JPH0646986B2 - 磁気共鳴作像装置 - Google Patents

磁気共鳴作像装置

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JPH0646986B2
JPH0646986B2 JP60174421A JP17442185A JPH0646986B2 JP H0646986 B2 JPH0646986 B2 JP H0646986B2 JP 60174421 A JP60174421 A JP 60174421A JP 17442185 A JP17442185 A JP 17442185A JP H0646986 B2 JPH0646986 B2 JP H0646986B2
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resonance imaging
phase
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flow
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 この発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）方法を用いて異質の物
体内を流れる液体を作像すること、更に具体的に云え
ば、血液の流路を取巻く不動の媒質を弁別する為の血流
量を開発することにより、像のコントラストを高めた生
体内の血流の作像に関する。特に、実質的に不動の身体
の部分と流体の流速又は流量とを区別する２次元の位相
コントラスト像を発生することにより、人体の各部分に
於ける血流の平面図の像を発生する新規な方法を説明す
る。
ＮＭＲ作像は医療診断の手段として重要な利点を持ち、
その内最も重要なのは、（イ）この技術が完全に非侵入
形であること、並びに（ロ）磁界勾配を用いて、かなり
の精度で、ＮＭＲ信号データを空間的に符号化すること
が出来ることである。（原子核を分極する）静磁界を
（関心のある容量を空間的に符号化する）磁界勾配並び
に（分極した原子核を空間的に再び向きを変える）ＲＦ
磁界と組合せて、作像を含む広範囲の目的を達成する様
な、次第に拡大するＮＭＲ技術の範囲をカバーする為
に、「ツークマトグラフィ」と云う言葉が最近造語され
た。最近では、技術文献及び特許文献がいろいろ出始め
て、この分野の相次ぐ進歩の結果を報告している。この
分野は着実に進歩を続けているが、従来は、医療にＮＭ
Ｒによる高解像度の作像を使うことを制限する或る固有
の欠点があった。その主なものは、人間の組織の核スピ
ンの緩和時間が比較的遅いこと、並びに身体の内部の固
有の動き並びに長期間の間身体を動かない様押えておく
のが困難であることの両方の理由による身体の動きであ
る。人間の組織は約０．５秒のスピン−格子緩和時間Ｔ
１及び約０．０５秒のスピン−スピン緩和時間Ｔ２を持
つことが判っている。この両方の時定数は、ＮＭＲ信号
を処理する為に利用し得る計装の速度に較べて非常に遅
い。更に、高解像度の作像には、多数の画素の投影を必
要とするが、各々の投影は完全なＮＭＲパルス順序の結
果であり、各々のＮＭＲ順序は、こういう時定数によっ
て、制限されないとしても、少なくとも影響を受ける。
従って、身体の組織を実時間（又は実時間に近い形で）
作像することは、解像度又はコントラストが幾分制限さ
れており、血液の様な動く要素の２次元の平面図のマッ
プは、従来、論じられているに過ぎなかった。生体内の
血流を実時間で高いコントラストで２次元に作像するこ
とは、ＮＭＲ技術の及ばないところであった。
何年もの間、ＮＭＲは、血流と共に種々の流体の流量を
含む流れを測定する為に使われているが、作像には使わ
れていない。流体の流れ、実際には液体の流れを測定す
る為に全般的にＮＭＲを用いる初期の方式が米国特許第
３，１９１，１１９号に記載されている。この米国特許
には、基本的に導管内の下流側の位置にある輸送された
或る容積の磁気的に分極された（すなわち核スピンが同
じ向きを持つようにされた）液体を、上流側の場所で誘
起された分極量に復元するのに必要な吸収エネルギの大
きさを測定することにより、流量を測定することが記載
されている。この記載は、この方式を血流に用いること
が出来ると述べているが、この装置が生体内の測定に容
易に改造し得ないことは明らかである。この米国特許
は、その周りに計装を配置した導管内に全般的に局限さ
れる液体の流れを測定する為に、同様なＮＭＲ技術を用
いて従来の平均的な技術を示している。この分野の最近
の特許としては、米国特許第４，２５９，６３８号及び
同第４，１１０，６８０号がある。
パルス勾配ＮＭＲを用いて生体内の流れを符号化する種
々の方法が提案されているが、こういう方法は大抵限ら
れた範囲の流速のみを感知する。不動の組織を弁別する
為の生体内の技術が、出願人の係属中の米国特許出願通
し番号第４９０，６０５号に記載されている。米国特許
第４，４３１，９６８号及び同第４，４４３，７６０号
は、流れの作像に関するものではないが、特にＮＭＲ作
像装置及び基本的な技術の点でこゝで引用しておく。
種々の血流像を作ることが特許文献に見受けられるが、
これらは音響エネルギ又はその他の形のエネルギを大が
かりに利用するものである。米国特許第４，２０５，６
８７号には、患者の関心のある区域をカバーする様に、
機械的に関節結合された変換器を用いて、血管の一部分
を色符号のテレビジョン又はＣＲＴ形で表示することが
記載されている。この方式は、基本的なドップラ処理を
用いており、速度／色ＣＲＴ像を発生する。米国特許第
４，１８２，１７３号にも、血管を含む身体の一部分を
作像する音響ドップラ方式が記載されており、患者の選
ばれた領域に於ける流速を実時間で測定する。断面図の
データを表示するＢ−走査形ＣＲＴ表示装置が設けられ
ている。
硬い放射を使って生体内の血流を測定する方法が米国特
許第４，０３７，５８５号に記載されている。この米国
特許では、細いビームで頭蓋を相次ぐ層又はフライスに
分けてＸ線又はガンマ線で走査し、その後、こうして得
られた信号をディジタル処理して、検査しているスライ
スの可視表示を構成する。この他の非侵入形の血流測定
方式が米国特許第３，８０９，０７０号及び同第４，３
３４，５４３号に記載されている。
人体の組織を作像するという課題に向けて全般的にかな
りの努力が払われており、特に血液の作像に努力が払わ
れているが、非侵入形で生体内に用いることの出来る実
時間のコントラストの高いＮＭＲ流体流作像方法、特に
一組のデータによって普通のＴ１加重像、Ｔ２像及び血
流像を略同時に発生することが出来る様な方法を提供す
ることが依然として非常に望ましい。
発明の要約 この発明では、流体の流れ、特に生体内の血流を磁気共
鳴によって作像する方法が、その中の流体の流れを測定
しようとする方向の磁界勾配と、作像するサンプルから
作像用応答信号を呼び起す為に磁界勾配と共に用いられ
る無線周波（ＲＦ）磁界の両方の信号から成る多重エコ
ー位相コントラスト順序を用いる。特に、磁界勾配は、
単独でも、或いは間に１８０°ＲＦ信号が用いられて
も、サンプルに対する効果が平均してゼロになる１対の
位相符号化パルス（後述の第２ａ及び２ｂ図を参照）を
持っている。第１の多重エコー順序では、各々のエコー
を生じさせる励振がこの１対の位相符号化パルスを持っ
ており、交番形のエコー応答信号を呼び起そうとする場
合、これは交番形にすることが出来る。第１の多重エコ
ー順序は、（ＦＦＴ方式等による）処理をした時、作像
する流れる材料の各々の画素の振幅並びに移相と、不動
の材料の望ましくない移相との両方の情報をもたらす。
次にサンプルに第２の多重エコー順序をかける。第２の
順序は、位相符号化勾配パルスがないが、他の点では第
１の順序と実質的に同様であって、不動と流れるものと
の両方の、作像する材料の各々の画素の振幅並びに望ま
しくない固有の移相に関する情報をもたらす。第２の順
序に応答して得られた情報を第１の順序に応答して得ら
れた情報から減算して、作像する全ての材料の固有の移
相情報を除去し、こうして流れる材料だけのコントラス
トを強めた像が得られる。この為、サンプルのＴ１又は
Ｔ２データに応答して、サンプルの不動材料に対する中
間グレースケール値を持つと共に像平面を通る流体の差
別的な流速に対して差別的なグレースケール符号を持つ
像を発生することが出来る。
現在好ましいと考えられる１実施例では、差分位相コン
トラスト情報を使って、流れを符号化するパルスを持つ
磁界勾配によって設定された流れの軸線に対して、夫々
平行及び反平行に移動する流体に対応する、増加するグ
レースケール値（一層明るい）及び減少するグレースケ
ール値（一層暗い）を各々の画素に持たせる。
従って、この発明の目的は、多重エコー位相コントラス
ト磁気共鳴信号を利用して、流体の流れの像を発生する
新規な方法を提供することである。
この発明の上記並びにその為の目的は、以下図面につい
て詳しく説明する所から明らかになろう。
発明の詳しい説明 最初に第１図及び第１ａ図について説明すると、簡単の
為に円筒形で示したサンプル１０が少なくとも１つの流
路を持ち、その中を液体が未知の速度で流れる。即ち、
大きさと方向の両方を持つベクトル量として流れる。例
として、サンプル１０は１対の流路１１、１２を持ち、
これらの流路を流体が反対向きに流れる。サンプルの特
定の平面状薄板１０ａの場所に於ける流体の流速を求め
るのが目的である。流体の流れの情報は、直ぐに解釈が
出来る様に、可視的に表示出来る形で求めるのが有利で
ある。即ち、サンプルの平面状薄板１０ａを第１の流路
１１内で流れる流体の容積１１ａは第１のグレースケー
ル領域１１′（第１ａ図）で表示し、平面状薄板１０ａ
を他方の流路１２で流れる流体の容積１２ａは第２のグ
レースケールの像部分１２′として表示する。この各々
が、流体の流速ＶＺの大きさ｜ＶＺ｜に比例し、且つ薄
板１０ａの不動部分のグレースケール表示１０′に割当
てたグレースケール値とは異なるグレースケール値を持
っている。更に、流れの像部分１１′、１２′が流体の
流れの方向を表わす異なるグレースケール値を持つこと
が望ましい。即ち、サンプル１０の長軸（このＺ軸に沿
って大きさＢ０を持つ静磁界を印加する）をＺ軸とする
デカルト座標系のＺ軸の方向の様に、第１の方向の容積
１１ａを持つ流れは、反対方向、即ち一Ｚ方向の他方の
容積１２ａを持つ流れに割当てられる値とは、異なるグ
レースケール値を持つ様にする。これは例えば、不動部
分１０′を中位のグレースケールの像部分として表示
し、領域１１′、１２′を一方の方向又は反対方向（例
えば所望の方向に対して平行又は反平行）の流れに応答
して、グレースケール密度を一層明るく又は一層暗く表
示すると共に、そのグレースケール密度の中位のグレー
スケール密度（即ち不動部分）からの差を、相異なる２
つの方向に於ける｜ＶＺ｜が等しい場合に、大きさが等
しく反対向きにすることによって達成し得る。
従来、定量的な流血像を発生する為に作像パルス順序を
用いるものとして提案された大抵のＮＭＲ方法は、陽子
を選択的に照射し、こうして「タグ」をつけて（すなわ
ち選択的に照射された部分の核スピンを１８０°反転さ
せて）、その結果得られるＮＭＲ像内の画素の明るさ
が、流れる陽子の速度に関係する様にしていた。こうい
う方法は、本質的には、何れも信号の振幅を利用して、
不飽和の陽子によって置き換えられる飽和した又は途中
まで飽和した陽子を測定するものである。こういう方法
は、考えとしては簡単であるが、普通のＮＭＲ像で画素
の明るさに影響し得る因子は、流速の他にも数多くある
ので、難点がある。実際、流れる領域に於ける信号の振
幅は、作像に使われる特定のパルス順序と実質的に関係
を持つことが判っている。核磁気共鳴を利用して流体の
流れを測定する別の方法は、パルス勾配を印加した後の
ＮＭＲ応答信号の位相を監視することを必要とする。パ
ルス勾配は、不動の物体の位相が変わらず、これに対し
て動く物体の位相が速度に単純に比例して変わる様に選
ばれるのが典型的である。この方法は、海水の動きを検
出する為に１９６０年に最初にハーンによって提案され
たものであるが、最近、流体の流れの像を発生する為
に、普通のＮＭＲ作像順序に流れを符号化するパルス順
序を取入れる幾つかの試みのきっかけとなった。この様
な流れを符号化する方式は従来２つ問題があった。ＮＭ
Ｒ像内の位相がいろいろな理由で像平面全体にわたって
変化し、この為、流れを符号化するパルスに続く位相像
が、流れる流体の速度だけに関係を持つものではない。
２番目に、こういう方法によって検出し得る流速の範囲
は、ＮＭＲ像の固有の信号対雑音比の制約がある為、比
較的限られている。
第２ａ図及び第２ｂ図について説明すると、平衡磁界勾
配、即ち有限の時間にわたる平均がゼロである磁界勾配
パルスの存在の下では、流れる流体の核の磁化の位相
は、流体の流れの方向における流速Ｖ及び磁界勾配の大
きさＧの両方に比例してシフト（移相）される。即ち、
流体の流れがＺ方向であると、Ｚ軸に沿った勾配ＧＺ及
び流速ＶＺに比例して位相がシフトされる。第２ａ図の
平衡勾配順序は持続時間τが略同一である１対のＺ軸勾
配ＧＺパルス１４ａ、１４ｂと、その間に印加する１８
０°無線周波（ＲＦ）パルス１５とを用いる。パルス１
５に対応するＲＦ磁界がＸ−Ｙ平面内に印加され、２番
目の勾配パルス１４ｂによって発生された位相の回転を
反転する様に作用する。両方のパルス１４は同じ極性で
あり、これは正であってもよい（パルス１４ａ及び１４
ｂで示す）し、或いは負であってもよい（パルス１４
ａ′１４ｂ′で示す）。第２ｂ図の両極性ＧＺパルス順
序を使うことにより、ＲＦ磁界を使わなくても、等価的
なゼロ平均の平衡磁界を印加することが出来る。この場
合、持続時間τが略同一の２つの逐次的なパルスの極性
は反対の極性である。即ち、第１のパルス１６ａは正の
極性であり、これを第２の、負の極性のパルス１６ｂに
よって平衡させる。（又は第１の負の極性のパルス１６
ａ′を第２の正の極性のパルス１６ｂ′で平衡させ
る。）第２ａ図又は第２ｂ図の各々のパルス順序は、パ
ルスの大きさ及び方向が略同一であれば、流れる流体か
らのＮＭＲ応答信号の位相を同量だけシフトさせる。有
限の時間にわたる平均がゼロである任意の勾配順序によ
って導入される位相の回転φは次の様に表わされる。
（１） こゝでγは検査する原子核の磁気回転比、τは勾配パル
スの持続時間であり、時間依存性を持つ勾配パルスＧ
（ｔ）は、それに沿った速度Ｖ（ｔ）即ち速度Ｖ
Ｚ（ｔ）を測定しようとする軸線、即ちＺ軸に沿って印
加される。第２ａ図又は第２ｂ図に示した何れのパルス
順序でも、移相方程式（１）は次の様になる。
（２） 不動の原子核では、上の式によって表わされる移相が理
想的にはゼロに減少し、正味の位相の回転がないことが
理解されよう。然し、勾配パルスの持続時間にわたり、
流体の原子核がＺ軸方向に一様な速度Ｖで移動すること
により、次の式で表わされる位相の回転が生ずる。
φ＝γＧＺＶＺ［−τ２／２＋２τ２ −τ２／２］＝γＧＺＶＺτ２ （３） 即ち、一様に流れる原子核の位相が位置に無関係に、流
速（ＶＺ）、印加磁界勾配の大きさ（ＧＺ）、及び流れ
を符号化するパルス１４又は１６の各々の持続時間
（τ）の自乗のみに比例して回転する。位相変化の符号
が、勾配の方向に対する流れの方向によって決定され、
この為、１番目のパルス（１４ａ又は１６ａ）が正の極
性を持つ２重パルスの、流れを符号化するパルス順序で
は、勾配磁界の方向の流れによって位相の進みが生ずる
のに対し、勾配磁界の方向に対して反平行の流れに位相
の遅れを生ずることが判る。これらの順序は公知であ
り、実際に、マグネティック・レゾナンス・イメージン
グ誌第１巻第１９７頁乃至第２０３頁（１９８２年）所
載のＰ．Ｒ．モランの論文「人間に於けるＮＭＲ作像用
の流速ツークマトグラフィ・インターレース」に記載さ
れている。モランの提案は、読出し勾配の開始直前に、
作像順序内に流れを符号化するパルスを取入れることで
あり、その結果得られるスピンエコー信号を普通の作像
に用いる。モランは、或る最大振幅及び最小振幅の間で
等間隔の値の範囲にわたり、流れを符号化するパルスの
大きさを掃引し、スピン捩れ作像で空間的な場所を突止
める為に用いられる位相符号化と同様に、流速に対して
スピンを符号化する為にこの様な勾配順序を使うことを
提案している。モランの方法は、流れを符号化するパル
スの大きさの各々の値に対し、完全な２次元（２Ｄ）又
は３次元（３Ｄ）の作像順序を完了し、且つ普通の再生
方法を用いて像を発生することを必要とする。この為、
流れを符号化するパルスのＮ個の独立の値に対応して、
モランではＮ個の独立の２Ｄ又は３Ｄ像を求めることが
必要である。この一組のＮ個の独立の像を次に画素毎
に、流れを符号化する順序に対してフーリエ変換し、Ｎ
個一組の流れの図を発生する。この一組の内の各々の像
が、特定の流速で移動する物体内の全ての画素を表示す
る。画素の明るさは、その画素のスピン密度又は緩和時
間の何れかによって決定される。この方式は、ごく粗い
速度マップを作成するのにも異常に長い時間を必要と
し、この為大抵の臨床用にとって実用的ではない。例え
ば、１２８×１２８個の画素から成る普通の２Ｄ像を再
生する為に必要な全てのデータを収集するのに１分間が
必要であるとすれば、モランの方法を使うには、±５cm
／秒の速度範囲にわたり、１cm／秒の速度分解能で速度
像を発生する為に必要な全てのデータを収集するのに１
０分間を必要とする。これは、この様な比較的よくない
速度分解能にとって比較的長い収集時間である。更に、
単に特定の軸線に沿った成分又は流れだけでなく、流れ
の絶対的な大きさ及び方向の両方を必要とする場合、各
々の軸線に沿って、独立の、流れを符号化する順序を印
加しなければならないので、上に述べた例では、収集時
間は３０分になるが、これでは大抵の臨床用に実際に使
えない方法になることは明らかである。
この発明の流体の流れを作像する方法は、少なくとも１
つのパルス状勾配磁界によって流れを符号化する多重エ
コー位相コントラスト作像順序を利用する。広義に云う
と、作像用勾配の各々の値で、一定の流れを符号化する
パルスをオン及びオフに切換える。後で詳しく説明する
例の順序では、流れを符号化するパルス順序を１対の逐
次的な変形スピン捩れ作像順序の内の一方に用いる。流
れを符号化するパルスが存在しない時、第１の（普通
の）像が形成され、再生用フーリエ変換により、複数個
の次元（例えば２次元又は３次元）のスピンエコー・デ
ータが得られ、位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）に画素の複素値Ａ１
（Ｘ，Ｙ，Ｚ）が得られる。スピン密度ρ′（Ｘ，Ｙ，
Ｚ）は適当な緩和時間によって修正することが出来、位
相係数φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は作像平面全体によたって変化
し得。即ち、 Ａ１（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝ρ′（Ｘ，Ｙ，Ｚ）exp（ｉφ
（Ｘ，Ｙ，Ｚ）） （４） 位相項φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）はいろいろな理由で、流れを符
号化するパルス順序が存在しない時でも、ゼロでない項
になることがある。例えば、核スピンを励起する為に用
いられるＲＦ磁界が作像するサンプル内に渦電流を発生
した場合、励起用ＲＦ磁界の位相が作像平面全体にわた
って変わり得る。典型的には、作像平面全体にわたる位
相変動の影響を克服する為に、Ａの絶対値、即ち、｜Ａ
｜＝｜Ａ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）｜だけを表示するのが普通であ
り、これによってスピン密度ρ′（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の曖昧
でない表示が得られる。然し、この発明の方法の１つの
考えとして、流れを符号化するパルス順序がないスピン
捩れ作像順序の間でも、画素の複素値Ａ１（Ｘ，Ｙ，
Ｚ）の一組全体を保持する。流れを符号化するパルス
は、１対の変形スピン捩れ作像順序の一方の間、位相符
号化パルスより後且つ応答信号読出し勾配の直前に印加
される。流れを符号化する作像順序全体にわたって同じ
１対の流れを符号化するパルスを使い、２番目の像に対
するスピンエコー・データが、各々の画素内の流れの大
きさ並びに位相項φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）によって位相変調さ
れた密度関数ρ′（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の空間フーリエ変換を
表わす様にする。この為、大きさＧ及び持続時間τの流
れを符号化するパルスがＺ軸に沿って印加された場合、
流れを符号化した２番目の像の各々の画素に於ける再生
された複素値は次の様になる。
Ａ２（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝ρ′（Ｘ，Ｙ，Ｚ）exp（ｉγＧ
ＶＺ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）τ２）exp（ｉφ（Ｘ，Ｙ，Ｚ））
（５） この式で、ＶＺ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）に
於けるＺ軸に沿った流体の流速成分である。式（４）及
び（５）に従って形成される１対の像の間の違いは、
（式（５）に従って形成される）２番目の像の各々の画
素の位相は、（式（４）に従って形成される）１番目の
像の位相に対してずれており、各々の画素に於ける流速
に比例してずれていることである。流れがない画素で
は、２つの像は同一である。従って、Ａ２（Ｘ，Ｙ，
Ｚ）及びＡ１（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の間の位相差により、各々
の画素に於ける流速に直接的な関係を持つ像が発生され
る。この位相コントラスト像は次の式を用いて計算する
ことが出来る。
△φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝tan-1［Ｉ２・Ｒ１−Ｒ２・
Ｉ１）／（Ｒ１・Ｒ２＋Ｉ１・Ｉ２）］ （６） こゝでＲ１＝Ｒｅ（Ａ１（Ｘ，Ｙ，Ｚ））、Ｒ２＝Ｒｅ
（Ａ２（Ｘ，Ｙ，Ｚ））、Ｉ１＝Ｉｍ（Ａ１（Ｘ，Ｙ，
Ｚ））及びＩ２＝Ｉｍ（Ａ２（Ｘ，Ｙ，Ｚ））である。
従って、各々の位相コントラスト像の画素に於ける差分
位相コントラスト値はその画素に於ける流速ＶＺに対し
て次の式の関係を持つ。
△φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝γＧＶＺ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）τ２
（７） 従って、前の式を反転して、勾配の方向に於ける特定の
画素での速度を求めることにより、位相コントラスト像
から流れの像を求めることが出来る。
ＶＺ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝△φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）／（γＧ
τ２） （８） 位相コントラストを使うと、流れの情報を得るのに、作
像順序全体をもう１回だけ繰返すことしか必要としない
ので、定量的な流れの作像に要するデータ収集時間が大
幅に短縮されることが判る。この為、普通の作像順序が
完了するのに１分間を必要とすれば、特定の軸線に沿っ
た流速像を再生する為に必要な全てのデータを収集する
には、２分間しか必要としない。同様に、流体の流れの
大きさと方向の両方の完全な再生には、基本的な作像順
序が１分であるとすれば、４分間しか必要としない。
第３ａ図乃至第３ｅ図では、第３ａ図乃至第３ｄ図に、
デカルト座標系の３つの磁界勾配（ＧＸ，ＧＹ，ＧＺ）
とＲＦ励振信号が夫々示されており、第３ｅ図に受信Ｎ
ＭＲ応答作像信号が示されている。これは考えられる１
つの２次元流れ作像順序に対するものである。順序の開
始時刻t0から始まり、正の極性の薄板選択用ＧＺ勾配パ
ルス部分２０ａが発生される。パルス２０ａの間、図で
は、ｂを定数、ｔを時間として、(sinebt)／bt包絡線で
振幅変調されたＲＦ選択性９０°パルス信号２２を用い
て、薄板１０ａ（第１図）内の原子核に選択的な励起を
局限する。パルス２０ａの振幅が薄板１０ａのＺ軸の位
置を選択し、ＲＦパルス２２の周波数成分が、薄板のＺ
軸方向の中心位置の前後の厚さ△Ｚを選択する。Ｚ軸の
薄板を限定する期間a1の終りに、ＲＦパルス信号２２が
終了し、デカルト座標の３つの方向全部に勾配が印加さ
れる。第２の期間b1の間、△Ｚの薄板１０ａにわたって
スピンの位相戻し（rephasing：互いに位相のずれたス
ピンを再び位相が揃うようにすること）をする様に作用
する反対の極性（負の極性）の部分２０ｂを持つＺ軸勾
配磁界ＧＺが印加され、この時Ｙ軸勾配磁界ＧＹは、現
在の順序によって作像すべき、多数の平行な列の原子核
の内の１つの例を選択する大きさ並びに極性をもつパル
ス２４ａにする。Ｘ軸勾配磁界ＧＸは、Ｘ軸方向のスピ
ンの位相外し（dephasing：スピン間の位相がずれるよ
うにすること）をする様に作用する部分２６ａを用い
る。こうして、後でＧＸ勾配磁界を印加することによ
り、核スピンが位相戻しされ、この後のスピンエコー作
像応答信号３０が発生される様にする。勾配パルス２０
ｂ、２４ａ、２６ａが期間b1の終りに終了する。次の期
間c1に、この発明の１つの考えに従って、流れ（例えば
｜ＶＺ｜）を作像しようとする方向（例えばＺ軸）の勾
配（例えば勾配ＧＺ）に追加の部分２０ｃを用いる。パ
ルス部分２０ｃは初めの薄板を選択する為のパルス部分
２０ａと同じ極性を持っていて、その振幅並びに持続時
間は、作像しようとする薄板１０ａ内の核スピンを正規
化する様に選択され、流れを符号化する励振がない時、
この薄板内の流れる原子核及び不動の原子核に同量の移
相が加えられる様にする。
期間c1が終了した時、多重エコー作像順序自体が開始さ
れる。全ての勾配が略ゼロの値に戻るのを保証する為
に、短い期間d1を設ける。次の期間e1に、流れの符号化
を調べようとする軸線に沿った勾配磁界に、１対の位相
符号化勾配パルス２８ａ、２８ｂの内の１番目を加え
る。例えば、Ｚ軸に沿って作像する為、勾配磁界ＧＺに
ＧＺパルス２８ａを加える。パルス２８ａは第２ａ図の
パルス１４ａと同様である。期間e1（この持続時間は第
２ａ図のパルス１４ａの持続時間τと等しい）の終り
に、パルス２８ａが終了し、期間f1の間、１８０°非選
択性反転ＲＦ信号パルス２２ａが発生される。パルス２
２ａは第２ａ図の順序のパルス１５と同様である。この
後に続く期間g1に、第２ａ図のパルス１４ｂと同様に、
同じ極性の２番目の勾配磁界パルス２８ｂをＧＺ磁界に
加える。この為、反転パルス２２ａの為、流れを符号化
する対のパルス２８ａ、２８ｂは正味の平均がゼロであ
るが、流れる原子核のスピンに対して、流れを符号化す
る移相を加える。期間g1の終りに、流れを符号化する対
のパルス２８ａ、２８ｂが完了し、読出しＸ軸勾配ＧＸ
の部分２６ｂ−１が印加されて、応答期間h1の間、複数
個（Ｎ個）の第１のスピンエコー作像応答信号３０ａが
現われる様にする。Ｘ勾配磁界の位相外し部分２６ａは
読出勾配部分２６ｂに対して反対の極性である場合が多
いが、この順序の部分２６ａは、１８０°非選択性反転
ＲＦパルス２２ａが存在する為に、反転して最初の位相
戻しＧＸパルス２６ａと同じ極性を持つ様にすると共
に、この後の読出しパルス２６ｂ、２６ｂ′、２６
ｂ″、２６ｂと同じ正の極性を持つ様にする。
薄板の各々の位相符号化されたＸ方向の列が複数個（Ｎ
個）の相次ぐスピンエコー応答信号３０を発生して、Ｔ
１及びＴ２作像用の情報を供給すると共に、応答信号の
平均化をし易くして、信号対雑音比を高めるのが有利で
ある。従って、関連した期間e2、e3、e4に第１の流れを
符号化するパルス２８ａ′、２８ａ″、２８ａ…が現
われる前に、この後のエコー準備期間d2、d3、d4…を設
け、この後に関連した期間f2、f3、f4…の後続の１８０
°非選択性ＲＦ信号パルス２２ａ′、２２ａ″、２２ａ
…と関連した期間g2、g3、g4…の第２の位相符号化パ
ルス部分２８ｂ′、２８ｂ″、２８ｂ…が続き、それ
から関連する読出しＧＸ磁界部分２６ｂ′、２６ｂ″、
２６ｂ…が印加され、その時に選ばれた薄板１０ａ内
の励起されたスピンによって後続のスピンエコー信号３
０ａ′、３０ａ″、３０ａ…が発され、それらを受信
し、ディジタル化して、最初のスピンエコー応答信号３
０ａと共に処理する。
この発明の別の考えとして、流れを符号化するパルス
（中間に１８０°非選択性反転ＲＦパルス２２ａを入れ
た同じ極性のパルス２８ａ及び２８ｂ）を持つ作像順序
の後に、Ｙ方向の列の符号化パルス２４ａ′の同じ振幅
に対し、同様の作像順序に続くが、流れの方向の軸線の
磁界勾配、例えばＧＺに流れを符号化するパルス２８は
入れない。即ち、時刻t0′から、位相符号化をしない多
重エコー順序が始まるが、第１の期間a1′に、△Ｚの薄
板を選択する勾配部分信号２８ａ′と９０°選択性ＲＦ
励振パルス２２′とが印加される。次の期間b1′に、
（流れを符号化する順序に関連して使われる信号部分２
４ａと同じ大きさの）ＧＹ位相符号化信号２４ａ′及び
（流れを符号化する順序の信号部分２６ａと同じ大きさ
の）Ｘ軸位相外し部分２６ａ′と共に、Ｚ位相戻し部分
２０ｂ′が現われる。次の期間c1′に、流れを符号化す
る順序の信号２０ｃと同様な移相正規化ＧＺ部分信号２
０ｃ′が出る。２番目の順序では流れの符号化を利用し
ないので、期間d1、e1及びg1と同様の期間は用いない。
従って、次の期間はf1′であり、この時１８０°非選択
性反転ＲＦパルス２２ｂが発生され、それに続いて第１
の作像信号応答読出し期間h1′が来る。この時、ＧＸ読
出し勾配部分２６ｂを印加して、第１のスピンエコー作
像応答信号３０ｂを発生させる。流れを符号化しない順
序でも、流れを符号化する順序と同じ数（Ｎ個）の多重
エコーが発生される。
流体の流れであっても或いは不動材料であっても、２次
元の像全体は、この後の流れを符号化した順序／流れを
符号化しない順序を相次いで発生することを必要とする
ことが理解されよう。各対の順序（一方が流れを符号化
するパルス２８ａ及び２８ｂを用い、他方は流れを符号
化するパルスがない）は、薄板１０ａにわたる作像を完
了する為に、信号部分２４ａ及び２４ａ″について破線
の勾配ローブで示す様に、ＧＹ勾配の所要の付加的な値
及び極性の内の１つを持っている。
第２ｂ図の流れを符号化する順序、即ち、持続時間及び
振幅が同一であって極性が反対の１対の部分１６ａ、１
６ｂを持ち、その間に１８０°ＲＦパルスがない順序を
使うことも出来ることを承知されたい。その場合、１８
０°非選択性ＲＦ反転パルス信号は、関連した期間d1、
d2、d3、d4…の信号２２ｃ、２２ｃ′、２２ｃ″、２２
ｃとして破線で示す様に発生され、信号２２ａ、２２
ａ′、２２ａ″、２２ａ…は使わない。非選択性１８
０°ＲＦ反転パルスの後に続く反対極性の流れを符号化
するパルスの交番が、第３ｆ図及び第３ｇ図にも示され
ている。
反対の極性の流れを符号化する対のパルスに交番極性を
使うことにより、位相コントラスト方式に固有の別の問
題を解決することが出来る。即ち、位相φ又は位相差△
φが、−πから＋πまでの範囲だけにわたって一意的に
限定された周期的な関数であるという問題である。即
ち、特定の画素の流速によって位相の進みが＋πより大
きくなるか、或いは位相の遅れが−πより大きくなる
と、流れを作像する為の再生アルゴリズムが流速に間違
った値を計算する。これは、こういう状態が周期的な関
数に対する古典的なエイリアシングの問題であるからで
ある。このエイリアシングの問題が、ナイキストの判断
基準を満足する様に流れを符号化するパルスの大きさ及
び持続時間を使うことによって解決される。即ち、予想
される流体の最大の流速によって、±πラジアンより大
きな移相が発生しない様に勾配を選ぶことである。全て
の流速が忠実に再現される様に保証する為には、この最
大の流速は比較的内輪に選ばなければならない。従っ
て、関心が持たれる多くの速度が最大の流速より小さく
なり、従って発生する位相の変化が比較的小さく、これ
は作像装置のランダム雑音により、実際の移相に重畳さ
れた不規則な位相成分の為に測定するのが困難である。
測定し得る最大の流速がナイキストの判断基準によって
定まり、これに対して測定し得る最小の流速並びに速度
の分解能が、装置の信号対雑音比によって決定されるこ
とが理解されよう。高い空間的な分解能をもって流速を
測定するという様な多くの用途では、この様に加えられ
た拘束により、ダイナミックな流速範囲は、全面的に利
用するには不適切である。交互の初期極性を持つ１対の
逐次的な流れを符号化するパルスを持つ多重エコー作像
順序を利用して、複数個のエコーを加算することが出来
る様にして、信号対雑音比を高め、従って速度の分解能
を高めることにより、流れの測定でも作像時間に目立っ
た犠牲を伴わずに、ダイナミックな範囲及び速度の分解
能を高めることが出来る。この場合、各々のエコーに対
して発生される位相コントラスト像は次の式で表わされ
る。
△φｎ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝（−１）n-1 ｎ（γＧＺＶＺ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）τ２） （９） こゝでｎはエコー指数であり、位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の各
々の画素に対して得られる複数個（Ｎ個）のエコーに対
し、ｎ＝１，２，３…Ｎである。この順序によって発生
される流れの像は、符号の反転に対する補正（即ち、各
々の移相△φｎ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）に（−１）n-1を乗ず
る）の後、エコーの数Ｎの関数として、位相のグラフを
最初に描くことによって再生される。ナイキストの速度
に近い速度では、累算位相は或るエコーではエイリアシ
ングを生じていることがあるが、１個のエコーにはエイ
リアシングがないので、ナイキストの判断基準を満足す
る全ての速度に対し、エコーの数の関数として位相差を
解くことが出来る。位相を解く工程の後、位相差をエコ
ーの数の関数として直線で表わした曲線に当てはめるこ
とが出来、この当てはめた曲線の勾配がエコーあたりの
平均位相回転を表わしており、流速に対して次の関係を
持つ。
ＶＺ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）／（γＧτ２）
（１０） こゝでφ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）が勾配である。この予備処理
は、雑音の影響を減らすことにより、ダイナミック範囲
を増加する様に作用し、特に複数個（Ｎ個）のエコーの
全部が流れる流体、例えば血液のスピン−スピン緩和時
間Ｔ２より短い時間内に記録されゝば、ダイナミックな
範囲は、エコーの数の平方根、即ち本体√Ｎ倍だけ増加
する。血液のスピン−スピン緩和時間Ｔ２は約２００ミ
リ秒より長いから、流れる血液の緩和時間Ｔ２より十分
に短い時間内に４個乃至６個のエコーを記録することが
出来、従って、この多重エコー方法は、ダイナミックな
範囲及び位相コントラスト像の速度分解能を約２乃至約
２．５倍容易に高めることが出来る。
更に、第３ｆ図のＧＺ波形について可変振幅の負の極性
の位相戻し部分２０ｂ−１及び２０ｂ−２で示す様に、
Ｚ軸の位相符号化を利用することにより、選択的な励振
のアダマールの符号化により、並びにその他の公知の方
法により、３次元（３Ｄ）の流れの図を求めることが出
来ることが理解されよう。Ｚ軸の位相符号化を利用する
場合、一般的に移相正規化ＧＺ勾配部分２０ｃ及び２０
ｃ′は必要としない。流れを符号化するパルス２８ｂの
前に、薄板を選択するパルス２０ａ、２０ａ′とＺ軸位
相符号化パルス２０ｂ−１又は２０ｂ−２だけをＺ軸勾
配に用い、流れを符号化するパルス２８自体は、各々の
エコーに対して、例えばＸ軸に沿って、読出し勾配２６
ｂより前に印加される。
更に、非選択性１８０°反転ＲＦパルス２２ａ、２２
ａ′、２２ａ″、２２ａ…又は２２ｃ、２２ｃ′、２
２ｃ″、２２ｃ…は、流れるスピンを反転する為に必
要な１８０°の移相に正確に寄与しないことがあり、前
掲米国特許第４，４４３，７６０号に記載された「チョ
ッパ」順序の様な４つの部分から成る順序を必要とする
ことがある。即ち、９０°ＲＦパルスによる所望の信号
を強め、その一方で不完全な１８０°パルスによって発
生される不所望の信号を相殺することが出来る様にする
為に、選択性９０°ＲＦパルス２２、２２′の位相は、
後続の流れを符号化する順序／流れを符号化しない順序
の各対に対して、交互に変え、交互に変える順序の対の
作像ＮＭＲ信号を減算しなければならないことがある。
この方法は、第３ｄ図の９０°ＲＦパルス２２、２２′
は、流れを符号化する第１の順序の流れを符号化するパ
ルス２８と共に用い、その後に流れを符号化しない、パ
ルス２８のない第２の順序が続く様にすること、並びに
反対の又は逆の位相の９０°ＲＦ選択性パルス２２γ、
２２γ′（第３ｇ図に示す）は夫々流れを符号化する第
３の順序（流れを符号化するパルス２８を持つ）及びそ
の後の流れを符号化しない第４の順序（流れを符号化す
るパルス２８がない）と共に逐次的に用いることを基本
的に必要とする。同様に、第１の多重エコー順序が、流
れを符号化するパルス２８の存在の下に正の位相を持つ
９０°選択性パルスを持っていて、その後に負の位相を
持つ９０°選択性ＲＦパルスと共に流れを符号化するパ
ルス２８が存在する第２の多重エコー順序が続き、その
後に何れも流れを符号化するパルス２８がなくて、夫々
正の位相及び負の位相９０°選択性ＲＦパルスを夫々持
つ第３及び第４の多重エコー順序が続く様な４つの部分
から成るパルス順序方法を用いることも、この発明の方
法の範囲内である。この場合も、各々の流れを符号化す
る値に対し、反対の位相の選択性ＲＦ信号に応答する対
の多重エコー信号を互いに減算し、この順序の同じ様な
位置にある各々のエコーに対して２つの像を形成する。
各々のエコーの位置に対する振幅像及び位相コントラス
ト像を次の公式によって計算することが出来る。即ち振
幅像は Ａ（Ｘ，Ｙ）＝(A1 2+B1 2)1/2+(A2 2+B2 2)1/2 （１
１） 位相コントラスト像は △φ（Ｘ，Ｙ）＝tan-1（（Ｂ１Ａ２−Ｂ２Ａ１）／
（Ａ１Ａ２＋Ｂ１Ｂ２）） （１２） こゝでＡ１Ｂ１は流れを符号化するパルス２８が存在す
る時の２次元の点（Ｘ，Ｙ）に於ける像の実数部分及び
虚数部分を夫々表わし、Ａ２及びＢ２は作像順序内に流
れを符号化するパルス２８が存在しない時の同じ点
（Ｘ，Ｙ）に於ける像の実数部分及び虚数部分を夫々表
わす。この場合も、空間的な符号化及び流れの符号化用
の位相の両方の符号が順序内のエコー毎に交互に変わる
ので、再生プログラムがフーリエ変換の前にＹ方向の符
号化順序を反転し、交互のエコーに対し、最終的な位相
コントラスト像の符号を反転する。この発明では、約１
００cm／秒までの流速を忠実に発生する様に設計された
４エコー順序が、画素あたり約４°のホワイト・ノイズ
の位相ジッタを持つ装置で１cm／秒という低い流速を正
確に検出（分解）することが出来ることが判った。
第４ａ図には、液体の流れが発生している時及び発生し
ていない時の流れのファントムを撮影した位相コントラ
スト像の写真が示されている。流れのファントムは、４
種類の異なる寸法を持つ８本の管で構成されている。こ
れらの管は各列の直径が左から右に減少する様に配置さ
れ、左側の直径が約１６ミリであって右側の直径が約６
ミリであり、各々の直径の管は、２行の各々で互いに上
下になる様に１対の管として配置してある。管を直列に
接続し、ファントムを通る流れは、各々の管の直径に対
し、その列（同じ直径）の一方の管で順方向の流れ、他
方の管で逆方向の流れが生ずる様に制御した。８本の管
の各々の長さは、略あらゆる状態の下で、流れが殆んど
層流、即ち乱流でなくなることを保証する位に長くし
た。ファントムを通る液体の連続的な流れを機械的なポ
ンプを用いて維持した。管を直列に接続し、乱流が存在
しないので、各々の管の流速は大体管の断面積に反比例
して変化するだけである。この流れファントム装置を
０．１５テラス（Ｔ）の作像装置の磁石の中孔の中に配
置し、ファントム内の流れの方向は主磁界の方向、即
ち、Ｚ軸と平行又は反平行になる様にした。２次元の部
分的な飽和を利用する多重エコー位相コントラスト順序
を用いてこのファントムの像を作成した。この順序では
１対のエコー（即ち、Ｎ＝２）を求めた。
流れのポンプをオフにした時、第４ａ図の上側の像は２
つのエコーの平均がグレースケールのデータになること
を示している。これはゼロの流れがゼロの値に対応する
様に調節し、ファントムの８本の管全部に対して略同一
の中間のグレー・レベルになる様にした。然し、第４ａ
図の下側部分にある流れファントムの８本の管のグレー
スケールの値で示す様に、流れを作るポンプをオンに
し、約４００cc／分の流量に定めた時、流れの符号化が
オン／流れの符号化がオフの順序を使うことによって得
られた像は、速度の変化及び方向の変化と共に、グレー
・レベルが変化することをはっきりと示している。特
に、この下側の図のグレースケールは、ゼロの流れがゼ
ロの値及び中間のグレー・レベルに対応し、像の平面に
入り込む流れがゼロより大きな値並び中位のグレーより
も明るいグレー・レベルによって表わされ、像の平面か
ら出る流れがゼロより小さな値及び中間のグレーよりも
暗いグレースケールによって表わされる様に定めてあ
る。この為、即ち、一番左側の列の直径が一番大きい管
では、流体の流速は最低になり、この対の上側の管の流
体は図面から流れ出る（見る側へ）と共に、対の下側の
管の流体は図面の平面へ（見る側から遠ざかる向きに）
流れる。流れのファントムの一番低速の管のグレースケ
ール値が、流れがない時のファントムより若干暗く並び
に若干明るくなっていることが判る。写真の中心の直ぐ
左側の列にある直径が２番目の１対の管では、上側の管
の流体は像の平面内に流込み、下側の管にある流体は像
の平面から出て来る。一層明るい上側の管の像及び暗い
下側の管の像が、直径が最大であるファントムの下側及
び上側の管より、夫々一層明るく且つ一層暗い値を持つ
ことが判る。同様に、写真の垂直中心線の直ぐ右にある
３番目の大きさの１対の管では、下側の管では像の平面
内に流込み、上側の管では像の平面から流れ出る。グレ
ースケール・レベルが、直径がそれより大きな対の管の
「流込む」及び「流れ出す」管のグレースケール・レベ
ルより、略比例的に一層明るく且つ一層暗くなってい
る。最後に、直径が一番小さい一番右側にある１対の管
では、他のどの対の管よりも、流れの大きさが一層大き
く、上側の管は像の平面に流込み、下側の管は像の平面
から流れ出す。一層明るい及び一層暗いグレースケール
像がやはり流の大きさに略比例している。
第４ｃ図は管の中の流れの分布を示すグラフである。こ
の図で、横軸４０は４本の管の直径（ミリ）（夫々約
６．２ミリ、約９ミリ、約１２．８ミリ及び約１５．９
ミリ）を表わし、縦軸４２はcm／秒の単位で流速を表わ
す。曲線４４は、４００cc／分の容積流量の層流を仮定
して、管の直径の関数として予想される計算で求めた平
均の流速である。管が直列に接続されているから、乱流
でない流れでは、平均速度は管の直径の自乗に反比例し
て変化すべきであり、標準偏差は層流に近い流れの平均
速度に比例する目盛になる筈である。順方向の流れ（円
で表わす）及び逆方向の流れ（菱形で表わす）の両方に
対する測定された平均速度及び標準偏差は、測定された
平均速度が両方の流れの方向に対する予測結果とごく密
接に並行していること、並びに平均の偏差が実際に予想
通りに、平均流速に対応した目盛になることをはっきり
と示している。
第４ｂ図は、第４ａ図と同様な流体の流れのある状態及
び流れがない状態の両方に於ける振幅像を示す別の写真
である。両方の場合、第４ｂ図の写真の上側及び下側部
分で、第４ａ図の像に使ったのと同じ２エコー順序を用
いた。然し、第４ｂ図では、両方のエコーからの像情報
を単に平均化することによって像を求めた。即ち、像の
強度Ａ（Ｘ，Ｙ）＝（Ａ１（Ｘ，Ｙ）＋Ａ２（Ｘ，
Ｙ））／２で求めた。位相情報は捨てた。中間（ゼロ）
値及びグレー・レベルに対して定めたグレースケール
が、流れのポンプがオフ（写真の上側部分）又は流れの
ポンプがオン（写真の下側部分）であっても、８本の管
の各々に対して大体同じであり、作像した唯一の情報
は、流れのファントムの配管が存在すること並びにその
直径だけである。従って、流れを符号化したデータか
ら、普通の振幅像と同じ様に、スピン−スピン緩和時間
Ｔ２の像も、発生することが出来ることが判る。
第５図には、健康な成人の多重エコー位相コントラスト
像が示されている。この像は、単純な２次元エコー順序
を用いて求められ、腹部の軸方向スライスである。この
成人の右側はこの位相コントラスト像では左側である
が、下側大静脈内の血流が、中心より僅かに左の一層明
るいグレースケール区域として、像の平面内に流込むも
のとして正しく示されているが腹部大静脈の血液は、こ
の図の垂直中心線の少し右側の一層暗いグレースケール
部分として、像の平面から流れ出ることが正しく示され
ていることが判る。この像は０．１５Ｔで、スライスの
厚さ△Ｚを約１cmにして求め、各々の画素は３．５ミリ
平方の寸法を持ち、データ収集には１．５分間しか必要
としなかった。腹部大動脈並びに下部大静脈区域のグレ
ースケール情報は、不動部分のグレースケール・レベル
を基準とする時、大静脈の血流速度の平均値が１０．５
cm／秒±５．４cm／秒（ピーク速度は約１９．６cm／
秒）であることを示しており、これは腹部のこういうレ
ベルでは、健康な成人にとって十分に正常な範囲内の値
である。これと対照的に、腹部大動脈に於ける速度の平
均値は僅か−８．１cm／秒±２．４cm／秒（ピーク速度
は約−１２．４cm／秒に等しい）であり、これは健康な
成人の予想平均値より小さな値である。大動脈の流速が
控え目であることは、主要な動脈に於ける流れが脈動性
であることに関係があると思われる。即ち、大動脈の流
れがピークになる各々の心臓サイクルの期間の間、この
特定の実験で使った流れを符号化するパルスに対して位
相にエイリアシングが生じた。流れを符号化するパルス
の振幅は大静脈及び大動脈の平均流速に対して実質的な
移相を生ずる様に選ばれており、実際に、流れが小さく
なる期間の間、位相は作像実験によって忠実に測定され
た。然し、この測定が心臓サイクルと同期していない
為、エイリアシングを生じた測定とエイリアシングを生
じなかった測定とが平均化されて、大動脈流に関連する
真の位相変化が控え目になった。この問題は、流れの方
向の磁界勾配、例えばＺ軸の磁界勾配ＧＺを選ぶのに、
主要な動脈に於けるピークの流れにエイリアシングが生
じない様に保証することによって、完全に回避すること
が出来る。然し、第５図のグラフで示す結果は、この発
明の磁気共鳴による血流作像の為の多重エコー位相コン
トラスト方法の作用並びに有用性をはっきりと示してい
る。
これまでの説明から、当業者にはいろいろな変更が考え
られようが、この発明は特許請求の範囲のみによって限
定されるものであって、この発明の方法の考えを説明す
る為に示した若干のパルス順序並びにその他の細部によ
って制約されないことを承知されたい。
【図面の簡単な説明】
第１図は静磁界の中に配置されたＮＭＲ作像サンプルを
示しており、その中の流体の何れかの方向の流れを作像
しようとする平面状薄板をその中に限定してある。第１
ａ図は第１図の切断線１ａ−１ａで切った薄板の所望の
グレースケール像の図、第２ａ図及び第２ｂ図はこの発
明の方法に用いることが出来る２種類の異なる位相符号
化順序を示すグラフ、第３ａ図乃至第３ｅ図はこの発明
の現在好ましいと考えられる第１の実施例の多重エコー
位相符号化ＮＭＲ作像方法を例示する、同じ時間座標に
対して示した一組の信号波形を示すグラフ、第３ｆ図及
び第３ｇ図は、現在好ましいと考えられる２番目の多重
エコー位相コントラストＮＭＲ血流作像方法として、第
３ａ図及び第３ｄ図の順序に代る別の信号波形順序を示
すグラフ、第４ａ図は流れが止まっている場合並びに流
れがある場合の多重速度の流れのファントムから得られ
た像の写真であり、この発明の考えを評価するのに役立
つ。第４ｂ図は流体の流れがある場合並びにない場合
の、第４ａ図の流れのファントムの振幅のみの像の写
真、第４ｃ図は順方向及び逆方向の両方の流れに対し、
予想される流速と比較した流れのファントムの測定され
た流速の相関性を示すグラフ、第５図は成人の腹部領域
の位相コントラスト像の写真であって、この発明の新規
な流れを符号化する多重エコーＮＭＲ作像方法によって
得られた血流の方向及び大きさを示している。 主な符号の説明 １０ａ：薄板 Ｂ０：静磁界 ＧＸ、ＧＹ、ＧＺ：磁界勾配 ２２：ＲＦ信号 ２８ａ、２８ｂ：位相符号化パルス ３０ａ、３０ｂ：スピンエコー信号
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Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】サンプル内の流体の流れの磁気共鳴作像装
    置に於て、 （イ）前記サンプルを第１の方向を持つ静磁界の中に浸
    漬する手段と、 （ロ）磁界勾配及び無線周波信号の第１の順序をサンプ
    ルに印加して、流速を測定しようとする選ばれた方向に
    対して略直交する平面内にあるサンプルの作像しようと
    する薄板を限定すると共に、該薄板からの複数個（Ｎ
    個）のスピンエコー応答信号を求める手段と、 （ハ）前記複数個のスピンエコー信号を処理して、サン
    プルの薄板内の選ばれた数の逐次的な位置（Ｘ，Ｙ，
    Ｚ）の各々に対し、スピン密度ρ′（Ｘ，Ｙ，Ｚ）及び
    固有の位相回転φ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）に関係する複素値Ａ１
    （Ｘ，Ｙ，Ｚ）を求める手段と、 （ニ）磁界勾配及び無線周波信号の第２の順序を印加し
    て、前記手段（ロ）による場合と同じサンプルの薄板を
    限定すると共に、該薄板から別の複数個（Ｎ個）のスピ
    ンエコー応答信号を求める手段と、 （ホ）前記手段（ニ）により印加される磁界勾配及び無
    線周波信号の内の少なくとも１つに、その中を流れる材
    料を持つ薄板の各位置からの各々のスピンエコー信号成
    分に前記選ばれた方向の流速の大きさに依存した位相回
    転を持たせる様な波形を含めさせる手段と、 （ヘ）第２の順序の複数個のスピンエコー信号を処理し
    て、サンプルの薄板内の各々の逐次的な位置（Ｘ，Ｙ，
    Ｚ）に対し、流れを測定する前記選ばれた方向に沿った
    サンプル材料のスピン密度ρ′（Ｘ，Ｙ，Ｚ）及び誘起
    された位相回転に関係する複素値Ａ２（Ｘ，Ｙ，Ｚ）を
    求める手段と、 （ト）サンプルの各位置に対する複素値Ａ１（Ｘ，Ｙ，
    Ｚ）及びＡ２（Ｘ，Ｙ，Ｚ）を処理して、前記選ばれた
    測定方向に於ける、その中を流れる材料の速度に関係す
    る差分位相コントラスト値を求める手段から成る磁気共
    鳴作像装置。
  2. 【請求項２】特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、サンプルの薄板内の位置の差分位相コン
    トラスト値に関係する差分値を持つ様な、薄板内の相異
    なる位置に夫々対応する複数個の画素の各々を表示し
    て、選ばれた薄板の不動の部分及び流れる部分の場所並
    びにそこに於ける流れの大きさの両方を識別出来る様な
    像を発生する手段を更に含んでいる磁気共鳴作像装置。
  3. 【請求項３】特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、前記手段（ホ）が、有限の期間にわたっ
    てゼロの平均値を持つ位相符号化波形を持つ少なくとも
    １つの磁界勾配を発生する手段を含んでいる磁気共鳴作
    像装置。
  4. 【請求項４】特許請求の範囲３）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、前記位相符号化波形を発生する手段が、
    前記少なくとも１つの磁界勾配に１対のパルスを発生
    し、該１対のパルスは有限の期間にわたる平均値が略ゼ
    ロである磁気共鳴作像装置。
  5. 【請求項５】特許請求の範囲４）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、各々のスピンエコー応答信号の前に１対
    の磁界勾配位相符号化パルスが先行する手段を含む磁気
    共鳴作像装置。
  6. 【請求項６】特許請求の範囲５）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、前記第１の順序及び第２の順序の各々を
    実質的に磁界勾配及び９０°選択性無線周波パルス信号
    から開始して、サンプルの薄板を選択する手段を更に含
    む磁気共鳴作像装置。
  7. 【請求項７】特許請求の範囲４）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、前記１対の位相符号化パルスの各々に略
    同じ振幅及び持続時間を持たせる手段を更に含む磁気共
    鳴作像装置。
  8. 【請求項８】特許請求の範囲７）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、各々の位相符号化パルスの対の各パルス
    に同じ極性を持たせ、各々の位相符号化パルスの対の夫
    々のパルスの間に略１８０°の非選択性無線周波信号を
    発生する手段を更に含む磁気共鳴作像装置。
  9. 【請求項９】特許請求の範囲７）に記載した磁気共鳴作
    像装置に於て、各対の位相符号化パルスに反対の極性を
    持つ第１のパルス及び第２のパルスを持たせ、各々の位
    相符号化パルスの対の、第１のパルスの初めから第２の
    パルスの終了までの期間の間、無線周波信号が出現しな
    い様にする手段を更に含む磁気共鳴作像装置。
  10. 【請求項１０】特許請求の範囲９）に記載した磁気共鳴
    作像装置に於て、前記第２の順序内の相次ぐ各対の位相
    符号化パルスに対し、各々の位相符号化パルスの対の極
    性の順序を逆転する手段を更に含む磁気共鳴作像装置。
  11. 【請求項１１】特許請求の範囲７）に記載した磁気共鳴
    作像装置に於て、前記位相符号化パルスを、サンプルの
    薄板内で起る最大の流速に対して、±πラジアン以下の
    位相回転が生ずる様に選ぶ手段を更に含む磁気共鳴作像
    装置。
  12. 【請求項１２】特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴
    作像装置に於て、前記第１及び第２の信号順序の各々
    で、その流れを作像しようとする軸線に沿って、前記手
    段（ロ）における第１の順序で流れる原子核及び不動の
    原子核の両方に対し、同じ大きさの正規化位相を持たせ
    る様に選ばれた磁界勾配信号を持つ様にする手段を更に
    含む磁気共鳴作像装置。
  13. 【請求項１３】特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴
    作像装置に於て、手段（ロ）及び（ハ）の動作を完了す
    る前に、手段（ニ）乃至（ヘ）の動作を完了させる手段
    を含む磁気共鳴作像装置。
  14. 【請求項１４】特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴
    作像装置に於て、流速の測定方向を第１の方向と実質的
    に一致する様に選ぶ手段を含む装置。
  15. 【請求項１５】特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴
    作像装置に於て、別の選ばれた測定方向の流体の流れに
    対する差分位相コントラスト値が得られる様に選ばれた
    磁界勾配の少なくとも１つの別の組合せに対し、前記手
    段（イ）乃至（ト）の全ての手段を繰返し作動する手段
    を含む磁気共鳴作像装置。
  16. 【請求項１６】特許請求の範囲１５）に記載した磁気共
    鳴作像装置に於て、前記少なくとも１つの別の方向を前
    記第１の方向と略直交する様に選ぶ手段を含む磁気共鳴
    作像装置。
  17. 【請求項１７】特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴
    作像装置に於て、更に、 （チ）その各部分が前記複数個のスピンエコー応答信号
    を発生する前に、前記第１及び第２の順序の夫々の薄板
    を選択する初期部分に、第１の位相を持つ略９０°選択
    性無線周波信号を用いて、前記手段（ロ）及び（ニ）に
    おける第１及び第２の順序を印加する手段と、 （リ）磁界勾配及び無線周波信号から成る第３の順序を
    サンプルに印加する手段であって、該第３の順序は前記
    第１の順序と同じであるが、略９０°選択性無線周波信
    号が前記第１の位相に対して略反対の第２の位相を持っ
    ている手段と、 （ヌ）磁界勾配及び無線周波信号から成る第４の順序を
    印加する手段であって、該第４の順序は前記第２の順序
    と同じであるが、略９０°選択性無線周波信号が前記第
    ２の位相を持っている手段と、 （ル）前記第１乃至第４の順序に対する応答エコーから
    得られた複素値を処理して、前記薄板の不動材料に対す
    る公称平均値、並びに前記選ばれた薄板を選ばれた一方
    の方向及び反対方向に夫々流れる流体に対する、前記平
    均値よりも夫々大きい並びに小さい値を持つ差分位相コ
    ントラスト値を求める手段を含む磁気共鳴作像装置。
  18. 【請求項１８】特許請求の範囲１７）に記載した磁気共
    鳴作像装置に於て、サンプルの薄板内の相異なる位置に
    夫々対応していて、該位置の差分位相コントラスト値に
    関係する差分値を持つ複数個の画素の各々を表示して、
    選ばれた薄板の不動の部分及び流れる部分の場所、流れ
    の大きさ並びに流れの方向を識別することが出来る様に
    した像を発生する手段を更に含む磁気共鳴作像装置。
  19. 【請求項１９】特許請求の範囲１８）に記載した磁気共
    鳴作像装置に於て、選ばれた方向に対して夫々平行並び
    に反平行に流れる流体に対応する画素を、不動の材料に
    対する平均値に割当てたグレースケール値よりも夫々明
    るい並びに暗いグレースケール値で表示する手段を更に
    含む磁気共鳴作像装置。
  20. 【請求項２０】特許請求の範囲１７）に記載した磁気共
    鳴作像装置に於て、別の選ばれた方向に於ける流体の流
    れに対する差分位相コントラスト値が得られる様に選ば
    れた磁界勾配の少なくとも１つの別の組合せに対し、前
    記手段（イ）乃至（ヌ）の全てを繰返し作動する手段を
    更に含む磁気共鳴作像装置。
  21. 【請求項２１】特許請求の範囲２０）に記載した磁気共
    鳴作像装置に於て、前記第１の方向と略直交する様に前
    記少なくとも１つの別の方向を選択する手段を更に含む
    磁気共鳴作像装置。
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Families Citing this family (82)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3434161A1 (de) * 1984-09-18 1986-03-27 Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten Verfahren zum messen der magnetischen kernresonanz
US4665365A (en) * 1985-01-07 1987-05-12 General Electric Company Method for reversing residual transverse magnetization due to phase-encoding magnetic field gradients
JPH07108288B2 (ja) * 1985-02-15 1995-11-22 株式会社日立製作所 Ｎｍｒイメ−ジング方法
US4694250A (en) * 1985-02-27 1987-09-15 Yokogawa Electric Corporation Nuclear magnetic resonance imaging device
FR2586296B1 (fr) * 1985-08-13 1988-06-17 Thomson Cgr Procede de modulation de l'effet de la vitesse des parties mobiles d'un corps dans une mesure de densite par resonance magnetique nucleaire, et mise en oeuvre du procede pour en deduire la vitesse des parties mobiles concernees
JPH0657205B2 (ja) * 1985-07-11 1994-08-03 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング方法および装置
US4752734A (en) * 1985-08-06 1988-06-21 The General Hospital Corporation Flow imaging by means of nuclear magnetic resonance
US4788500A (en) * 1985-08-14 1988-11-29 Brigham & Women's Hospital Measurement of capillary flow using nuclear magnetic resonance
JPS6244232A (ja) * 1985-08-21 1987-02-26 株式会社東芝 Ｍｒｉスキヤン計画システム
US4697149A (en) * 1985-11-04 1987-09-29 Wisconsin Alumni Research Foundation NMR flow imaging using a composite excitation field and magnetic field gradient sequence
US4714081A (en) * 1986-03-03 1987-12-22 General Electric Company Methods for NMR angiography
JPH0632643B2 (ja) * 1986-04-11 1994-05-02 株式会社日立メディコ 核磁気共鳴イメ−ジング装置
JP2574767B2 (ja) * 1986-07-25 1997-01-22 株式会社日立製作所 三次元動体イメ−ジング方式
DE3750449T2 (de) * 1986-08-07 1995-04-13 Univ Leland Stanford Junior Bilderzeugung von bewegendem Material durch magnetische Kernresonanz mittels räumlich veränderlicher selektiver Anregung.
US4718424A (en) * 1986-08-07 1988-01-12 Stanford University NMR imaging of blood flow by moment variation of magnetic gradients
US4716367A (en) * 1986-08-15 1987-12-29 Brigham & Women's Hospital Creation and use of a moving reference frame for NMR imaging of flow
DE3627750A1 (de) * 1986-08-16 1988-02-18 Spectrospin Ag Verfahren zum bestimmen von beweglichem material innerhalb eines koerpers
JPH0814584B2 (ja) * 1986-12-22 1996-02-14 株式会社東芝 磁気共鳴イメ−ジング装置における流速測定方法
US4796635A (en) * 1987-02-11 1989-01-10 General Electric Company Multiple-echo, multiple-view NMR angiography
JPH0687847B2 (ja) * 1987-03-06 1994-11-09 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
WO1988007349A1 (en) * 1987-03-25 1988-10-06 Fonar Corporation Nuclear magnetic resonance imaging
US4800889A (en) * 1987-04-06 1989-01-31 General Electric Company Rapid-scan NMR angiography
ES2058714T3 (es) * 1987-06-23 1994-11-01 Nycomed Innovation Ab Mejoras introducidas en formacion de imagenes por resonancia magnetica.
NL8701642A (nl) * 1987-07-13 1989-02-01 Philips Nv Werkwijze en inrichting voor het uitvoeren van een fasecorrectie bij mr angiografie.
US4797615A (en) * 1987-09-30 1989-01-10 Elscint Ltd. Determining and correcting for phase jumps
FR2621693A1 (fr) * 1987-10-13 1989-04-14 Thomson Cgr Procede d'imagerie de mouvements intravoxels par rmn dans un corps
US4947120A (en) * 1988-02-05 1990-08-07 Massachusetts Institute Of Technology Quantitative nuclear magnetic resonance imaging of flow
US5134373A (en) * 1988-03-31 1992-07-28 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus employing optical viewing screen
US4901020A (en) * 1988-05-30 1990-02-13 Siemens Aktiengesellschaft Pulse sequence for operating a nuclear magnetic resonance tomography apparatus for producing images with different T2 contrast
US4849697A (en) * 1988-06-27 1989-07-18 General Electric Company Three-dimensional magnetic resonance flow-contrast angiography with suppression of stationary material
JP2731178B2 (ja) * 1988-09-30 1998-03-25 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
US4918386A (en) * 1988-12-23 1990-04-17 General Electric Company Method for simultaneously obtaining three-dimensional NMR angiograms and stationary tissue NMR images
JPH04364829A (ja) * 1990-02-15 1992-12-17 Toshiba Corp 磁気共鳴画像処理方法及び装置
DE4005675C2 (de) * 1990-02-22 1995-06-29 Siemens Ag Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz
US5167232A (en) * 1990-08-07 1992-12-01 Ihc Hospitals, Inc. Magnetic resonance angiography by sequential multiple thin slab three dimensional acquisition
US5101156A (en) * 1990-08-09 1992-03-31 General Electric Rapid flow measurement using an nmr imaging system
US5093620A (en) * 1990-08-09 1992-03-03 General Electric Encoding for nmr phase contrast flow measurement
GB9024528D0 (en) * 1990-11-12 1991-01-02 Instrumentarium Corp Improvements in and relating to magnetic resonance imaging
US5204625A (en) * 1990-12-20 1993-04-20 General Electric Company Segmentation of stationary and vascular surfaces in magnetic resonance imaging
US5204627A (en) * 1991-03-14 1993-04-20 Wisconsin Alumni Research Foundation Adaptive NMR angiographic reprojection method
US5226418A (en) * 1991-08-01 1993-07-13 General Electric Company Phase correction of complex - difference processed magnetic resonance angiograms
US5225779A (en) * 1991-08-28 1993-07-06 Ihc Hospitals, Inc. Hybrid magnetic aresonance spatial and velocity imaging
US5214380A (en) * 1991-09-30 1993-05-25 General Electric Company Velocity-resolved NMR spectroscopy
JP3162444B2 (ja) * 1991-11-28 2001-04-25 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
JPH05237067A (ja) * 1992-02-27 1993-09-17 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US5521502A (en) * 1994-04-25 1996-05-28 Georgia Tech Research Corporation Flow differentiation scheme for magnetic resonance angiography
US5488297A (en) * 1994-07-19 1996-01-30 The Regents Of The University Of California Three dimensional anisotropy contrast magnetic resonance imaging
US5592085A (en) * 1994-10-19 1997-01-07 Mayo Foundation For Medical Education And Research MR imaging of synchronous spin motion and strain waves
US5825186A (en) * 1994-10-19 1998-10-20 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for producing stiffness-weighted MR images
US5517992A (en) * 1994-12-27 1996-05-21 General Electric Company Magnetic resonance imaging of shear-rate within mechanically vibrated materials
US6023968A (en) * 1995-08-23 2000-02-15 Diasonics Ultrasound, Inc. Real-time two-dimensional resistance and pulsatility mapping
US6150814A (en) * 1995-09-04 2000-11-21 Btg International Limited Methods of achieving phase contrast in magnetic resonance imaging and a related apparatus
US5786693A (en) * 1996-04-26 1998-07-28 Picker International, Inc. Batch multi-volume angiography using magnetic resonance imaging
JP4127889B2 (ja) * 1998-03-04 2008-07-30 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US6163152A (en) * 1998-06-15 2000-12-19 General Electric Company Method and system for correcting errors in MR images due to regions of gradient non-uniformity for parametric imaging such as quantitative flow analysis
US6501272B1 (en) * 1998-06-17 2002-12-31 Magnetic Resonance Innovations, Inc. Application-specific optimization of echo time in MR pulse sequences for investigating materials with susceptibilities different from that of the background in which they are embedded
DE19836592A1 (de) * 1998-08-12 2000-02-24 Siemens Ag Verfahren zur Flußquantifizierung mittels magnetischer Resonanz
US6192264B1 (en) * 1998-12-28 2001-02-20 General Electric Company Method and system for MRI venography including arterial and venous discrimination
JP4632535B2 (ja) 2000-12-27 2011-02-16 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US6801800B2 (en) * 1999-11-29 2004-10-05 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging using ECG-prep scan
JP3254451B2 (ja) * 2000-03-06 2002-02-04 経済産業省産業技術総合研究所長 多チャンネルｍｒｉ画像処理によるカラー化方法及び装置
US6647134B1 (en) * 2000-03-30 2003-11-11 Mayo Foundation For Medical Education And Research Autocorrection of MR projection images
US6317620B1 (en) * 2000-05-04 2001-11-13 General Electric Company Method and apparatus for rapid assessment of stenosis severity
JP5002099B2 (ja) 2001-08-31 2012-08-15 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US6552542B1 (en) 2001-09-28 2003-04-22 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Oscillating dual-equilibrium steady state angiography using magnetic resonance imaging
US6957097B2 (en) * 2002-04-17 2005-10-18 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Rapid measurement of time-averaged blood flow using ungated spiral phase-contrast MRI
DE10256209B4 (de) * 2002-12-02 2007-06-21 Siemens Ag Verfahren zur automatischen Bestimmung des tatsächlichen Geschwindigkeitsintervalls eines fließenden Mediums bei Flussmessungen in der Magnetresonanz-Tomographie sowie Kernspintomographiegerät und Computersoftwareprodukt
US6995559B2 (en) * 2003-10-30 2006-02-07 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and system for optimized pre-saturation in MR with corrected transmitter frequency of pre-pulses
DE102005008753B4 (de) * 2005-02-25 2007-09-27 Siemens Ag Verfahren zur Darstellung von Fluss in einem Magnetresonanzbild
US20060285104A1 (en) * 2005-06-15 2006-12-21 Meagan Walsh Molecular imager
US20080061523A1 (en) * 2006-09-11 2008-03-13 Ed Holand Removable wheel system for footlockers
US8472690B2 (en) * 2007-11-30 2013-06-25 Vassol Inc. Deriving a velocity encoding anti-aliasing limit to prevent aliasing and achieve an adequate signal-to-noise ratio in phase contrast magnetic resonance imaging
US8030919B2 (en) * 2008-04-18 2011-10-04 Case Western Reserve University Dark blood balanced steady state free precession imaging
JP5461962B2 (ja) * 2009-02-05 2014-04-02 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US8729893B2 (en) * 2010-10-19 2014-05-20 Baker Hughes Incorporated Nuclear magnetic resonance 1H and 13C multiphase flow measurements, estimating phase selected flow rates from velocity distributions, volume fractions, and mean velocity
DE102013204994B4 (de) * 2013-03-21 2019-05-29 Siemens Healthcare Gmbh Zeitaufgelöste Phasenkontrast-MR-Bildgebung mit Geschwindigkeitskodierung
DE102013213591B4 (de) * 2013-07-11 2015-02-12 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer B0-Feldkarte mittels Anregungen mit unterschiedlichen Anregungsfeldern
KR101630655B1 (ko) * 2014-04-08 2016-06-15 서울대학교산학협력단 위상 대조 자기 공명 영상으로부터 혈류 속도를 측정하는 방법 및 이를 이용하는 시스템
KR101601011B1 (ko) * 2014-06-30 2016-03-08 삼성전자 주식회사 의료 영상 장치에서의 혈류 속도 산출 방법 및 그 의료 영상 장치
JP6677745B2 (ja) 2015-04-15 2020-04-08 日本電子株式会社 磁気結合の高分解能核磁気共鳴プローブおよび使用法
US10908239B1 (en) 2020-04-14 2021-02-02 Jeol Ltd. Broad band inductive matching of a nuclear magnetic resonance circuit using inductive coupling
US11726152B1 (en) 2022-08-26 2023-08-15 Jeol Ltd. Solid sample magnetic coupling high resolution nuclear magnetic resolution probe and method of use

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0103372A3 (en) * 1982-08-11 1986-05-07 Picker International Limited Nuclear magnetic resonance method and apparatus
DE3378656D1 (en) * 1982-09-17 1989-01-12 Picker Int Ltd Nuclear magnetic resonance method and apparatus
US4516075A (en) * 1983-01-04 1985-05-07 Wisconsin Alumni Research Foundation NMR scanner with motion zeugmatography
US4574239A (en) * 1983-07-19 1986-03-04 The Regents Of The University Of California Method for flow measurement using nuclear magnetic resonance

Also Published As

Publication number Publication date
EP0171070B1 (en) 1991-06-26
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