ｎｓ　ｏｎ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉ＋ｓａｇｉｎｇ、　ｖ
ｏｌ、　Ｍｌ　−１，４２〜４８頁（１９８２）に記さ
れている。高速走査は、心臓や呼吸の動きを考慮せずに
、血管像を迅速に得るのを可能とする。複数の周期ずら
し走査の実施例を使う場合には、心臓の動きによるエラ
ーを避けるように、各励起をＥＫＧ信号にタイミング合
せできる。−触に血管造影法では、非選択的励起を用い
た投影作像が使われる。つまり、第２図の励起は傾斜Ｇ
、がなければ非選択となる。

前述した各論文に記された多くの手法を用いて、静止組
織を消去し、移動する物質だけを作像するのも可能であ
る。励起は、静止物質を平衡状態に戻し、移動する物質
だけを励起するような“消去”式励起ともし得る。ある
いは、血液の異なる速度に対応して心臓サイクルの２つ
の異なる部分でデータを取得し、その後差し引くという
時間的減法も使える。

【図面の簡単な説明】 第１図は磁気共鳴作像系の概略ブロッホ図；第２図は本
発明の実施例の一組の波形図；第３図は第２図の実施例
の空間周波数図；第４図は本発明の別の実施例の一組の
傾斜波形図；第５図は第４図の実施例の空間周波数図；
第６図はにスペース平面の半分を利用した実施例の空間
周波数図；第７図は第６図の実施例に対応した一組の波
形図；及び第８図は本発明の別の実施例の空間周波数図
である。 １０・・・・・・体積（対象物） １１・・・・・・励起／受信手段（コイル）１５・・・
・・・発振器 １６・・・・・・処理手段（プロセッサ）、２０．５０
〜５２・・・・・・バースト２３〜２６；３１〜３６；
５３〜５８　：・・・・・・磁気傾斜波形 ２７ｉ３７・・・・・・ループ 図面のｊ’４”：：：（ 白°゛１“：二゛くニガなヒ） ぐ　　　　　　　　　　　　　−） ・　８　　　　　　　　　　　　　　　　　　　■■ 手続補正書（方式） 特許庁長官　小　川　邦　夫　殿 １、事件の表示　　　昭和６２年特許願第１９７２４６
号２、発明の名称　　　迅速ＮＭＲ像形成方法及び装置
３、補正をする者 事件との関係　　出願人 ４、代理人

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、体積中の一領域の磁気共鳴像を与える方法において
   ： 前記領域を無線周波数バーストで励起する工程； 磁気傾斜波形を２つの直交軸に沿って加える工程で、２
   つの傾斜の大きさがほゞ一定で、像の空間周波数を表わ
   す傾斜波形の積分が起点から順次増大する距離のループ
   配列を形成する；傾斜波形の積分を前記とほゞ同じルー
   プ配列に沿って起点に戻す磁気傾斜波形を加える工程；
   傾斜波形が加えられている間に、磁気共鳴信号を受信す
   る工程；及び 前記磁気共鳴信号を処理して前記領域の像を生成する工
   程；を含む方法。 ２、体積中の一領域の磁気共鳴像を与える装置において
   ： 前記領域を無線周波数バーストで励起する手段； 磁気傾斜波形を２つの直交軸に沿って加える手段で、２
   つの傾斜の大きさがほゞ一定で、像の空間周波数を表わ
   す傾斜波形の積分が起点から順次増大する距離のループ
   配列を形成する；傾斜波形の積分を前記とほゞ同じルー
   プ配列に沿って起点に戻す磁気傾斜波形を加える手段；
   傾斜波形が加えられている間に、磁気共鳴信号を受信す
   る手段；及び 前記磁気共鳴信号を処理して前記領域の像を生成する手
   段；を備えた装置。 ３、前記傾斜波形を加える手段が、半径方向の空間周波
   数成分と周方向の空間周波数成分が実質上時間の平方根
   につれて変化し、空間周波数スペース内にラセン状軌跡
   が生じるように成す波形を加える手段を含む特許請求の
   範囲第２項記載の装置。 ４、前記傾斜波形を加える手段が、一方の傾斜がオンで
   ある間他方の傾斜がオフになり、波形の持続時間が順次
   増大して空間周波数スペース内に“矩形”ラセンが生成
   されるように、一連の定振巾矩形波を２つの直交する傾
   斜軸に加える手段を含む特許請求の範囲第２項記載の装
   置。