JP2001511054A - 磁気共鳴により対象を画像化する方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は磁気共鳴により例えば身体の頭の脳の体積内の血液の灌流パラメータを画像化する方法に関し、コントラスト媒体は身体内の血流に導入され、このコントラスト媒体は磁気共鳴により画像化される頭の体積に頸動脈を介して流れ込む。受信された磁気共鳴信号から再構成された体積の画像は次に、画像化される体積への供給源のコントラスト媒体の動脈入力関数とデコンボリューションされる。動脈入力関数はスピンの励起及び頸動脈を含み、頸動脈の直径と少なくとも等しい断面積を有する体の細長い部分の磁気共鳴信号の測定により本発明により決定される。

Description

【発明の詳細な説明】 磁気共鳴により対象を画像化する方法及び装置 本発明は磁気共鳴により身体の第一の部分の液体の灌流パラメータを画像化す る方法に関し、この方法は、ＭＲ画像化パルスシーケンスを発生することにより 第一の部分のスピンのＭＲ信号を測定し、測定されたＭＲ信号からＭＲ画像を再 構成し、再構成されたＭＲ画像と液体の供給源を介して身体の第一の部分に流れ るコントラスト媒体の入力関数との組合せから第一の部分の灌流パラメータを含 む画像を決定する各段階からなり、コントラスト媒体の入力関数を決定するため の情報は磁気共鳴を用いて決定される各段階を含む。本発明はまた該方法を実施 するＭＲ装置にも関する。本特許出願の文脈で、ｋ空間は定常磁界に傾斜を印加 することによりＭＲ信号の測定中に続く路の存在する空間周波数領域を意味する 。ｋ空間のこの路はスピンの励起とＭＲ信号が測定された時点との間の間に印加 された傾斜の時間積分により決定される。路の最も重要な部分に対応するＭＲ信 号の測定値は対象の画像の逆フーリエ変換された値を提供する。更にまた傾斜は 定常磁界に重畳され、定常磁界に傾斜を引き起こす一時的な磁界傾斜を意味する 。 上記の方法はＭａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎ ｅ Ｎｏ．３６，１９９６，ｐｐ．７２６−７３６に掲載されたＬ．Ｏｓｔｅｒ ｇａｒｄ等による”Ｈｉｇｈ Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｃｅｒｅｂｒａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ Ｕｓｉｎｇ Ｉｎｔｒａｖ ａｓｃｕｌａｒ Ｔｒａｃｅｒ Ｂｏｌｕｓ Ｐａｓｓａｇｅｓ．ＰａｒｔＩＩ ：Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ａｎｄ Ｐｒｅｌｉｍｉ ｎａｒｙ Ｒｅｓｕｌｔｓ”から知られている。知られている方法は例えば脳の 一部分の脳血流のような身体の第一 の部分の液体の灌流パラメータを決定するために用いられる。灌流パラメータは 細胞内及び細胞外の流体の間の交換を示す。灌流パラメータは検査された身体の 脳卒中の早期検出のために医師を助けるよう用いられるＭＲ灌流画像に示される 。更にまた知られた方法により、ＭＲ信号は脳血流の時間的な進行を追跡するた めに、第一の一連のＭＲ画像を再構成するために、ＥＰＩパルスシーケンスによ り脳の一部分で測定される。脳の一部分の脳血流の定量的な分布を得るために、 灌流ＭＲ画像はＭＲ画像とコントラスト媒体の入力関数との組合せから決定され る。入力関数は時間の関数として供給されるコントラスト媒体の濃度を表す。Ｍ Ｒ画像は脳の一部分に供給された入力関数とデコンボリューションされる。その ような入力関数の一例は中脳動脈の動脈血の入力関数からなる。中脳動脈の動脈 血の入力関数を決定するために、知られている方法は脳の一部への血液の供給源 の一部からなる身体の第二の部分の第二の一連のＭＲ画像用のＭＲ信号を測定す るためにＥＰＩ ＭＲ画像化シーケンスを用いる。第二のＭＲ画像の再構成の後 に、操作者は第二のＭＲ画像の例えば５から１０の動脈画素の数を決定し、この 動脈画素は中脳動脈の一部分を示す。動脈入力関数は動脈画素の強度の時間変動 に基づき決定される。例えば脳の一部分のボクセルの脳血流の画像を得るために 、ボクセルと対応する一連のＭＲ画像の画素は得られた動脈入力関数とデコンボ リューションされる。知られた方法の欠点は、動脈画素からの動脈入力関数の決 定が再現性がなく、そのような誤差が動脈入力関数の決定で生じやすいことであ る。 本発明の目的は動脈入力関数の決定での誤差を減少することにある。この目的 のために、本発明による方法は入力関数は身体の第二の細長い部分のスピンの励 起のための入力パルスシーケンスの印加及び該第二の部分からのＭＲ信号の測定 により決定され、身体の第二の細長い部分は第一の部分にコントラスト媒体を搬 送する血管の一部分からなり、第二の細長い部分の断面は第二の細長い部分の血 管の一部分のコントラスト媒体から励起されたスピンからの寄与が第二の細長い 部分の他の励起されたスピンからＭＲ信号への寄与に対して支配的であることを 特徴とする。例えば、細長い第二の部分が血管の直径の二倍に等しいときに、血 管の部分のコントラスト媒体の励起されたスピンからの寄与は第二の細長い部分 の一部からの励起された他のスピンからの寄与に対して、支配的である。入力パ ルスシーケンスが標準のＭＲ画像化シーケンスと比べて非常に短い故に、入力関 数の高い時間分解能が得られる。更にまた入力関数はＭＲ信号から再現可能に決 定される。入力関数を決定するために測定されたＭＲ信号はフーリエ変換され、 第二の細長い部分の異なる位置に対応するスピン密度がフーリエ変換されたＭＲ 信号から得られる。入力関数は例えば全ての異なる位置に対するスピン密度の和 をとることにより得られる。 本発明による方法の特殊なバージョンは、入力関数ＭＲ信号を測定するために 、入力パルスシーケンスは細長い第二の部分の長手方向軸に沿って向けられた測 定傾斜を含むことを特徴とする。故に、入力関数ＭＲ信号は傾斜に沿った位置の 縦磁化がＩＤフーリエ変換により決定されるところから測定される。単一の測定 傾斜のみを含む入力パルスシーケンスの使用の利点は入力関数ＭＲ信号はコント ラスト媒体のボーラス通過に比べて迅速に測定され、それにより入力関数の正確 さは増強される。一連のＭＲ画像の単一の画像を再構成するためにＭＲ信号の局 部測定時間に関して入力関数ＭＲ信号の速い測定により、一連の画像の再構成の ためのMR信号の測定中に第一の部分の磁化の分布が最小化され、それにより画像 内のアーティファクトの危険が減少する。 本発明による方法の更なるバージョンは測定された入力関数ＭＲ信号から入力 関数を決定するために、入力関数ＭＲ信号が測定された時点に関する入力関数の 値が入力ＭＲ信号の一次元フーリエ変換の要素の組合せから決定されることを特 徴とする。例えば入力関数 ＭＲ信号の一次元フーリエ変換の振幅の和をとることは入力関数ＭＲ信号が測定 された時点での供給源の部分に現れたコントラスト媒体の濃度に関係する値の決 定を可能にする。 本発明による方法の更なるバージョンは入力パルスシーケンスは第二の細長い 部分のスピンの励起用の２Ｄ励起ＲＦパルスを含むことを特徴とする。２Ｄ励起 ＲＦパルスはＪｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｎｏ．８１，１９８９，ｐｐ．４３−５６に掲載されたＪ．Ｐａｕｌｙ等による ”Ａ ｋ−ｓｐａｃｅ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｓｍａｌｌ ｔｉｐ ａｎｇ ｌｅ ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ”から知られている。２Ｄ励起ＲＦパルスが使用さ れたときには円筒形からなる細長い第二の部分は例えば６ｍｓのような短期間に 励起され、それにより入力関数ＭＲ信号は更に減少され、入力関数の精度は増強 される。 本発明による方法の更なるバージョンはＭＲ画像化パルスシーケンスはエコー プラナー画像化（＝ＥＰＩ）画像化パルスシーケンスを含むことを特徴とする。 ＥＰＩ画像化パルスシーケンスの使用はＭＲ画像の決定のために要求されるＭＲ 信号の速い測定を可能にする。そのような知られたＥＰＩ画像化パルスシーケン スの例はマルチスライスＥＰＩ画像化パルスシーケンス又は３Ｄ ＥＰＩ画像化 パルスシーケンスである。 本発明による方法の更なるバージョンはＥＰＩ ＭＲ画像化パルウシーケンス で、励起ＲＦパルスと対応するＭＲ信号との間のエコー時間Ｔｅは２つの時間的 に連続した励起ＲＦパルス間の繰り返し時間Ｔｒより長いことを特徴とする。こ の段階の結果として、ＭＲ信号はＴ₂ ^*重み付けの小さな範囲を有するよう得られ 、ここでＴ₂*は実際の横磁化時定数を表す。そのようなＥＰＩ画像化パルスシー ケンスはＭａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｎ ｏ．３０，１９９３，ｐｐ．７６４−７６８に掲載されたＧ．Ｌｉｕ等による” Ａ Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ＭＲＩ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ Ｃｏｍｂｉｎｉｎｇ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｅ ｃｈｏ−Ｓｈｉｆｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａ Ｔｒａｉｎ ｏｆ Ｏｂｓｅｒｖａ ｔｉｏｎｓ（ＰＲＥＳＴＯ）”から知られている。本発明による方法の更なるバ ージョンは細長い第二の部分は供給源の方向に横断的に延在するよう選択される 。入力関数の精度は供給源に横方向に延在するように細長い第二の部分を選択す ることにより更に増強される。 本発明はまた請求項８に規定されているＭＲ装置に関する。 本発明の上記及び他の、より詳細な特徴は以下に図面を参照して詳細に説明さ れる。 図１は磁気共鳴画像化装置を示す。 図２はシフトエコーＥＰＩ ＭＲ画像化パルスシーケンスを示す。 図３は円筒形の第二の部分の位置を示す。 図４は入力関数ＭＲ信号を発生する２Ｄ励起ＲＦパルスを示す。 図５は入力関数ＭＲ信号のＩＤフーリエ変換の例を示す。 図１は定常な磁界を発生するための第一の磁石システム２と、座標系Ｘ，Ｙ， Ｚの３つのそれぞれ直交する方向の定常な磁界に重畳され、定常な磁界に傾斜を 生ずる付加的な磁界を発生する種々の傾斜コイル３をまた含む。一般的に、第一 の方向の傾斜は読み出し傾斜と称され、第二の方向の傾斜は位相エンコーディン グ傾斜、第三の方向の傾斜は選択傾斜と称される。慣用により、示された座標系 のＺ方向が磁石システム２の定常磁界の方向に対応する。測定座標系ｘ，ｙ，ｚ は図１に示されるＸ，Ｙ，Ｚ座標系と独立に選択されうる。傾斜コイル３は電源 ユニット４から給電さえる。ＭＲ装置はまたＲＦ送信コイル５を含む。ＲＦ送信 コイル５はＲＦ磁界を発生するよう設けられ、ＲＦ送信機及び変調器６に接続さ れる。受信コイルは例えば人間又は動物の身体のような検査される対象の一部分 又は生体内を検査するために対象７にＲＦ磁界により発生された磁気共鳴信号を 受信するために用いられる。受信コイルはＲＦ送信コイル５と同じコイルでも良 い。磁石システム２は検査される身体７の一部分を収容するために充分大きな検 査空間を囲む。ＲＦ送信コイル５は検査空間内の身体７の一部分の周囲又はその 上に配置される。ＲＦ送信コイル５は送受信回路９を介して、信号増幅及び復調 ユニット１０に接続される。制御ユニット１１はＲＦパルス及び傾斜を含む特殊 なＭＲ画像化パルスシーケンスを発生するようＲＦ送信機及び変調器６及び電源 ユニット４を制御する。復調ユニット１０から得られた位相及び振幅は処理ユニ ット１２に印加される。処理ユニット１２はＭＲ画像を形成するためにこれらの 信号値を例えば二次元フーリエ変換により処理する。画像処理ユニット１３を用 いて、ＭＲ画像はモニタ１４に表示される。本発明はエコーシフトされたＥＰＩ 画像化パルスシーケンスに基づいて説明される。エコーシフトされたＥＰＩ画像 化パルスシーケンスは上記の論文”Ａ Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ＭＲＩ Ｔｅｃ ｈｎｉｑｕｅ Ｃｏｍｂｉｎｉｎｇ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｅｃｈｏ− Ｓｈｉｆｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａ Ｔｒａｉｎ ｏｆ Ｏｂｓｅｒｖａｔｉｏｎ ｓ（ＰＲＥＳＴＯ）”から知られている。本願に記載されたエコーシフトＥＰＩ 画像化パルスシーケンスとは別に、他の画像化パルスシーケンスもまた用いられ る。この点に関する例は３ＤＥＰＩ画像化パルスシーケンス、ターボスピンエコ ー画像化パルスシーケンス、傾斜及びスピンエコー画像化パルスシーケンス、又 はヘリカル画像化シーケンスである。上記のが増加パルスシーケンスはＭ．Ｔ． Ｖｌａａｒｄｉｎｇｅｒｂｒｏｅｋ等によるＳｐｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇから の”Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ”から知られてい る。 図２は本発明による方法の一バージョンで用いられるエコーシフトＥＰＩ画像 化パルスシーケンスの一例を示す。図２は第一及び第 二のエコーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンス２０、３０を示し、それぞれは 励起ＲＦパルス、傾斜Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ、及び補助傾斜を含む。制御ユニットは 例えば２０ｍｓである周期ＴｒでエコーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンス２ ０、３０を繰り返し発生する。エコーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンス２０ 、３０はフリップ角αを有する励起ＲＦパルス１００、１０１の発生から始まる 。励起ＲＦパルス１００、１０１のフリップ角αは例えば１０度である。 励起ＲＦパルス１００、１０１は選択傾斜１１０、１１１の印加によりスライス 選択をなし、それによりスピンは例えば脳の一部を含む頭の体積のような身体の 体積で励起される。スライス選択の後に第一の補助傾斜１７０、１７２が印加さ れる。第一の補助傾斜１７０、１７２はまた”クラッシャー”傾斜と称される。 第一の補助傾斜１７０、１７２は第一の補助傾斜１７０、１７２が発生されたの と同じ画像化パルスシーケンス２０、３０で励起されたスピンを有する傾斜によ り発生されたＭＲ信号をディフェーズする。第二の補助傾斜１７１、１７３はエ コーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンス２０、３０の終わりで、読み出し傾斜 １５０−１５４，１５５−１５９の後に印加され、第二の補助傾斜１７１、１７ ３の方向は第一の補助傾斜１７０、１７２の方向と反対である。従って、第一の エコーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンス２０で励起ＲＦパルス１００で励起 されたスピンは第一のエコーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンスに続く第二の エコーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンス中にリフェーズされる。更にまた励 起ＲＦパルス１００と対応するＭＲ信号１８５との間のエコー時間Ｔｅは２つの 時間的に連続した励起ＲＦパルス１００、１０１の間の繰り返し時間Ｔｒより長 い。好ましくは、第一の補助傾斜１７０、１７２はそれぞれ第一及び第二のエコ ーシフトＥＰＩ画像化パルスシーケンス２０、３０の第一の位相エンコーディン グ傾斜１２０、１２６の前に印加される。更にまた例えば、第一と第二の補助傾 斜は位相エンコーディング傾 斜及び読み出し傾斜の印加と同時に印加される。 ｋ空間の複数の第二の面で規則正しく分布し、ｘ軸に沿って延在する第一の複 数の平行ライン上に位置する点に対応する測定点のＭＲ信号を測定するために、 ｚ位相エンコーディング傾斜１１４、１１５、第一のｙ位相エンコーディング傾 斜１２０、１２６、読み出し傾斜１５０−１５４，１５５−１５９は画像化パル スシーケンスの発生中に印加される。更にまた、”ブリップ”と称される位相エ ンコーディング傾斜１２１−１２４，１２６−１３９は読み出し傾斜Ｇｘの方向 の逆転で印加される。スライスの数は例えば１６又は３２である。ｋ空間の平面 の平行なラインの数は例えば６４、１２８又は２５６である。画像化される脳の 一部分の体積を再構成するＭＲ信号の完全な組を測定するために、エコーシフト ＥＰＩ画像化パルスシーケンス２０は多数の異なるｚ位相エンコーディング傾斜 の値及び第一のｙ位相エンコーディング傾斜の値に対して繰り返される。 脳の一部分の灌流画像の再構成のためにコントラスト媒体が動脈を介して身体 内に導入される。一般に知られているコントラスト媒体は例えばガドリニウムジ エチレンテトラアミンペンタアセティックアセテート、Ｇｄ−ＤＴＰＡを含む。 ある時間の後に、コントラスト媒体は脳及び脳の一部のへの供給源に到達する。 脳の一部分への供給源の例は頸動脈である。コントラスト媒体の濃度が脳の一部 分で時間的に追跡されることを可能にするために、ＭＲ信号はＥＰＩ画像化パル スシーケンスを用いて投与中及びその後に測定され、例えば測定される体積の単 一のＭＲ画像に対して必要なＭＲ信号は例えば２秒の第一の期間中に測定される 。ＥＰＩ画像化パルスシーケンスは例えば４０のＭＲ画像を再構成するためにＭ Ｒ信号を測定するために８０秒間繰り返される。 例えば脳の一部の脳血流（ＣＢＦ）である脳の一部分の灌流の定量的な解析を なすためには処理ユニット１２は例えば動脈入力関数 である頸動脈の入力関数を有する４０の時間的に連続したＭＲ画像のボクセルに 対応する画素のデコンボリューションにより脳の一部分のボクセルの体積の応答 関数を決定する。この方法は就中Ｍｉｎｉ−ｃａｔｅｇｏｒｉａｌ Ｃｏｕｒｓ ｅ，Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｆ ｏｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ａｐ ｒｉｌ １２−１８，１９９７，Ｖａｎｃｏｕｖｅｒ，ＣａｎａｄａでＡ．Ｍｃ ｌａｕｇｈｌｉｎにより発表された論文”Ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ Ｍｅａｓｕｒｅ ｍｅｎｔｓ ｗｉｔｈ Ｂｏｌｕｓ Ｔｒａｃｋｉｎｇ”から知られている。 決定された応答関数から、処理ユニット１２は次に実際の縦緩和時間の逆数と 脳の一部分及び頸動脈の部分の体積のコントラスト媒体の濃度との比か知られて いる場合に、ボクセルのＣＢＦを得ることができる。画像処理ユニット１３は次 に脳の一部分のボクセルのＣＢＦを表す画像を決定する。得られた画像は例えば モニタ１４により表示される。 頸動脈の動脈入力関数を測定するために本発明による方法の一バージョンでは スピンは供給源の一部を含む細長い第二の部分で励起され、入力関数ＭＲ信号は 入力パルスシーケンスにより測定される。細長い第二の部分は例えば身体の頸動 脈の一部分を含む円筒形を含み、その円筒は好ましくは頸動脈に横断的に向けら れる。図３は円筒の一例の概略を示す。図３は身体の頭の第一の断面３２と、頸 動脈３１に横断的に向けられ、画像化される脳の部分と交差しない円筒３０の第 二の断面とを示す。円筒３０の断面は例えば１ｃｍである。円箇の長さはＭＲ装 置の寸法により制限される。図３はまた画像化される頭の体積の第三の断面３３ を示す。図４は入力パルスシーケンスの一例を示す。 図４は入力パルスシーケンス４０の一例を示す。入力パルスシーケンス４０は 頸動脈３１の一部分を含む円筒３０のスピンを励起す る二次元（２Ｄ）励起ＲＦパルス又は三次元（３Ｄ）励起ＲＦパルス第一と第二 の傾斜、測定傾斜を含む。２Ｄ励起ＲＦパルス２００はフリップ角α₂を有する 。α２の実際の値は例えば１０度である。円筒３０の選択励起は第一の傾斜２１ ０及び第二の傾斜２３０により実現され、それらは例えばＺ方向に向けられた供 給源の方向に垂直に向けられる。２Ｄ励起パルスの間は例えば６ｍｓである。第 一と第二の傾斜の方向は図４ではそれぞれｚ方向及びｘ方向である。続いて、例 えば１０ｍｓの時間τ₁期間の後に、円筒３０内で励起されたスピンの入力関数 ＭＲ信号２４０は円筒３０の長手軸に沿って向けられた測定傾斜２２０が同時に 印加される間に測定される。入力パルスシーケンス３０の発生により画像化パル スシーケンスの発生が中断することにより引き起こされる脳の体積内の磁化への 影響を緩和するために、入力パルスシーケンス持続時間は可能な限り短く選択さ れる。特定の持続時間は例えば１０ｍｓ又は１５ｍｓである。 動脈入力関数を決定するために、多数の入力関数ＭＲ信号が第二の期間を有す る入力パルスシーケンス４０を繰り返し発生させることにより測定される。続い て、処理ユニット１２は測定された入力関数ＭＲ信号２４０から動脈入力関数を 決定する。この目的のために、測定された入力関数ＭＲ信号のＩＤフーリエ変換 が決定される。入力関数ＭＲ信号に対して決定されたＩＤフーリエ変換の振幅は 横磁化に対応し、入力関数ＭＲ信号に対して決定されたＩＤフーリエ変換の周波 数は円筒に沿った位置に対応する。図５は円筒の入力関数ＭＲ信号のＩＤフーリ エ変換の例を示す。 図５はコントラスト媒体を含む血液を含む頸動脈の一部分の円筒に沿った位置 に対応する位置で、２つの横磁化最大値５０、５１を含む入力関数ＭＲ信号のＩ Ｄフーリエ変換の例を示す。入力関数ＭＲ信号２４０が測定された時点ｔに関す る動脈入力関数Ｓ（ｔ）の値は例えば、入力関数ＭＲ信号のＩＤフーリエ変換か ら決定された 円筒３０に沿った横磁化の和から決定される。 頸動脈のコントラスト媒体の速い通過が辿られ得るために、所望ならば、入力 パルスシーケンスが発生される第二の期間はいくつかの入力関数ＭＲ信号２４０ がＭＲ信号が単一のＭＲ画像の再構成のために測定される間の第一の期間中に測 定されるように減少されうる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． − 身体にコントラスト媒体を投与し、 − ＭＲ灌流画像化パルスシーケンスを発生させることによりＭＲ信号を測定し 、 − 測定されたＭＲ信号からＭＲ画像を再構成し、 − ＭＲ画像とコントラスト媒体の入力関数との組合せから灌流ＭＲ画像を決定 する各段階からなり、 該入力関数は磁気共鳴により決定され、磁気共鳴により身体の第一の部分のコン トラスト媒体の灌流を画像化する方法であって、 入力関数は身体の第二の細長い部分のスピンの励起のための入力パルスシーケ ンスの印加及び該第二の部分からのＭＲ信号の測定により決定され、 身体の第二の細長い部分は第一の部分にコントラスト媒体を搬送する血管の一部 分からなり、 第二の細長い部分の断面は第二の細長い部分の血管の一部分のコントラスト媒体 から励起されたスピンからの寄与が第二の細長い部分の他の励起されたスピンか らＭＲ信号への寄与に対して支配的であることを特徴とする方法。 ２． 入力関数ＭＲ信号を測定するために、入力パルスシーケンスは細長い第二 の部分の長手方向軸に沿って向けられた測定傾斜を含むことを特徴とする請求項 １記載の方法。 ３． 測定された入力関数ＭＲ信号から入力関数を決定するために、入力関数Ｍ Ｒ信号が測定された時点に関する入力関数の値が入力ＭＲ信号の一次元フーリエ 変換の要素の組合せから決定されることを特徴とする請求項２記載の方法。 ４． 入力パルスシーケンスは第二の細長い部分のスピンの励起用の２Ｄ励起Ｒ Ｆパルスを含むことを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか１項記載の方法 。 ５． ＭＲ画像化パルスシーケンスはエコープラナー画像化（＝ＥＰＩ）ＭＲ画 像化パルスシーケンスを含むことを特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか１ 項記載の方法。 ６． ＥＰＩ ＭＲ画像化パルウシーケンスにおいて、励起ＲＦパルスと対応す るＭＲ信号との間のエコー時間Ｔｅは２つの時間的に連続した励起ＲＦパルス間 の繰り返し時間Ｔｒより長いことを特徴とする請求項５記載の方法。 ７． 細長い第二の部分は供給源の方向に横断的に延在するよう選択されること を特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか１項記載の方法。 ８． ＲＦパルスを発生する手段と、 定常磁界に傾斜を発生する手段と、 ＭＲ信号を測定する手段と、 測定されたＭＲ信号からＭＲ画像を再構成し、磁気共鳴を用いてコントラスト 媒体を身体の第一の部分に搬送する血管の一部分のコントラスト媒体の入力関数 を決定する情報を決定する手段と、 ＲＦパルスを発生する手段、傾斜を発生し、決定された情報から入力関数を決 定する手段、ＭＲ画像と決定された入力関数との組合せから第一の部分の灌流パ ラメータを含む画像を決定する手段に対する制御信号を発生する制御ユニットと を含み、装置内に配置され た人間又は動物の身体の一部分の磁気共鳴画像化用の装置であって、制御ユニッ トは − 身体の第二の細長い部分のスピンの励起のために入力パルスシーケンスを印 加し、測定されたＭＲ信号から入力関数を決定するためにＭＲ信号を測定するよ う配置され、 身体の第二の細長い部分は血管の一部分からなり、第二の細長い部分の断面は第 二の細長い部分の血管の一部分のコントラスト媒体から励起されたスピンからの 寄与が第二の細長い部分の他の励起されたスピンからＭＲ信号への寄与に対して 支配的であるように選択されることを特徴とする磁気共鳴画像化装置。