JPS58165046A - 核磁気共鳴を用いた血管の投影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】 本発明は、核磁気共鳴を用いた医療用像形成装置に係る
。本発明は、その主たる使用目的においては、血管内に
流れる血液により血管の投影像を形成する方法及び装置
に係る。その他の使用目的には、移動物質の一般的な投
影像形成が含まれる。

核磁気共鳴（ＮＭＲ）は、医療用像形成の新しい技術で
ある。これは完全忙非侵襲性であシ、イオン化放射線を
伴なうものでは々い。非常に一般的な言い方をすれば、
局部磁気に比例した特定のスピン周波数において磁気モ
亡メントが形成される。

これらスピンの減衰により′竺じる高周波信号がピック
アップ・イーを用いてＷ俗言れる。磁界を操作すること
により、種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、物体の密度の立体偉を形成するよ
うに合成される。

ＮＭＲＫ関する一連の論文が１９８０年６月発行のＩ　
ＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｅ
ａｒ　５ｃｉｅｎｃｅオＮ８−２７巻牙１２２０−１２
５５頁に掲載されている。ＮＭＲの基本的な考え方は、
Ｗ、Ｖ、　）（ｏｕｓ・著の文献″ＮＭＲの原理の紹介
”の第１２２０−１２２６−に述べられている。

多数の３次元的な方法が既に説明されている。

その中の重要な方法がＰ　、　Ｖ、　Ｌａｕｔｅｒｂｕ
ｒ及びＣ、Ｍ。

Ｌｏｕ著の文献”投影からの偉再構成によるゼウグマト
グラフイ（Ｚｅｕｇｍａｔｏｇｒａｐｈｙ　）”の第１
２２７−１２３１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゛面は異ならた共鳴周波数を受ける。

成る周波数スヘ、クトルを含むバーストを用いて各平面
が同時Ｋ　＃；、ン→される。励起後に受！シた信号が
次いでフーリ薗変換され、その＋ａ々の成分が得られる
。各周波数における振巾は陽子密度の平面積分値を表わ
している。平面配列体に関する情報を収集するようＫｓ
々の方向の磁界勾配を用いてこの方法を繰返すことがで
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こともできるし、或いは成る容積体
内の各ポクセクの陽子密ｆｌｌＫ関する６次元情報を形
成することもできる。

緯影像の平面ＶＣ＠角な実質的に全ての平面の積分密度
を得るこ、とによシ瞠影像が得られる。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
ピクセルや数忙はｙ等しい。像の再構成法としては、現
在のコンピユータ化きれた断層撮影システムに広く利用
されている”投影体からの古典釣合構成法”が含まれる
。最も一般的に利用されている方法は旋回型背面投影（
ｅｏｎ−ｖｏｌｕｔｉｏｎ−ｂａｃｋ　ｐｒｏｊ・ｅｔ
ｉｏｎ　）である。

丘れＫよシ形成される２次元投影像は血管の一形成とし
ＮＵ多数の欠点がある。先ず牙１に、介在構造組−が重
畳されるために、血管を目で見て、狭窄即ち狭縮を診断
するこ、とが非常に困−となる。

第２５１．この−形率法では、その性質上、全ての測定
値が各々の再構成ビクセルに影響を疎ぼす。

これによシ、儂は動きに対して［Ｋ敏感なものと々る。

対象物が動くと、対象物がその投影像に一致し々いよす
な非合致部が生じるため、に像にぶれが生じてしまう。

これらのぶれはしばしば所望の情報を不明瞭なものＫす
る。　　　、 介在構造組−の上記問題を解決するため、断面像を形成
する３次元再構成が行なわれている。

Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ　ｆ（の論文−述べられたこの解決
策は１．各々の角度で対象物、を、通して見た２次元投
影像の配列体を形成す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１対象物の断面平面の纏積
分即ち投影を表わして諭る。従って、古典的再構成技術
を用いれば、所望の断面平面を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
きれない。　　　　−これらの断ｉｌ！偉には介在構造
組織が入らないが、これは血管の像形成には適していな
い。血管の像形成は、どん々形式であっても、即ちＸ＃
ｉＩＫよるものであってもＮＭＲによ、るものであって
も、２次元投影像の場合に最も良好に行なわ−れる、断
面は単に血管の切片を示すものに過ぎない。更に、３次
元データを得る忙は、比較的長時間を要し、従って身体
の種々の生理学的運動によって９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１核磁気共鳴儂形成：多膚感知法”と題するＥ、Ｒ
’、　Ａｎｄｒｓｗ氏の文献の第１２３２−１２３８頁
に述べられている。この方法では、当該容積体中の個々
のボクセルからデータを祷る選択装置が使用される。こ
れは成る勾配の動的便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、経時変化磁界を含まない小
領域以外の全ての領域がゼｏｌで積分場れる。従って周
波数の異なる経時変化磁界が３つの直交軸に４木られた
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、信号はこの点のみを表わし、゛、投影体から
の再構成は不要である。　　　　　　□″：″・・　　
　　　　□この方式の欠点は、１度に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圧
長くか＼ることである。充分なＳＮ比を与えるためには
、各ボクセルととに相当な時間を費さねばならない。こ
の問題は、２つの軸に動的勾配を使用しそして第３の軸
に静的勾配を使用することによシ軽減される。従って、
牙３軸の方丙においては、各位置が異なった周波数に対
応する。広帯域励起を用いそして受信信号を７−リエ変
換した一場合には、周波数スペクトルによシ成る線に沿
ったボクセル配列゛体の密度が同時に与えられる。

この線は、１つの線を除く全ての線の平均がゼロになる
ような２つの直交動的勾配の交点に対応する一線である
。

この方法では、投影体から再構成を行々う場合に生じる
動きＫ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、呼吸や心臓鼓動を含む生鴫
学的な運動によシネ明瞭な部分゛が生じる。艶に９この
方法は３次元の像形成方法であり、これは−に％述べた
ように１血管の像形成には一般に適していない。

ｉｊ！に別の像形成方法は線又は点選択法であり、Ｃれ
は”ＮＭＲ像形成用の選択放射線走査技術”と題するり
、Ｅ、　Ｃｒｏｏｋｓ着の文献の第１２３９−１２４４
員に述べられている。この−・般的な解決策は多数の形
態を有している。その１っにおいては、静的゛勾配と、
適当な形状のパルスと、選択パルスとを用いて、１つの
当該平面が励起される。この励起された平面により生じ
た信号が記憶される。平衡状態に達した後、上記平面に
直交する平面がｆｌＫ高い強度で励起□され、磁化が逆
転され即□ち負にされる。・この形式の照射では、受信
信号が発生これない。従って、当該平面を選択的に励起
し、それＫより生じる信号を記憶することにより最初の
工程が繰返される。然し乍ら、この場合には、当該平面
はこれに直交する平面がｌｌＫ高い強度で励起される”
ことによシ飽和されているので、当゛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
。牙１番目に記憶された信号と第２番目に記憶された信
号とを単に差し引きしたものが交線となる。邑該平面内
の多数の角度及び位置罠おいて種々の線を測定してこの
差し引き操作−を用いることＫより、投影体から゛の古
典的な再構成技術を用いて平面の再構成偉が形成される
。

互いに直交する平面の線交差を用いた別の解決策では、
差し引き操作が除去される。この場合は片方の直交平面
が逆の放射で直ちに励起される。

交差線は、後でスピンエコー信号を形成するように作用
を受ける。従って、後で、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
面像が形成される。

特定の当該平面以外の全ての平面を飽和させる同様の感
矧点及び感知線方法が示唆されている。

このよう々飽和の直後に直交方向に同様の励起が行なわ
れ、成る線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、或いは牙６の直交励起を用いて点即
ちボクセルから信号−を得ることもできる。飽和は、励
起周波数に対応する領域を磁化するような磁界勾配の存
在中で、比較的長時間巻、オＬ４５７−Ｌ４６２頁に掲
載されたＡ、Ｎ。

Ｇａｒｒｏｗａｙ、　Ｐ、に、　Ｇｒａｎｎｅｌｔ及び
Ｐ、　Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ着の６選択照射プロセスによ
るＮＭＲ偉形成”と題する論文に述べられている。

ＮＭＲ偉形成に関する更に別の技術が、１９８１年に東
京の医学書院社によシ出版された”医学用の核磁気共鳴
偉形成”という最近の本に掲載されている。コの本の牙
６章には、Ｌ＃ｒ＠ｎｅｅ　Ｅ、　Ｃｒｏｏｋ　Ｋよる
１種々の偉形成技術の概！！”という論文が掲載されて
いる。これに加えて、罠に別の平面積分技術が第４４−
４７ｆｌＫ掲載されている。これ忙よれば、各平面積分
は平面に直角な磁界勾配を与えること罠よ〕位相エンコ
ード寧れる。磁界勾配を除去すると、平面にθつ九核は
磁界強度に基づいて繰シ返しの位相分布をもつ。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
こと忙より、平面内の各線に−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される。

この技術はスピンゆがめ（、、、−３ｎ　ｖａｒｐ　）
　骨形成と称されている。

平面に沿った繰り返し分布を形成する［［別の技術が最
近報告されている。然し乍ら、この場合は、高周波励起
磁界の強ｇＫ勾配をもたせることにより繰り返し変化が
得られる。この勾配磁界が充分強力なものにされた場合
には、９０°励起領域が最大応答を与え０°及び１８０
１励起領斌が応答を与えないところで平面を横切って繰
シ返し変化が生じる。前記したように１勾配磁界の強さ
が異なるような一連の励起は種々の空間周波数において
繰り返し変化を与え、これらは成る選択でれた平面内の
分布を再構成するように変換することができる。Ｃ（７
）プａ　４　Ｘは、Ｐｈ１ｌ　Ｔｒａｎｓ、　Ｒ，Ｓｏ
ｃ、　Ｌｏｒｄｍ。

８２８９：５４３−５４７　（１９８０年）Ｋ掲載され
九〇回転フレームゼウグｉトゲラフ”と題するり、Ｉ。

）１ｏｕｌｔ氏の論文に述ぺられている。

これまでに報、告謬れている全てのＮＭＲ僚形成システ
ムは、前記：ｉ）シたよう麿多数の理由で血管の骨形成
には不適当１″、、１である。最初に述べ九技術以外の
全ての技術は５・□次元の断面像を形成するのに用いら
れており、これらは血管の偉形成には不適当である。血
管は多数の平面にわたって曲がりくねっており、各々の
断面の値には限度がある。、Ｘ線造影法において現在性
なわれている投影像形成は、血管の狭細部ち狭窄を診断
する好ましい形態であることが明確に示これている。最
初に述べ九文献のシステムの場合のように、ＮＭＲ投影
像形成が考慮された場合には、介在する組織が偉の効果
を著しく低下させる。更に、これらの像は非常に長いデ
ータ収集時間を必要とし、対象物の動きにより甚しいぶ
れを生じる。

Ｊ、Ｒ，ＳｉｎｇＩｒ著の１身体に手をつけずにＮＭＲ
によって行々う血液流の測定”と題する流れ測定に関す
る論文が前記のＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　
ｏｎ　ＮｕｃｌｅａｒＳｅｉｅｎｃｅの第１２４５−１
２４９頁に掲載されている。

この論文においては、平均速度に比例するスピンエコー
を移相するという考え方が述べられている。

８１■ｅｒ氏は位相感知及び包路線検出の両方を用い、
３次元像形成技術を用いて全容積体の陽子密度及び流れ
をマツプすることを提案している。これにより作られた
断面像は密度及び流れの両方を示す。

前記したように１これらの像に伴々う主たる問題は、デ
ータ収集時間が非常に長く、これに関連して偉に歪が生
じ、そして断面像で血管の疾病を診断することが比較的
困難なことである。

本発明の目的線、人体内の血管のＮＭＲ投影投影形成す
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
るようにして人体内の血管の分離ＮＭＲ投影投影形成す
ることである。

本発明、のｌＪｃ別の目的は、儂のぶれに対してあまり
敏感で々いようＫして血管のＮＭＲ儂を形成することで
ある。

本発明の更に別の目的は、移動する物質のＮＭＲ投影像
を形成することである。

簡単に説明すると、本発明によれば、成る容積体内の磁
気スピンの２次元投影像が形成される。

静止物質による磁気スピンは打ち消される。移動物質に
よる磁気スピン信号は保持され、人体の血管の２次元投
影像が形成場れる。

以下、絡付図面を参照して本発明の幾つかの実施例を詳
細に説明する。

第１図を説明すれば、本発明の一般的な考え方が最も良
く理解されよう。人体の特定の部位１０内の血管１１の
偉を形成するものとする。血管の疾病は人間の最大の死
亡原因である。一般の人々を集団検診するため罠は血管
を目で見られるよう圧する非侵襲的な方法が強く要望さ
れる。この形式のやり方では、血管のｉ影像を形成する
ことが必要である。これは現存のコンピユータ化された
Ｘ線断層撮影又はＮＭＲ断面儂とは著しく相違する。

血管を追跡するためには非常に多数の切片像が必要とさ
れるのでこれらの切片像は血管の狭縮を判断するにはほ
とんど役立九々い。血管の疾病に対する検診俸を形成す
る場合には断面形式の像形成はほとんど役立九かいこと
が明らかである。又、ＮＭＲ断面儂は、非均−な磁界に
より生じるぶれに対して特に敏感である。　　　。

それ故、本発明では、血管め投影慣が形成これる。例え
ば、血管１１を含む°門位１０の２次元投影儂が形成さ
れる。この投影はｘｙ平面２８によって表わされる。

人体構造組織が介在しているために純粋な投影儂では血
管１１を見ることができない。Ｘ線診断の場合には、造
影剤を注入することにより血管が分離される。本発明で
は、ＮＭＲ像形成を用い、血管を通る血液１２の流動を
利用することによって血管１１の分離感れた投影俸が形
成される。プロセッサ２９は、高周波励起信号２６とあ
いまって、部位１０内の相対的静止物質により発生され
るスピン信号を打ち消し、血管１１のみによる信号を作
り出すように働く。このよう圧して、造影剤を注入した
りイオン化放射線を用いたすせずＫ、全くの非侵襲的な
やり方で、所望の善Ｉ儂が形成される。

ＮＭＲ投影投影酸形成徴について説明した後に、部位１
０内の静止物質による信号の打ち消しにりいて説明する
。然し乍ら、一般的には、例えばコイル１６及び１７：
・Ｋより励起される磁極片１３及び１４を用いてｌ１１
Ｉ撮、向の主磁界が形成される。コイル１６及び１７ｈ
同じ方向に磁界を発生するようＫ［流電源ｖ１　　によ
って駆動され、部位１０内の当該領域全体罠わたって実
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、その強さは約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ｎｈ−Ｄは
単なる便宜的なやり方で接続を表わしている。

磁気勾配コイルを用いて特定の領域が選択される。コイ
ル１８及び１９は電源ｖ２（２０）ニよって駆動され、
２方向の勾配磁界を形成する。同様に、コイル２３及び
２４は部位１０の両側に配置これ、電源Ｖ３（２５）Ｇ
Ｃよって駆動されてＸ方向の勾配磁界を形成する。均一
磁界を形成するコイル１６及び１７とは異々す、これら
の勾配磁界コイルは各々の方向に変化する磁界を形成す
るように互いに作用する。

コイル２１及び２２は、送信器及び受信器の両方の礪能
を果たす高周波コイルである。こ第１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・昇圧発生する。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た時は、部位１０の
磁気スピン信号から信号６１が受信される。

これら信号はプロセッサ２９で処理され、血管１１内を
移動する血液１２の投影偉が形成これる。

これにより生じる投影儂６２は表示装置３０に表示され
る。

励起信号２６及びプロセッサ２９は、部位１０の実質的
に静止した構造組織による磁気スピン信号を打ち消し即
ち除去するように共働する。静止物質の磁気スピンによ
る信号を除去する１つの方法が牙２Ａ図及び第２Ｂ図に
示されている。ここでは、磁気スピンが励起されそして
２つの異なった時間インターバルＴＡ及びＴＢで信号が
受信される。Ｃれらインターバルは血液速度の異なる時
間インターバルに対応する。通常の高周波励起信号２６
（Ｖ４）はバースト信号発生器４０によって供給これる
。パルス形状の特性は、使用される特定の像形成装置に
よって決まる。いずれにせよ、２つの時間インターバル
で２つのバーストが発生される。

流動する血液又は他の物質は、受信されるＮＭＲ信号を
減少させる。というのは、励起されたスピンは感知領域
を出てから受信信号を発生させるからである。従って、
高速領域は低速領域よりも小さな信号を発生する。励起
信号■４　と診察中の患者のＥＫＧとのタイミングをと
ること罠より、血管１１内の血液１２の比較的高速の時
間及び比較的低速の時間を表わす受信信号６１を収集す
ることができる。受信信号３１は復［１＃４１を用いて
復調され、スイッチ４２へ送られる。このスイッチはＥ
ＫＧ信号によりインターバルＴＡ及びＴＢで作動される
。従って、励起ＴＡからの信号は記憶装置Ａ（４５）Ｋ
記憶これ、励起ＴＢからの信号は記憶装置Ｂ（４４）に
記憶される。４．、ｌこれらは減算！１４５において差
し引かれ、全てめ静止物質の作用を打ち消して血管のみ
を表わして□いる所望の信号が形成される。この差し弓
！かれ４．信号はイ象形成コンピュータ４６．へ堺られ
、このコンピュータは後述するように２次元投影偉を再
構成する。

実質的な静止物質による信号は、成分信号が−及びＴＢ
［おいて互いに同じであるために、打ち消でれる。然し
乍ら、血管１１からの信号は、血液１２が色々な速度で
流動する状態でなり出これるので、互いに異なる。

第２Ａ図及び第２Ｂ図は特定の実施例を示しているが、
この原理は多数のやり方で適用することができる。例え
ば、全パルスが心臓サイクル９時間ＴＡを表わしている
ような一連のパルス２６を発生することができる。この
一連のパルスは、時間インターバルＴＡに対応する完全
な投影偉を形成するのに必要とされる。この後には、心
臓サイクルの時間インターバルＴＢＶｃおける一連のパ
ルスが続く、従って、これらを差し引きすれば、各心臓
サイクルごとに差し引きを行々うのではなく、人 して、完全々像情報を形成することができる。いずれの
場合にも□、情報が失なわれないようにするためには、
血管′ツい及びＴＢ　Ｋ同様の位置にあることが所、望
される。

ｉ２Ａ図及び第２Ｂ図に示された方法は、心拍数が１秒
車たシ約１回であるので、比較的長いデータ収集時間を
要する。これは、使用される骨形成方式にもよるが、呼
吸作用による歪を招くことがある。第３Ａ図及び第３Ｂ
図は心臓サイクル中に２回の・測定を行なうものではな
い方式を示している。部位１０の特定の小領域が励起さ
れた時には、静止物質はこの小領域にそのま＼留まるが
、血液のような移動物質は励起された原子をその隣接領
域へと運搬する。これらの隣接領域のみを選択するよう
に受信器が同調された場合には、該受信器は移動する血
液のみＫよる信号を受信し、静止物質による信号は受信
されないか或いは効果的に打ち消される。

第１図を用いて簡単に説明すると、直流電圧ｖ２を印加
することによＩｆ）ｚ方向計［線勾配磁界が与えられる
ものと仮定する。この状態の下では、２軸に沿つ九各々
のｘｙ平面が種々の共鳴周波数に対応する。もし特定周
波数の正弦波バース）　Ｖ４　　を送信し九とすれば、
これによって特定の１７平面が励起される。スイッチ２
７が受信位置ＲＫ接続された受信モード罠おいては、こ
の励起された平面からではなくその隣接平面からの信号
を受信するようにプロセッサ２９が一整される。プロセ
ッサ２９はバースト周波数より高い周波数又はこれより
低い周波数或いはその両方の周波数の狭帯槍フィルタを
備えている。従って、出力３６は、隣接平面へと流れ込
んだ流動血液からの信号のみに対応する。静止物質から
の信号は元のバースト周波数のものであり、従ってこれ
ら信号は打ち消される。

第３図は平面の配列体又は成る平面内の線の配列体が同
時Ｋ　呻形成場れる実際的なやり方を示している。以下
で述べるように、儂を形成する多くのやり方においｙは
、各領域ごとに周波数の異なった信号が発生これるので
多数の領域からの信号を同時に受信するようにフーリエ
変換技術を用いることができる。第３Ａ図において、信
号発生器■４は励起信号２６を発生する。第３Ａ図は特
定領域を配列したものよシ成る信号スペクトルを示して
いる。説明１示されているように、スペクトル情報は、
ｆｌからｆ２、ｆｒＳからｆ４、ｆ５からｆ６そしてｆ
、からｆ８までに存在している。然し乍ら、この信号は
本質的Ｋｆ２からｆ３、ｆ４からｆ５そしてｆ６からｆ
７ｔではスペクトルエネルギを含んでいない。この励起
信号は、時間領域忙おいては、次のような数式で表わさ
れる。

幹 ＴＩは逆変換演算子であり、 １ １１Ｍ この信号は２つの側波帯付きの周波数領域を与え、各側
波帯の長方形の巾はＡであり、これは巾Ｂの小さ々長方
形区分の各々がｂだけ離されたような配列体を含む。こ
−の長方形配列体の中心周波数は１１″で与えられる。

それ故、信号Ｖ４（ｔ）は分離された励起領域の配列体
を形成する所望のスペクトルを与える。

作動に際し、スイッチ２７が送信位置に入れられ、前記
信号ｖ４　が信号２６となる。これは、交互の領域、即
ち成る部位の交互の平面区分又は成る平面区分の交互の
線区分、の励起を表わしている。静止領域においては、
励起された核はそれらの相対的な励起位置＜ｉｉする。

血管１２を通して流れる血液１１のような移動物質をも
つ領域においては、励起された核がこれに＊＊Ｌ、た非
励起領域へと移動する。次いでスイッチ２７を受信位置
に入れ、受信信号′３１をプロセッサ２９に送る。

第３Ａ図に示され木ように、プロセッサ２９はくし型フ
ィルタ５０誓備えており、これは非励起ス１゛、 ベクトル、即ち信号”、ｙ４　　の励起スペクトル間に
狭まれたスペ゛クトル内の信号の与を伝達する。それ故
、これらの信号杜、隣接領域へと移動した移動物質の核
の今からのものとなる。こｎらの便号に復＠６５１で復
調これて像形成コンピュータ５２へ送られ、血管１１を
含む部位ト０の投影像を表わす信号３３が形成□される
。かくて部位１０内の全ての静止構造組織の作用は打ち
消これ、信号６５に、現もれることはない。というのは
、これらの静止核により発生された信号はフィルタ５０
で除、去されるからである。像形成コンピュータ５２に
ついては、色々な形成のも・のを以下で取り上げるこ・
とＫす“る。　　　　　、　　、第４図は静止物質の核
からの信号を打ち消す別の方法を示している。励起ＩＫ
自由誘導減衰信号を発生しないよう・に磁気スピンを逆
転するため、送信信号■４　には所要の強度及び巾が与
えられる。

点線は磁気運動の角度の直線的な立上りを示しており、
これは１８０°′で終わる。然し乍ら、゛移動物質は完
全な逆転信号を受けな′い。血管１２内の血液１１のよ
う、な新たな核は１８０＠未満の部゛分□励起を受ける
。これらの移動核の９０°成分は、牙４図に示されたよ
うに移動物質のみによる自由誘導減衰信号６１を形成す
る。従って、静止核からの信号はこれら核が逆転励起を
受けるので効果的に打ち消される。　　　　　　　　　
　　・逆転信号ｖ４の巾゛は、当該血管内の血液の予想
速ｆＫ合致するように調整することができる。信号ｖ４
　は特定の平面又は線を励起するものとしては正弦波で
ある。然し乍ら、信号ｖ４　　は、成る部位の多数の平
面又は成る平面内の多数の線を同時、Ｋ励起する広いス
ペクトルをもつパルスであることもしばしばある。

一牙５図は静止物質の作用を打ち消す同様のやり方を示
している。この場合、信号ｖ４は点線で示されたように
１各々が９０°の励起を与える２つのパー・ストより成
る。バーストと、バースートとの間の時間は、種々の勾
装置の存在中でのスピン−スピン弛”緩時間Ｔ２　’よ
りは長く、長平方向の弛緩時間Ｔ１よりは短い。最初の
パース”トの後圧は、点線で示したように一般的〜な自
由誘導減衰信号が発生される。然し乍ら、スイッチ２７
が送信位置に入れられた゛ま＼′であるからこの信号は
受信され々い。然し、血管１１の組織に加えて部位１０
の静止組織を表示することが所望される一場合には、こ
の信号を利用することができる。静止組織及び血管の偉
を同時に表示するようにカラー表示を用いることもでき
る。

静止物質を除く所望の血管像を形成するため罠、第２の
信号パース）　Ｖ４　の後にスイッチ２７は受信位置へ
入れられる、静止物質の核はこの第２のパース）Ｋよっ
て逆転されるので、移動物質の新たな核のみが第５図に
実線で示された自由誘導減衰信号を発生する。従ってこ
の：信号３６を用いて血管のみの投影像が形成される。

これは２つのバーストを用いて静止物質を除５外する一
般の場合を説明するものである。９０°のバーストの後
Ｋ　１８０゜のバーストを用い良別の方法が１９６９年
版のＭｏ１ｅｅｕｌａｒ　Ｐｌｙｓｉｅｓ　、第１７轡
１．：第３５．５−３６８ｊｌＬのＷ−Ｊ−Ｐａｒｋｅ
ｒ氏の論文に説明門１れている。

前記したＪ、Ｒ，Ｓｉｎｇｅｒ氏の、、−′妥に述べら
れたように１血液のような移動物質は、発生されるＮＭ
Ｒ信号に移相を生じさせる。Ｃの性質を用いて、静止領
域を除く血管の投影像を形成することができる。

第６図に示されたように、信号発生１９６０及びパルス
変１１ｉ１！６１を用いて送信バースト信号２６（Ｖ４
）が発生される。この信号発生器６０は受信信号６１０
位相基準としても働く。位相感知検出器６２紘同期検出
器であり、その位相は静止物質から導出された信号と直
角位相になるように駒整される。

従ってＪ静止物質からの信号は位相検出１１６２におい
て打ち消され、像形成コンピュータ６４に接続される出
力信号６５には現われない。使用される特定の投影像形
成方式にもよるが、信号発生器６０の信号は１つの線又
は平面を表わす正弦波信号であってもよいし、或いは像
形成コンピュータ６４でのフーリエ変換によって分解さ
れる線又は平面の配列体を表わす広帯域信号であっても
よい。

比較的厚みの□、！る人体領域を通して比較的周波数の
高いＮＭＲ（Ｉｔ’号が使用感れる場合には、静止領・
：′ 斌からの信号が組、、５織を通して高周波ピックアップ
コイル２１及び２２へ進む時に若干の移相を受ける。こ
の偶発的な移相によｐ第６図の装置ではエラーが生じる
ことがある。これらのエラーは牙７図の装置によって補
償することができる。この場合は軸方向の磁界強度を変
えることＫよってデータが２つの異なった周波数で得ら
れるｉこれはコイル１６及び１７に流れる電流を変える
こと罠よって行壜われる。図示されえように、スイッチ
７３は■１　　と、これとは＾なる電圧■１との間で切
換えられる。従って電圧１５が変化し、これＫより、コ
イル１６及び１７に流れる電流が変化する。これによシ
装置の基本周波数が変わるので、信号発生Ｗｓ６０の周
波数をこれべ応じて変えねばならない。

偶発的な不所望な移相は周波数の関数である。

それ故、移相変化量紘靜止物質による移相の指示となる
。２つの状態における移相がスイッチ７４により記憶装
置７０及び７ＬｔＣ記憶される。補償装置７２を用い、
静止物質による移相変化を用いて、静止物質による信号
を打ち消すここができる。

これにより、移動物質のみを表わしている所望信号７５
のみが残シ、これは像形成コンピュータ６４へ送られる
。

静止構造組織による信号を打ち消し、血管内の血液のよ
うな移動物質による信号のみを残すようＫしてＮＭＲ（
Ｉｒ号を収集する多数の実施例を以上に説明した。繭記
したように、多くの塩山で、Ｃれら血管の投影像をみる
ことが最も所望される。投影像は、血管の断面で線なく
成る部位を通る血管経路全体を示す。又、投影像は、は
とんど時間を必要とせずに高い解像度及び高いＳＮ比で
得ることが、できる。更に、投影像は３次元的な骨外構
成よりもぶれに対し−て著しく不感であｐ、従って磁界
の大きな非均一性を受は容れることができる。

牙１図の基本構成を用いて色々なやり方で投影像を得る
ことができ・る。成るやり方においては、投影平１ｉ１
ｉ２８に対して各々垂直である平面積分の配列“体が形
成される。各々の角度において、１組の平行平面からの
信号が収集される。平面の角度は勾配磁界の方向によっ
て決足寧れる。全勾配磁・界は、コイル１８及び１９を
用いて信号■２により駆動され、る２方向の勾配磁界と
、コイル２３及び２４を用いて信号ｖ３により駆動され
るＸ方向の磁界とを合成したものである。

例えば、成る電圧の信号ｖ２　が印加されそして信号ｖ
３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Ｋｉｌ直な各Ｘ７平面は異なつ九磁界を
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によって励起された時には、これらの平
行平面が同時に信号６１を発生する。プロセッサ２９は
デジタルＦＥＴ　（高速フーリエ変換器）のようなフー
リエ変換装置を備えていて、平行平面の各々からの信号
を個ｋＶＣ抽出する。次いで成る電圧の信号ｖ６　を印
加しそして信号ｖ２をゼｏ　Ｋ　してこのプロセスを繰
）返し、Ｘ軸に対して各々垂直である１組の平行なｙｔ
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ｌうにｖ２及び■３　　の電圧を組合わせて用いるだ
けで、中間＾度における平面の組が得られる。　　　　
　　、；、、 全ての角度忙おいてこれら全ての平面は投影平面２８に
対して垂直となる。各平面に対する積分値が平面２８に
おける線投影となる。次いで、プロセッサ２９において
、投影からの一般の再構成技術を用いて、所望の投影像
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、プロセッサ２９は、全ての角度における平面信
号を形成するフーリエ変換装置と、各角度における値を
記憶する記憶装置と、２次元投影像を再構成する再構成
装置とを備えている。

これまでの投影像形成装置に伴なう１つの問題は、儂を
再構成するまでに全ての平面データを収集しなければ々
らないことである。これによ〕、装置は動きに対して若
干敏感なものとなる。好ましい実施例では、第１図に示
され九ものと同じ基本構成にされる。従って、部位１０
の成る平面内の線を表わしている投影像２８の完全な＃
に対する情報を得ることができる。２方向の勾配磁界は
ｖ２　　を交流即ち経、ｉ時変化信号にすることによｐ
時間と共に変化す、ｉ！うにされる。２軸に垂直が１つ
の１７平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はこのゼロ平面からＮＭ
Ｒ信号を受ける。というのは、その他の平面は適当な励
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Ｋ、送信及び／又唸受信モードで経時変
化勾配を与えることができる。

定電圧の信号ｖ３　をコイル２３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
面の各線はこの平面がバースト信号発生１１Ｖ４により
励起された場合−異なった周波数を発する。プロセッサ
２９はゼロ平面かラノ信号を変換するフーリエ変換装置
を備えている。信号を種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
形成される。従ってフーリエ変換装置の出力は投影像の
線に沿った各点の配列体を直接的に形成する。

ゼロ平面の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Ｖ２　ｔｃより誘起される勾配
磁界がゼロであるような平面によって決定される。第１
図に示されたように１コイル１８のＢ端子がコイル１９
０Ｂ端子へ′接続され九場合には、これらコイルが位相
ずれして駆動されるので、ゼロ平面は正確にこれらコイ
ル間に位置される。ゼロ平面の位置を動かすには、コイ
ル′１８のＢ端子をアースしそしてコイル１９０Ｂ端子
に信号に乃を接続することができる。ｋが１に等しい場
合は、ゼロ平面が再びコイル間に位置される。

然し乍ら、ｋを１より大きくするか又は１′よ〕小ζく
することＫより、−４／ｃ１平面が各々上及び下に動か
場れる。かくて、投影平面２′８に所望の水平線像を形
成するように所望の平面を選択することができる、 このデータ収集−置では、動きの影響逅相当に改善され
る。投影像は１度に１本の線という速度で得られるので
、像の不明瞭さは、像全体を形成する時間ではなく、各
線を得る時間に基づくものとなる。それ故、このやシ方
はり急速な動暮を伴なう身体領域、例えば６繊の領域に
好ましく用いられる。

以上に述べた２つの投影像形成装置は、静止物質を除外
して流動血液を目′で見え葛ようにする前記装置のいず
れに使用することもできる。各々の場合に、励起装置及
び受信装置は牙２図ないし牙７図に示されたものに取シ
讐見られる。

更に別のデータ収集方式状ＮＭＨの逆転特性を用いるも
のである。１８０°の逆転励起を行なうと、磁気スピン
モーメントの角度が逆転され、自由誘導減衰信号は発生
されない。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線を用
いて個々の線に分解これる。各直交平面は逆転励起され
る。

例えば、電圧ｖ２　　を印加することＫよＪ）ｚ方向の
勾配磁界を使用する。前記したように、種々の＊＠にお
ける各々の１７平面祉異なった磁界を受け、従って異な
った周波数を発す石。スイッチ２７を送信位置に入れて
適当な周波数のパース）　Ｖ４　’を与えることにより
Ｘ７平面ｔ−ｍ起することができる。

このバーストの振巾及び巾ｒ：磁気モーメントの９０°
の古典回転を与えるよ・枦：′に―整社る。これ、出・
：。

により生じる自由誘導減衰□信播は無視される、次いで
、この選択された平面は、投影平面２８に垂直な個々の
線の配列体に分解される。これに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
の配列体にょシ上配線の配列体忙より上記線の配列体が
形成される。上記平面の配列体は、Ｘ方向に勾配を作る
ように電圧ｖ３　を印加して各々のｙｚ平面が異なうた
共鳴周波数に対応するようＫすることＫよって形成され
る。

次いで、ｖ４　を用いて広帯域の逆転励起が行なわれる
。この逆転励起即ち１８ｏ＠励起では、励起されたｘｙ
平面との交線において出力が発生されるだけである。

これにより生じる自由誘導減衰信号３１は、励起された
ｘｙ平面における交線の配列体を表わす広帯域信号であ
る。プロセッサ２９は、この信号を、各々の交線を表わ
す周波数成分に分解するフーリエ変換装置を備えている
。こ孔ら交線の各々は投影平面２Ｂ上の４の投影値を表
わしている。平面が選択された時にバースト信号■４　
の周波数を変えるだけで各々の’ＸＦ千面平面してこの
シーケンスが繰り返される。かくて、完全な投影像が形
成される。

この投影像形成方式も、静止物質の作用を除外して移動
物質の像のみを形成する前記装置の各々に使用すること
ができる。第２図の装置の場合には、２パルスのシーケ
ンスが時間・ＴＡ　及びＴＢ　で繰シ返される。第３・
図の装置の場合には、１８０’逆転信号が、第３Ａ図に
示され九スペクトルを有する逆転励起信号に取シ替見ら
れ、第３Ｂ図に示された信号処理が用いられる。第４図
及び第５図の装置の一合には、９０°の平面澤択信！が
、図示されたｖ４励起信号に取り替えられる。第６図及
びオフ　ｇ　Ｋ　尽された一合は図示され丸ように用い
られる。

１９７６年、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｐｈｙｓｉｃｓ　
Ｅ：　ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔ＠、
、牙、９巻１．？２７１−２７８頁に掲載されたＰ、、
　Ｍａｎｓｆ　１ｅｌｄ、　Ａ−ＡｏＭａｕｄｓｌｅｙ
及び’ｌ’、　１ｌａｉｎｅＩ着の′″ＮＭＲＫよる高
速陽子密度像形成”と題する論文に基づいて同様の投影
像形成装置を用いることができる。こ１の方法において
は、２方向に勾配を用イ、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、非励起平面忙直角な勾配
を用い、別の９０°励起が用いられる。２つの平面の交
線のみが牙２の励起後に受信信号を発生する。

牙１図を説明すれば、信号ｖ２　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、　　　。

伊し、ｆｏ′はアドレスされる平面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ａは部位
全体の厚みを表わ・している。従って、励起−れ′たフ
ィールドは２つの直交座欅関数の差であり、その大きい
方は部位ａのサイズを表わしそしてそのホーい方は区分
厚みｂを表わしている。

この励起の後、電圧ｖ６　を印加すること罠より、ｘｙ
平面に直角の勾配が形成される、この勾配に対し、広帯
域パルスｖ４　が使用され、これは選択されたｘｙ平面
内の全てのスピンモーメントを同時に９０＠レベルに励
起する。これ九より生じる自由誘導減衰信号がフーリエ
変換され、選択された平面のみにおける線の投影が形成
される。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シ返される。これも前
記の静止物質の作用を除外する装置の各ｋＫ使用できる
。

第６図ないし第５図の装置の場合には、信号ｖ４に代っ
て広帯斌の９０°ｒ、ｆ、パルスが用いられる。

更に別の投影像形成方法は前記したスピンそらし像形成
方法に基づくものである。これは、励起され九ＸＦ平面
が―々の線に分解されるという点で前記方法に類似して
いる。然し乍ら、分解方法が明確に異なる。選択され九
Ｘ７平面をバースト信号ｖ４　で励起する前に１電圧■
３　を用いてこの平面に直角な勾配が与えられる。Ｃれ
はＸ方向に位相を周期的Ｋ”そらす”ようにツ吊する。

それ故、これＫよシ生じる受信信号は、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
の周期的な変化の空間周波数は、電圧■６により表わさ
れる勾配の強さを変えることＫよって変更される。異な
った電圧ｖ３　で一連の測定１各々行なうことによシ、
Ｘ方向の分布がその空間周波数成分に分解される。プロ
セッサ２９は、この分解された空間周波数を投影＊２８
ｔ’Ｃ垂直な所望の線成分に変換する逆フーリエ変換器
を含むことができる。

前記し九ように、この方式では、一連の励起により、励
起され九平面がｌｉＫ分解される。前記したように、全
てのｘｙ平面に対してこれを繰）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を要する。好
ましいやり方は１、平行なＸ７平面を、全て同時に励起
する広帯斌の励起信号■４を使用することでやる。これ
ら平面も各々周波数の異なるものである。と込うのは、
ｖ２　によって□ ２方向に勾配が４尋られるからである。今度は、■う　
によシ形成されるＸ方向の位相そらし勾配が個々の周波
数においｔ全てのｘｙ・平面に同時に与えられる。個々
の平面は前記のフーリエ変換装置を用いてプロセッサ２
９で分離され、各平面に対応する燗々の周波数が分離さ
れる。従って、一時的表フーリエ変換によ°す―々のＸ
７平面が奔■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。

前記したように１−この投影像は静止物質の作用を打ち
消すいずれの装置に用いることもできる。

第２図の装置の場合には、全シーケンスがＴＡ及びＴＢ
　で繰シ返される。第３図ないし第５図の装置の場合に
は、図示され九ように励起信号ｖ４　が使用１れる。

゛文献に述べられたその他の多数のデータ収集方式も、
投影毛−ドに用として・修正を加えれば、使用すること
ができる。又、各１の投影方式は、前記した静止物質の
作用を打ち消す装置の１つに使用される。

前記の基本的なデー漣収集゛装置の各々は３次元断面僚
を形成する璽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−タ収集時
間は、データ収集速度が速くＳＮ比が良く、解儂度が高
く、ぶれに対してほとんど不感であり、磁界の均一性に
対する条件が緩和され、視野が非常に広く適正であると
いう前記の全ヤの効果を部位１００２次元投影像に与え
石よう忙変更される。

本発明の生えろ目的は、血管内を流動する血液の像を形
成する非侵襲的な方法を提供することである。多くの場
合に、形成される信号の強さは流動する血液の速度を゛
表わし、このパラメータは診断の助けとして利用するこ
とができる。

前記したように、血管の儂は平面２８に対しｙ方向に成
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像を得ることが所Ｗされる。これは
第１図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。或いは又、コイル２３及び２４に垂直
に且つ投影平面２８に平行Ｋｌｊ：に別の１組のコイル
を使用することもできる。これらコイルをコイル２３及
び２４゛に代って使用して直交平面にがける投影像を形
成することができる。

成る場合には、不所望な血管又は他の構造組織、例えば
、流動する血液ｔ−含む心室が投影像に含まれることが
ある。これらｔ励起磁界１ｆＣ＠オないようにすること
によってこれらの影響を最小限にすることができる。こ
れは、コイル１６及び１７により形成される静的磁界を
当該領域に限定するが、又は好ましくは、コイル２１及
び２２により形成される高周波励起磁界を当該領域に’
ｐＨ定することによって達成することができる。これら
コイル自体のサイズ及び配置によって、磁気スピン作用
を有する部位の部分が限定寧□れる。

成る場ＱＫは、部位１０の特定領域和対する投影像を得
るのに、匪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行なうことができ石。

これらめ方法は、６次元惨形成方式の１部分として文献
−既に述べられているものである。ここでは、こ籠らの
技術を独特のやり方で利用して、投影像を−，り出す部
位ｔ−限定する゛。　　　　　　　　　　　″″ １つの一般的な技術が、１９８０年、Ｐｈ１ｌ。

Ｔｒａｎｓ、　Ｒ，Ｓｏｃ、　Ｌｏｎｄｏｎ、　８２８
９の２５４３−５４７貞に掲載されたり、　Ｍｏｕｌｔ
著の１回転ズーグｉトグラフイ”と題する論文に述べら
れている。この論文には、Ｂ１　即ち高周波磁界に勾配
を形成する考え方が紹介されている。高周波磁界に勾配
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１８０＠の逆転を受けて信号を発生し
ないことを意味する。′この論文では、この方法をスピ
ンそらし装置に用いて、平面を種々の繰シ返し空間成分
に分解することが述べられている。この方式では、当該
部位を限定することができる。

コイル２１及び２２は、第１図の場合のように両方が等
しく駆−されるのではなく、励起勾配を与えるように駆
動されてもよい。コイル２１の点りをアースし、・１コ
イル２２の点りを信号ｋＶ４で駆動することがセ１専る
。勾配の程度はｋＫよって左″″″０・５ｃｒｉｊ；ｏ
ａ；ｘ＊ｙｓｒｓｔ＜ｔ、−ｉ“１′はきくてもよい　
、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を発生しないように勾配を
構成す冬ことができる。

別の構成としては、１端の０°から他端の１８０’ｔで
位相が変化するように勾配が構成される。０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像
が形成され、端部領域は減衰信号を発生しない。周期的
に大まかに変化する励起シーケンスを用い九［Ｋ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、合
成し、そして部位１０の任意の領域を選択するように用
いることができる。然し乍ら、３次元偉形成を用い丸刃
式に比べて、このような励起が必要とされるのは比較的
わずかであることを強調しておく。この一般的な部位選
択方式は、第２図、第３図、第６図及びオフ図の静止物
質の作用を打ち消す装置に使用することができる。この
選択方式は、磁気モーメントの角度に基づいて打ち消し
が行なわれるような牙４因及び第５図の装置には用いな
い方がよい。

部位め１部分を選択する第２の一般的な技術は、飽和の
考え方である。この考え方は、１９７４年、Ｊｏｕｒｎ
ａｌ　Ｐｋｒｙｍ、　Ｃ：　５ｏｌｉｄ　ｇｔａｔｓ　
Ｐｌ＃５ｉｃｓ、オフ轡に掲載のＡ、Ｎ、　Ｇａｒｒｏ
ｗｓｙ、　Ｐ、に、　Ｇｒａｎｎ＠ｌｌ及びｐ、　１（
ａｎｓｆｌＩｌｄ着の１選択照射プロセスによるＮＭＲ
偉形成”と題する論文に述べられている。この場合は、
スピン格子緩和時間Ｔ１　Ｋ匹敵する時間中音もり１８
ｏ０逆転パルスである１燃焼”パルスを用いることＫ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
享れる。それ故、信号ｖ４は、投影像が所望享れない部
位１０の領域１＊わす周波数を有し九飽和パルスとなる
。このパルスは部位１０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。

この部位選択飽和パルスｖ４の後は、非飽和部位に対し
いかなる投影像形成方式を使用することもできる。この
投影像形成方式は、静止物質の作用を打ち消す装置のい
ずれに使用することもできる。

一般に、５次元の再構成に用いられる技術は、２次元投
影像を得るところの部位を限定するためＫは、成る制約
された形態で利用される。

前記し丸ように１上記の方式では、分離され九血管像が
形成されるだけでなく、血液の速度を表わす信号も発生
される。成る形態においては、血液速度の量的な表示【
作シ出すこともできる。又励起方式を色々に組合わせて
用いることにより流れの速度や性質を調べることもでき
る。例えば、第３図の方式を用いて、励起領域の各側の
１Ｉｌｂｉｌ！を個別に調べることにより血液流の方向
を決定することができる。

【図面の簡単な説明】

牙１図は本発明の実施例を□示す概略図、芳２Ａｌｌ及
び第２Ｂ図祉＾なった時間に導出された傷情報を差し引
きする本発明の実施例の部分ブロック図、 牙３Ａ図及び第３Ｂ図は隣接する空間分布から励起及び
受信を行なう本発明ご実施例の部分ブロック図、　　　
　　　　　　・１゜ 牙４図は励起信号及びこニー’）に関連し九受信信号の
波形を示すグラフ、 第５゛図は別の実施例の波形を示すグラフ、オ６図社位
相変化を用いた本発明の実施例の処理装置のブロック図
、そして オフ図は位相変化を用いた実施例の補償装置のブロック
図である。 １０・・・身体の部位　　　１１・・・血管１２・・・
血液　　　　　　１６．１４・・・磁極片１５・・・電
源　　　　　　１６，１７・・・コイル１８．１９・・
・コイル　　２ｏ・・・電源２１．２２・・・コイル　
　２３．２４・・・コイル２５・・・電ｇＡ　　　　　
　２６・・・励起信号２７・・・スイッチ　　　　２日
・・・投影平面２９・・・プロセッサ　　　６０・・・
・表示装置３１・・・信号　　　　　　３２・・・投影
儂□！ １１．１．Ｉｌ、： ＼ ｌＩＩＩｗの浄書ζ内容に変更なし） ＦＩＧ、２ａ。 Ｖ。 εにＧイ禽讐 ＦＩＧ、　３ｔ ＦＩ６．７ ′手続補正書（方式） １、事件の表示　　昭和ｊ７　年　特許願　第４獄ψｇ
。タ　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

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、　成る容積体内の移動物質の儂を形成する方法にお
   いて、 静止物□質が受信信号を全く発生せず移動−賞が信号を
   発生ず羞ように上記容積体内の磁気長ビンをアドレスし
   、そして それにより生じる受信信号を処ｊＪ　して１鹸容積体内
   の移動物質の２次元投影會を形鹸讐ることを特徴と・す
   る方法、 ２、磁気スピンをアドレスする上記の段階は、上記物質
   が牙１の速度で移動して（へる時は牙１の時間インター
   バル中上記容積体内の磁気スピンを励起し、 上記物質が上記牙１の速度をは異なった牙２の速度で移
   動している時は第２の時間インターバル中上記容積体内
   の磁気スピンを励起し、そしてこれら第１及び第２の励
   起により□生じた受信信号を差し引きすることを含む特
   許請求の範囲牙１項に記載の方法。 ６、成る容積体内の移動物質の２次元投影像を形成する
   装置において、 ”上記容積体内の磁気スピン作用の２次元投影像を表わ
   す受信信号を形成する手段と、 静止物質により発生された受信信号部分を打ち消す手段
   とを具倫“することをｅＩｋとする装置。 ４、　静止物質により発生された信号部分を打ち消す上
   記手段は、 上記容積体内の牙１小領域内の磁気スピンを励起する手
   段と、□ 上記容積体の上記牙１小領域に隣接し九牙２・ｊ・領域
   からの信号を受信する手段とを備え、上記牙１小領域か
   ら第２小領域へと移動した励起された物質のみによって
   受信信号が発生されるようにした特許請求の範囲牙６項
   に記載の装置。 ５、静止物質によシ発生された信号部分を打ち消す上記
   手段は、静止物質内°の磁気スピンが逆転されるような
   レベルに上記容積体内の磁気スピンを励起する手段を備
   え、逆転励起を完全に受けなかった移動物質のみＫよっ
   て受信信号が一生されるようｋした特許請求の範囲第３
   項に記載の装置。