JPS605138A - 流体の流量を表わす信号を発生する方法 - 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】 発明の背景 この発明は一般的に核磁気共鳴（ＮＭＲ＞７ｊ法を用い
て、異質の物体内を流れる液体を作像することに関づる
。史に具体的に云えば、この発明は、血流回路を取巻く
不動の媒質に弁別する為に、血液の流量を利用Ｊ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
に関り−る。特にこの発明では、身体の部分とＮＭＲパ
ルス順序発生装置の間で相対的な走査運動を行なって特
定のＮＭＲ信号のデータを発生し、その後このＮＭＲ信
号のデータを処理して、血流回路の、流量を強めＩＣ２
次元の像を発生ずることにより、人体の成る部分に於け
る血流の平面図の像を発生”する方法と装置を説明覆る
。

医療診断の手段としてのＮ　Ｍ　Ｒ作像は重要な利点が
あるが、その内儀も重要なのは、この技術が完全に非侵
入形であること、及び磁界勾配を用いＴ　、よい精度で
ＮＭＲ信号のデータを空間的に符号化りることが出来る
ことである。最近、静磁界（原子核を分極する）を（関
心が持たれる容積を空間的に符号化゛づる為の）磁界勾
配及び（分極した原子核の空間的な向きを変える為の）
ＲＦ磁界と組合ｌＩＣ１作像を含む広範囲の目的を達成
する様な、次第に拡がるＮＭＲ技術の範囲をカバーする
為に、ツー　り？　ｌ−クラ７　イ（ｚｅｕｇｍａｔｏ
ｏｒａｐｈｙ）と云う言葉が造語された。最近、この分
野の次々の進歩の結果を報告Ｊる技術文献及び特許も現
われる様になった。この分野は着実に進歩を続（プでい
るが、成る固有の欠点の為、従来は解像度の高いＮ　Ｍ
　Ｒ作像を医療の成る面で使うことが制限されていた。

その内の主なものは、人間の組織の核スピン緩和０．１
間が比較的ゆっくりしていること、並びに身体内部の固
有の動きと長い期間の間身体を動かない状態に保つのが
難しいこと）の両方の１京因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−１１
及び約０．０５秒のスピン−スピン緩和時間１−〆を持
つことが知られている。この両方の時定数は、ＮＭＲ信
号を処理づる為に利用し１５？る計器の速度に較べて非
常に醒い。更に、Ｍ像度の高い作ｔｉｔには、その各々
が完全なＮＭＲパルス順序の結果Ｃ゛ある様な画素の投
影を非常に多数必要とりる。各々のＮ　Ｍ　Ｒ順序は、
こういう時定数によって制限されないとして−６、少な
くとも影響は受（）る。従つ−Ｃ１身体の組織の実時間
の作像（又は実時間に近いものでも）、解像度又はコン
トラストが幾分制限されており、これまでは血液の様な
動く要素の２次元の平面図のマツプは考えられなかった
。生体の血流を実時間で高いコン１−ラストで２次元作
像づることは、ＮＭＲ技術の及ばないところであった。

何年にもわたって、Ｎ　Ｍ　Ｒは種々の流体の流量を含
めた流れ並びに血液の流れの測定に使われて来たが、作
像には使われなかった、流体の流れ（実際には液体の流
れ）を測定覆る為に全般的にＮＭＲを使う初期の試みが
、米国特許第３，１９１．１１９号に述べられている。

この米国特許には、基本的には、上流側の場所で誘起さ
れた分極の大ぎさまで、導管内の下流側の場所で分極液
体の輸送されて来１＝容積を復元するのに必要な吸収エ
ネルギの量を測定することにより、流儀を鼎定すること
が記載されている。この米国特許には、この方式が血流
にも用いられることが述べられているが、この装置が生
体の測定に好便に採用し得るもので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ている液体の流れを測定する為に
同様なＮ　Ｍ　Ｒ技術を使う従来の標準的な技術を例示
している。この分野の最近の特許として、米国特許′「
第４．２５９，６３８号及び同第４．１１０．６８０号
がある。

いろいろな種類の血流の像をｊｔ生Ｊることは特Ｊ１文
献にも見られるが、こういうものは音響エネルギ又はそ
の他のエネルギを大規模に使う。米１１特許第４．２０
５，６８７号には、愚者の関心のある区域をカバーする
様に、機械的な関節を用いた変換器を利用して、血管の
一部分の色符号化テレビジョン表示又はＣＲ−Ｔ−表示
を弁士づることか記載されている。この方式は基本的に
はドツプラー処理を使っており、速度７色ＣＲｌ像を発
生りる。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り゛る奇習ドツプラーｂ式が記
載されてＪ５す、これによって患者の選ばれた領域に於
（）る流速を実時間で測定Ｊることが出来る。Ｂ走査Ｃ
ＲＴ表示を発生し、その上に断面図のデータを早示する
。

硬い１１１６Ｊを用いて生体の血流を測定覆る方法が米
国特Ｊ１第４．０３７，５８５号に記載されている。こ
の米国特許では、細いビームによって頭蓋骨の相次ぐ層
又はスライスをＸ線又はガンマ線で走査し、その結果得
られた信号をこの後で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作り上げることを記載している
。非侵入形の別の血流測定方法が米国時ｒ［第３．８０
９．０７０号及び同第４．３３４．５４．３号に記載さ
れている。

全般的に人間の組織を作像するという作業の為にかなり
のＮＡ模の努力が向けられており、特に血液の作像に努
力が向（〕られているが、臨床に役立つ有効な作像手段
として必要な主要な特徴が、従来の努力の網から漏れて
いることは明らかである。

この発明は、特定のＮＭＲパルス順序の独特な特性を利
用して、非侵入形で生体内の実時間のコントラストの高
い２次元の作像能力を提供することにより、こういう需
要に応えるものである。

ル肚仄」」 従って、この発明の主な目的は、ＮＭＲ技術の特別の可
能性を用いて、血流回路のコントラス］−提供す−るこ
とである。

この発明の別の目的は、像の」ントラストを高める様に
最適にした特定のＮＭＲ順序を用いて、生体内の血管の
２次元の像を発生する方ｍ供づることである。

この発明の別の目的は、血流通路を取囲む不動の媒質を
弁別づることによって、像のコントラストを高める様に
した独特なＮＭＲパルス順序を使うことにより、２次元
の血流の像のマツプを発生りる方法を提供りることであ
る。

好ましい実施例では、Ｎ　Ｍ　Ｒパルス順序が、血流回
路を取囲む不動の媒質を弁別する為に、最適にした遅延
時間だけ離れた１対の９０°選択性パルスを含む。こう
して発生された像は、１対の９０”パルスを印加した後
に１８０′選択性パルスを使って、完全な１つのスピン
・エコー信号に利用し得る周波数の細部を生かすことに
より、更に改善する。この発明では、各スライスが、主
要な血流回路に対して直交する様に選ばれた平面状厚板
部分に於けるＮＭＲ受信信号データの１次元投影で構成
される様な、隣接した又は車なり合うＮＭＲスライス・
データの集合を用いて、２次元の像が編集される。

この発明の要旨は特許請求の範囲に具体的に且つ明（１
１ｆに記載しであるが、この発明の構成、作用及びその
他の目的並びに利点は、以下図面につい−Ｃ説明する所
から、最もよく理解されよう。

実施例の記載 この発明を実施する為に用いられる実際のＮＭＲ方法及
び装置を説明する前に、作像過程の種々の段階を考える
のがよいと思われる。３つの主な段階として、励起、空
間的な区別及び再生がある。

こ）では、この発明の最も新規な特徴が働く、この内の
最初の２つの段階に主な力点がある。こ）で基本的なＮ
　Ｍ　Ｒ選択励起方法を簡単に述べておくのが適当であ
ると思われる。この発明の好ましい実施例では、この基
本的な方法の変形を用いるのが有利である。

第１図では、普通のデカルト座標系の２軸の正の方向に
治った均質な静（磁界Ｂｏの中にサンプル１００が配置
されている。Ｚ軸は円柱形量ナンブル１００の中心軸線
１０４と一致りる様にｊバぶ。座標系の原点は作像１ナ
ンノ′ルの中心にりるが、これは後で説明Ｊる選択励起
方法によっ−Ｃ選択される薄い平面状の厚板部分又は作
像容積１０２（これをΔｚ　’ｒ−ｂ示しである）の中
心でもある。第１回の初期の目的では、この座標系は実
験至の基準枠に固定されているとみなすことが出来る。

この後、この座標系は、後で説明するラーマ−周波数で
回転Ｊる回転系とみなＴ　７’ｊが更に役立つと共に、
その方が普通である。典型的には、平面状スライス１０
２の厚さΔｌは、数ｍｍ（１乃至２０ｍｍ＞の範囲内で
ある。静磁界Ｂｏの作用は、サンプル１００内の正味の
磁気モーメントを持つ核スピンを分極させて、一層多く
の数の核スピンが磁界Ｂｏと整合して、相加わって巨視
的な磁化Ｍ（図に示しＣない）を発生４る様にＪること
ぐある。この分極にＪ−って共鳴現象が起る。個々の分
極した核スピン、従つＣ磁化Ｍは、磁界Ｂｏの軸線の周
りに、次のラーマ一方程式で表わされる歳差周波数ωで
共鳴する、即ち歳差運動をする。

ω＝γＢｏ　（１） こ）でγは磁気回転比であり、これは各々の同位元素に
ついて精密に判っている原子定数である。

水素（ＩＨ）に対するγの値は約４２．６Ｍｆ−１ｚ／
テスラ（１テスラは１０４ガウス）である。

１１」は生体の組織内の至る所にあり、窒素、燐、炭素
等の組織内の他の元素に較べて、一層強力なＮＭＲ信号
を出す。この理由で、天然に発生している水素の空間的
な核スピンの分布がＮ　Ｍ　Ｒ作像に普通に使われる。

静磁界ＢｏはＮＭＲ作像パルス順序の全体にね１こって
印加され、空間的な情報をＮ　Ｍ　Ｒ信号に符号化する
為に、必要に応じて磁界勾配が使われる。作像容積内の
磁界勾配が位置の関数である場合、共鳴周波数ωもそう
なる。実際、作像勾配が線形であれば、この結果得られ
る周波数スペクトルは、勾配の方向に沿っ７ｃＮ　Ｍ　
Ｒ信号の分布の１次元投影である。

次に第１図の他に第２図の基本的なＮＭＲパルス順序に
ついて、選択的な励起パルス順序を説明覆る。第２図の
時間軸を表わづ横軸１０６に沿って示ず期間ｑ１から、
薄い平面状厚板部分１０２の選択並びにその中の核スピ
ンの励起を説明りる。

期間ｑ１の間、作像サンプル１００が正の磁界勾配Ｇｚ
を受け、この為サンプル１００は、静磁界Ｂ○と磁界勾
配Ｇｚとで構成されたＺ軸方向の合計磁界の影響を受り
る。勾配Ｇｚは作像容積全体にわたって一定であるが、
Ｇｚ　（ｔ）＝ｃｌＢｚ／ａＺで表わず様な時間に依存
した大きさを持っている。これを正に向う波形１０８と
して示しである。期間ｑ１の大体中点ぐ、サンプル１０
０はＲ］＝軸線に示した選択性９０°ＲＦパルスの作用
を受ける。９０°ＲＦパルスの周波数成分は、その歳差
周波数ωが式（１）で予測される様な薄い厚板部分１０
２内にある核スピンを選択的に励起する様に選ばれてい
る。領１４１０２の外側の核スピンは実質的にＲＦパル
スの影響を受けないま）？ｌ−いる。この為、９０’Ｒ
Ｆパルスが空間的に「選択性」を持つことは明らかであ
る。

９０’ＲＦパルスは、ｔを時間、ｂを定数としで、ｓｉ
ｎ　ｃ　（ｂｔ）　＝　（ｓｉｎ　ｂｔ）　／ｂｔによ
ッテ振幅変調されたく歳差周波数の）Ｗ１重液層波数信
号であることが好ましく、これが薄い平面状の厚板部分
１０２に対して略矩形の断面形を生ずる。この代りに、
得られる薄い平面状の厚板部分１０２が略矩形の断面形
になれば、この他の周波数の選択性９０°ＲＦパルスを
使ってもよい。

期間ｑＩの終りに、厚板部分１０２内の核スピンが向き
を変え（章動又はフリップ）シー（ｘ−ｙ平面に来る。

章動したスピンは前掲式〈１）で表わされる同じ周波数
で歳差運動をＪるが、期間ｑ１の後半の間の勾配Ｇｚの
位相外し効果により、次第に互いに位相がずれて来る。

負に向う波形１１０で示１負の勾配Ｇｚを期間ｑ２に印
加づることにより、核スピンの位相戻しをすることが出
来る。正の勾配及び負の勾配Ｇｚ・は次の様に選ばれる
。

ノ ー、Ｊｑ、Ｇｚ　（１：）ｄｔ−−ｆｑ、Ｇｚ　（ｉ）
（Ｈ（２＞こ）でｆｑ＋は期間ｑ１にわたる勾配Ｇｚ（
’Ｌ：）の波形の積分であり、ｆＱｚは、期間ｑ２にわ
たる勾配Ｇｚの波形の積分である。この位（［１戻しは
１ＩＩＪ間ｑ２の間に行なわれる。期間ｑ３の間、波形
１１２で示す様に、Ｘ軸の方向に印加された磁界勾配Ｇ
×の存在の下に、自由誘等ｉＩ＆哀（Ｆ　Ｉ　Ｄ）信号
を観測りることにより、Ｎ　Ｍ　Ｒ信号デ゛−タが収集
される。従って、平面状の厚板部分１０２０）全体から
の空間的な情報が勾配Ｇ×の方向に符８化される。

こういう基本的なＮＭＲの考えの更に完全な考察が、二
」、−ヨーク及び東京のイカクショインから出版された
しＡン・カウフマン他の茗古「医療に於ける核磁気共鳴
作像ｊ　（１９８１年）、並びにニューヨークのアカデ
ミツク・プレスから出版された１〜−マスＣ，ファーラ
ー他の著書「パルス及びフーリエ変換ＮＭＲ，理論と／
）法の入門」（１９７１年）に）小べられでいる。従っ
て、こ＼Ｃ説明−りるいろいろな飴通のＮ　Ｍ　Ｒ手法
について史に訂しいことは、こういう著書を参照された
い。

第３Ａ図及び第３Ｂ図には、選択的な励起工程並びにＸ
軸方向の符号化工程の結果が示されている。第２図の期
間ｑ３のＦＩＤ信号が、第３Ａ図には幾分詳しく丞され
ており、これは全ての信号が博い厚板部分１０２内から
発生している、Ｘ軸に沿った線形勾配によって得られる
種々の振幅を持つラーマ−周波数の分布で構成される。

この複合信号を時間的に標本化し、ディジタル化し、フ
ーリエ変換にか（）るのは容易である。この過程により
、第３Ａ図の１４間に対して信号の強さを表ゎづ複合信
号から得られるＮＭＲＦＩＤ信号データが、第３Ｂ図の
周波−故に対してスペクトルの振幅を表わず曲線に変換
される。この結果は、周波数軸線１１４に対ＪるＮ　Ｍ
　Ｒ信号の強さの１次元投影に対応する形を持つスペク
トルである。ＪｌＩＪ間ｑ３の線形勾配が、Ｘ軸でなく
、ｙ軸に沿って印加され′Ｃいれば、それから得られる
投影は、ｙ軸に沿って空間的に分布したスピン密度の投
影を表わづ。均質なサンプルがＸ軸及びｙ軸の両方の周
りに対称であれば、変換されたスペクトルは同一であり
、従って識別出来ない。然し、後で第７図及び第７Ａ図
乃至第７Ｈ図について説明する様に、異質のリーンプル
はこういう対称性がなり、選択的な軸横断刈法を有利に
用いることが出来る。

上にｊホべた基本的なＮ　ＩＶＩ　Ｒ作像方仏に較べて
、独特なＮ　Ｍ　Ｒパルス順序の種々の組合Ｕ及び適当
なＮ　Ｍ　Ｒ信号のデータ処理を使うことにより、異質
組織のサンプル内を移動する液体の著しく強められた像
が発生されることが判った。更に、この発明のＮＭＲ方
法は、生体の非侵入形の動脈シン１〜ゲン像を（ｌｌｌ
究づる為の独特な手段になり、余分な特徴として、血管
の内腔内の血流を、血液の動きによる変調に直接的に対
応覆るグレースケール・レベルによって、作像すること
が出来ることが判った。更に、この発明のＮ　Ｍ　Ｒ方
法は、周囲の不動の組織を弁別する手段になり、この為
血管の通路又は回路が高いコン１〜ラストＣ゛示される
。云い換えれば、身体の選ばれた部分に於ける生体の血
流に対し、２次元の強度変調されたマツプを作ることが
出来、血流の通路か周囲の不動の媒質に対して明瞭に識
別出来ると共に、血液の流量が対応す゛るグレースケー
ル・レベルによって表わされる。

この発明の好ましい実施例では、特定のＮＭＲパルス順
序とそれに合うＮＭＲ信号信号処決方法組合せによっ゛
Ｃ１不動の物体を弁別Ｊることにより、コンｌ−ラスト
のよい血流の作像が達成される。

第４Ａ図及び第４Ｂ図には、均質な静磁界Ｂｏ内に配置
されｌｃ異異質シンブル２００側面図及び端面図が示さ
れている。実際的な目的から云えば、第４Ａ図は第１図
の溝成と完全に同様であるが、一層判り易くする為に、
この図は幾分変更しである。（単に説明の便宜上、向き
を変えると共に、第１図に示した座標系のＸ軸及びｙ軸
の「右廻り」を変更しである。）前と同じく、サンプル
２００は円柱形であって、その中心軸線２０４がデカル
１〜座標系の２軸と一致する。（この座標系はラーマ−
周波数でＺ軸の周りに回転りるとみなすことが出来る。

）静磁界ＢｏはこのＺ軸の方向の向ぎである。この場合
、サンプル２００は、その長さに沿って１本の血管２１
８が伸びている腕又は脚の理想化した縦方向部分とみな
りことが出来る。

主な動脈及び静脈が胴体又は予定の長さん向に伸びる傾
向があり、従って、組立て）表示する像の２つの次元の
内の１つとして、Ｚ軸を）九ぶことが好ましい。もう一
方の次元は任愚の所望の軸横断方向の寸法Ｃ′あってよ
い。この例では、これをＸ軸に選んである。身体部分の
予定の長さしが、作像する領域の範囲を定める。特定の
瞬時速度の血流が、流れを表わづ矢印ＢＦ−ｉで示づ様
に、左から動脈２１Ｂに入り、流れを表わり矢印Ｂ　Ｆ
○て示り様に、右から出て行く。主要な動脈内の血液速
度は典型的には１０乃至５０ｃｍ／秒の範１１１ＪＪ内
であり、こ）では公称の中域平均値として３ＱＣ１ｌｌ
／秒を使う。薄い平面状の厚板部分△２の位置が、サン
プル２００の長さＬに沿っｌζ線形走査によって順進的
に移動づるにつれ、全ての必要なＮ　Ｍ　Ｒ信号データ
が収集されて、完全な２次元平面図の画面（これは偵察
図とも呼ぶ）の像を作ることが出来る様にする。９０’
選択性パルスの包絡線の形によっ′Ｃ決定される、平面
状厚板部分の厚さをΔｚｍｍと選び、作像”する全長を
ＬｌＩｌｌとすれば、サンプル２００の作像には、Ｎ　
（Ｎ＝Ｌ／△２）個未満の別々の隣接しｌｃΔＺｃ置し
か必要としない。

厚板部分△２の任意の特定の位置ｅ、第５図にポリ一様
なＮＭｒ＜パルス順序を使って、所望の血流の強めた像
の為のＮＭＲ信号データをめる。厚板部分Δ２を隣接す
る様に、並びに重なり合う様に位置きめすることが、こ
の発明で考えられている。

第５図の投影順序は期間ｑ４に第１の９０°選択性ＲＦ
パルスを、波形２０８で示り正の磁界勾配Ｇｚど同時の
時刻しｏに印加り−るとする。前と同じく、この最初の
９０’選択性ＲＦパルスの周波数成分は、薄い厚板部分
２０２内にある核スピンを選択的に励起する様に選ばれ
る。この時サンプル２００は、静磁界Ｓｏと線形磁界勾
配Ｇ２とで（１４成されたＺ軸方向の合ｎ１磁界の作用
を受りＣいる。このパルスの中心周波数が、Ｚ＠に沿っ
て厚板部分△Ｚがある特定の位置を決定する。パルスの
包絡線が厚板部分Δ２の厚さ及び断面形を決定１゛る。

経験によると、矩形でないスライスのデータを組合ヒた
ことによって起るＺ軸方向の像のぼりを最小限に抑える
こと【こより、２つの９０６選択性パルスにｓｉｎ　ｃ
　（ｂｔ）の包絡線を使うと、血流像のグレースケール
変調の直線性が改善されることが判った。最初の９０°
選択性パルスの後にて６秒の遅延をおく。この遅延は、
動脈２１８内の血流によつ−Ｃ１円板形容積２０２内の
血液が完全に入れ替わる様に選ばれる。１シｌえは、血
液の速度が公称値の３００ｍ／秒であって、厚板部分△
Ｚの厚さが１１０ｌ１１に選んＣあるとりると、容積２
０２内の血液の完全な交換を保ｊ１りる為には、この遅
延時間τ６は１／３０秒が必要ｅある。τ。

秒の遅延の後、第２の９０″選択性ＲＦパルスを公称時
刻し１に印加する。この期間全体の間、勾配磁界Ｇｚ　
（波形２０８で示づ“）を連続的にオンに保つのが右利
である。この勾配が連続的に存イ１づると（１−２効果
による）最初の９０°選択性パルスによって励起された
スピンの完全な位相外れが起り、この為、この後得られ
るＮ　ＩＶＩ　Ｆ＜信号の略全部は、時間τｄの間に容
積２０２内に入った血液の飽和していないスピンを励起
する２番目の９０’選択性パルスによるものである。期
間ｑ４の後半部分（時刻ｔｌの後）の間の勾配Ｇｚの位
相外し作用は、前と同じく、図ぐは負に向う波形２１０
として示した負の勾配Ｇｚを期間ｑ５に印加りることに
よって補償される。期間ｑ６の間、波形２１２で示す（
前と同じ）印加し／ｊ　ｌ界勾配Ｇ×の存在の下に、Ｆ
ＩＤ信号を観測り゛ることにより、特定のΔＺの位置に
対するＮＭＲ信号のデータを収集する。Ｘ軸の勾配波形
２１の前に位相外し補償波形２１１が来てもよい。

ΔＺのＮ個の位置の間に収集されたＮ　Ｍ　Ｒ信号デー
タを前と同じく周波数領域にフーリエ変換Ｊ−る。次に
このデータを１ノンプル２００の２次元マツプに組立て
る。サンプル２００全体がＸ−Ｚ平面に結像しているこ
と、並びに血流通路が大部分はイｊ用な信号の強さを発
生す“る唯一の容積であることに注意されたい。この為
、この２次元像が、サンプル２００の強度変調され１＝
平面図となり、１本の動脈１５８を持つ簡単なサンプル
によつ−Ｃ例示する様な、血流回路（動脈及び／又は静
脈）の表示を強めＣいる。

上に）小べたＮＭＲパルス順序を実施づる為に波形はい
ろいろ変更りることが出来る。こういう変更は、成る場
合には信号の質又は振幅の利点を１つたらし、或いは実
施−リ−る際の便宜をもたらり。勾配Ｇｚの波形２０８
は、何れも９０’選択性ノ＼ルスの間に！′［ｌ１ｌ−
＝ｌる２つの別々の波形で構成りることか出来る。その
各々が、破線の波形２０９　ｒ示Ｊ様に、それ自身の位
相外しの１」−ブを持って（Ｘる。Ｇ×位相外し補償波
形２１１′は、非選択１１−１８０°ＲＦパルス２］４
を用いるのが右利である様な状況では、正の極性（波形
２１１に示？ｌ極性とは反対の極性）にすることが出来
る。１８００パルス２１４は、時間部分全体が使える様
に保証することによって、ＮＭＲ信号を改善し、実際に
図示のＦＩＤ信号の代りに、１つのスピン・エコー信号
を発生Ｊる。この１つのスピン・エコー信号は期間Ω６
に硯われるが、図示のＦＩＤ（ｉ号より幾分時間が遅延
している。この１つのスピン・エコー信号のスペクトル
全体、特に早期に発生づる高周波数成分が、有利に使え
る。

第６図に示す様な拡大Ｎ　Ｍ　Ｒスピン・エコー・パル
ス順序を使うことにより、信号対雑音比を改善した自流
像が得られる。第５図及び第６図は、最初の２つの期間
ｑ４及びｑ５は実質的に同一である。その後、所望の像
を再生づ゛る為に第５図のＦＩＤ信号く又は代りの１個
のスピン・工〕−信号）を使う代りに、第６図の多重ス
ピン・エコー・パルス順序を使う。時刻ｔ２に１８０°
非選択性ＲＦパルスをサンプル２００に印加し、これに
よって期間ｑ６の中心で起る時刻ｔ３に第１のＮＭＲス
ピン・エコー信号を発生する。この信号は波形２１２′
で示す勾配Ｇ×によって空間的に符号化されている。そ
の後の１８０°非選択性パルスは時刻ｊ４．ｊａ　（及
びその後）に印加され、゛これによって時刻ｔ５及びｔ
７　（並びにその後）に夫々後続のＮ　Ｍ　Ｒスピン・
エコー信号を発生ずる。酋通、各々の１８０°パルスは
２τＳ秒だけ離れている。こ）でτＳは周知の等時間別
に従って、第２の９０°３ｎ択性パルスから第１の１８
００非選択性パルスまＣの遅延時間である。相次ぐスピ
ン・工］−信号の振幅が減少りることによって明らかな
様に、この過程は、最終的には、横方向緩和時間パラメ
ータＴ２によって定まる信号減衰時間によって制限され
る。それでも第６図の多重スピン・１コー・パルス順序
によって得られる信号エネルギが増大覆ることにより、
第５図の甲−ＦＩＤ信号方式に較べて、Ｎ　Ｍ　Ｒデー
タの、１個のパルス投影（又は「フレーム」）あたりの
信号対雑音比が実質的に改善される。

密接な関係を持つＮ　Ｍ　Ｒパルス順序は、ＮＭＲ信号
データの多重「フレーム」平均化にとつ−Ｃ別の利点を
もたらり。この変形順序は２つの選択性９０’パルスの
位相を１８０６変える。最初の４−９０°選択性パルス
（時刻ｔｏ）は前と同じ様【こ作用するが、この後１６
秒おいて−９０”３ｍ択性パルス（時刻し１）が続く。

−９０’パルスが最初の＋９０″パルスによって励起さ
れたスピンをＺ軸の方向に沿っ−（はね返ずと共に、流
れる液体によっ−Ｃ容積２０２内に持ち込まれた新しい
スピンをｘ−ｙ平面にはじき、そこＣピックアップ・＝
Ｊイルに最大信号を誘起する。

第７図及び第８図について、この発明の方法によって発
生される典型的な２次元血流像の表示を説明する。第７
図は血管を通ず身体部材３００の一部分の等長間を示−
リ。身体部材３００が小ざな動脈３０２、大きな動脈３
０４を持っていて、Ｘ−ｙ−ｚ直角座標系に対して図示
の向きになっている。この向きは、第４図の一層簡単な
（〕゛ンンブル２０場合と同一である。勿論、部材３０
０は生体内で図示の部分を越えた先まで伸びており、血
流を作像づる目的の為にこの部分を選んでいる。

相対的な司法は実尺通りではなく、異常な領域の範囲及
び位置は、説明を判り易くする為に誇張しである。小さ
な動脈３０２には、動脈瘤等を表わりものとして拡大領
域３０６を示しである。拡大部３０６を通る部材３００
の断面図が第７Ｅ図に示されＣいる。領域３０６に淡い
陰影を施しであるのは、この様な領域′Ｃ″博々起る血
流速度の低下を表わＪｏ一層太い動脈３０４はくびれ領
域３０８を示している。これは種々のシュレｔＪティッ
ク（５ｃｈｌｅｒｏＬｉｃ）過程を含めたいろいろな原
因によって起ることがある。くびれ領域３０８を通って
切断した部材３００の断面図が、第７Ｃ図に示されてい
る。領Ｖｉ、３０８の一層ｔ＋Ｑい陰影は、こういう領
域で屡々起る血流速度の−ＬＪｆを表わしている。第７
Ａ図、第７Ｃ図、第７１三図及び第７Ｇ図は、破線の相
互接続線で示す場所で切断した部Ｕ３００の断面図であ
る。これらの全−Ｃの断面図は、血液の流れ込むん向に
沿って、矢印ＢＦ＋　に沿って左から右に、Ｚ軸の正の
方向に観測したものである。部ＨＡ’　３００にこの発
明のＮ　Ｍ　Ｆ＜パルス順序を加え、その結果得られた
Ｎ　Ｍ　Ｒ信号データを第３Ａ図及び第３Ｂ図について
説明した様にフーリエ変換−りると、第７Ｂ図、第７１
つ図、第７Ｆ図及び第７１−１図の振幅対周波数データ
が得られる。

種々の図面の対応する対の関係は、断面図第７Ａ図が第
７Ｂ図の振幅／周波数曲線と対をなし、第７０図が第７
Ｄ図と対をなし、第７Ｅ図が第７Ｆ図と対をなし、第７
Ｇ図が第７Ｈ図と対をなす。

第８図は、この発明によって可能となった非侵入形の実
時間の（又は実時間に近い）血流の動脈シン１〜ゲン写
真による研究を実施覆る医者に利用し得る様な身体部材
３００の典型的なＣＲＴ表示３１０を示づ。第７Ｂ図、
第７Ｄ図、第７Ｆ図及び第７Ｈ図の振幅データが強度変
調された掃引に変換され、これらを横に並べて組合せ、
血液速度で強めたＮ　Ｍ　Ｒデータを平面像３１２に作
像する。

２つの異常領域３０６’　、３０８’　は明らかに血流
と表示の強度の対応関係を反映してＪ３す、血流通路と
それに伴う異常に関連した歪みの空間的な範囲を示して
いる。このＣＲＴ表示は］・レース３１４に示したグレ
ースケール・レベルのデータの形をした較正データ、並
びにΔ２走査速度補償信号及び表示時間ベース直線性ト
レース３１６をも含んでいてよい。

上に述べ１ｃ好ましい実施例は、サンプル２００又は部
材３００のＮ個の隣接した厚板部分ΔＺからの相次ぐ振
幅／周波数データ群を直接的に収集し′Ｃ最終的な２次
元像を組立−Ｃることを想定しＣいる。これは、サンプ
ルの全長が約２Ｑｃｍの場合、各々が長さ約１０ｍｍの
Ｎ個の「スライス」を実施覆ることによって達成される
。こ）でＮは、厚板部分が隣接り゛る場合は２０個のス
ライスに等しい。

走査速度を変える効果を考えると、関心のある物体の超
過標本化を行ない、各スライスの信号データを平均化゛
りることにより、信号処理の別の利点が得られることは
明らかである。簡単なＦＩＤ形又はスピン・エコー形の
何れかの完全なＮＭＲパルス順序は、典型的には３０乃
至７０ミリ秒以内に完了することが出来る。平均して完
全なパルス順序が公称５０ミリ秒を必要どりると仮定す
ると、約１秒の内に２０個の重なり合ないスライスを完
了することが出来る。これは、１秒で１２０センチの全
長しに沿って、厚板部分ΔＺをかなり高速で走査するこ
とを意味する様に思われよう。実際には、例えば毎秒１
乃至１０ｍｍの範囲内のずっと低い走査速度を用いるの
が有利である。厚板部分の厚さΔＺが１０ｍｍで、走査
速痕が一層遅い毎秒ｉｎ＋＋ｕであると、１個のスライ
ス内のＮＭＲ信号データの多重平均をとることが出来る
。信号レベルの統一によって得られる潜在的な利点の他
に、超過標本化は、信号平均化過程で使われる重みによ
って、装置の開口を整形することが出来るという利点が
ある。例えば、選ばれたスライスがサンプル２００又は
部材３００内の特定の点を通過づ−る間に行なった多数
のデータ収集順序の直接的な連続平均を使う場合、周知
の三角加重平均になる。

この荷重は厚板部分の厚さ△２に等しい矩形の開口より
も、アリアシングと呼ぶ人為効果の発生がずっと少なく
なる。このＩＦｔＪ口を隣接づるスライスに用いた場合
、Ｚ軸に沿った基本的な空間的な解像度は、連続平均方
式と表面上は同じであるが、アリアシングの問題が悪く
なる。

上に述べた好ましい実施例は、Ｚ軸の勾配に沿ったＮ　
Ｍ　Ｒの選択的な励起により、厚板部分Δ２がサンプル
２００又は部材３００にわたって電子式に走査されると
想定している。第７図及び第８図の説明に関連づる実施
例は、厚板部分の厚さ、サンプルの長さ、走査速度、血
流速度及びＮ　Ｍ　Ｒパルス順序の時間というパラメー
タの慎重な選択により、成る利点を実現づることが出来
ることを示している。多くの場合、リンプル２００又は
部材３００を不動のＮ　Ｍ　Ｒ選択励起手段の中に物理
的に通し、こうして所要の全長をノＪバーリ′るという
目的を達成−するのが実際的である。主要な動脈及び静
脈は胴体及び手足の長さ方向に伸びる傾向があるから、
例えば腕又は脚の作像に必要なＮＭ１犬装置を簡単にづ
−ることにより、かなりの節約を田ることが出来る。関
心のある身体部材を、第９図の装置例に示Ｊ様に、Ｎ　
ｔｖｌ　Ｒ磁界及びＲＦ磁界の適当な領域内に、所望の
速度で所望の距離にわたって輸送づることしか必要とし
ない。

第９図の身体部材輸送装置３５０は、制御及び電子回路
主１１ビネツ１〜３５６内に収容された（ナーボ機構の
制御の下に、患者３５２が平坦な往復部材３５４にのせ
られて、輸送されることを示している。図示のｘ−ｙ−
ｚ座標系のＺ＠に沿って、患者３５２を精密に制御して
滑らかに並進するという条件を充たづ為に、電気機械、
的、空気圧又は流体圧サーボ駆動装置を使うことが出来
る。ＮＭＲコイル装置が装置３５８として示され°Ｃい
る。

この装置は普通の静磁界及び勾配磁界巻線と、ＲＦ励起
及び受信ピックアップ巻線を含んでいる。

輸送装＠３５０は、患者の片方又は両方の脚又は腕、或
いは胴体のこの他の選ばれた部分に対して、血流作像な
容易に実施することが出来る点で、かなり融通性がある
。例えば１０乃至２０ＣＩＩ＋の範囲内の身体部材の並
進を必要とする様な更に限られた範囲の血流の検査には
、輸送装置３５０は簡単にすることが出来る。患者を装
置に隣合せた椅子に座らｌ゛、関心のある末端を、やは
り制＠電子回路３５６に応答１゛る一層小形の往復台部
材３５４’　（図に示しでない）に固定し、これによつ
ＣＺ＠の方向に輸送りることが出来る。第９図の装置を
用いた基本的な実施例に対するＮＭＲ走査パラメータの
例として、患者の腕の限られた２０■の部分を作像し、
数ミリメートル程度の空間的な解像度が要求されると仮
定する。往復台３５４′は毎秒５ｍｌ１ｌの速度で並進
させることが出来る。

厚板部分の厚さΔ２は２乃至５ｍｍに選ぶことが出来る
。約５０ミリ秒を要する＋９０°、−９０゜及び１８０
°のＮＭＲ単一スピン・エコー・パルス順序を用いるこ
とが出来る。この結果、表示３１０によって例示される
様な第８図の実時間の血流の作像が実現され、こうして
異常な血流に伴う疾病、血管又は状態を突きとめ、診断
Ｊる医者の助りとなる。

動脈の血流の測定が特に重要である場合、動脈の血流が
脈動状であることを補償づ“るのが望ましいことがある
。動脈の血流のこういう一面の結果、この発明の方法に
よって得られる血流像は、患者の動脈の血流のパルスに
ょっ−Ｃ変調されることがある。即ち、パルスと一致し
た投影では、動脈の血流が太い様に表示され、パルスと
一致しない投影では細い様に表示されることがある。こ
れに対して、静脈の流れは実質的に均一であり、この脈
動状の変調効果はみられない。然し、ＮＭＲ投影測定を
パルスと同期させることにより、脈動状の流れの変調効
果を軽減することか可能である。前に述べた投影測定の
開始をゲートする為に使うことが出来る電気パルス信号
を発生ずるのに、多数の生理学的な監視方法の内のどれ
を用いてもよい。

特にこのパルスは心電図により、音響法により、又は充
盈計測法の様な光学手段によって発生覆ることが出来る
。この発明の好ましい実施例を詳しく説明したが、当業
者にはいろいろな変更が考えられよう。従って、この発
明は特許請求の範囲の記載に含まれる全ての変更を包括
するものと承知されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図は選択的な励起によって薄い平面状の厚板部分が
限定された、静磁界の中に配置されたＮＭ　Ｒ作像用ザ
ンプルを示す図、第２図はこのサンプルの１次元の作像
に適した基本的なＮＭＲパルス順序を示すグラフ図、第
３Ａ図及び第３Ｂ図は第２図の自由誘導減衰（ＦＩＤ）
信号を更に詳しく示Ｊ−と共に、フーリエ変換後のこの
信号の振幅対周波数スベクＩ〜ルを示すグラフ、第４八
図及び第４Ｂ図は作像しよ□うとする異質サンプルの側
面図及び端面図、第５図はこの発明の９０°　：９０’
　：１８０’　ＮＭＲパルス順序を示タグラフ、第６図
は前に説明したパルス順序を補う拡大スピン・エコー・
パルス順序を含む様にした第５図のＮ　Ｍ　Ｒパルス順
序の拡大版を示リグラフ、第７図は血管を通り身体部材
の一部分の等長間、第７Ａ図乃至第７１４図は第７図の
身体部ｖａ　ｔｕ選ばれ１こ断面並ひにフーリエ変換し
た投影を示リーグラフ、第８図はこの発明の方法を用い
て得られる典型的な血流像マツプのＣＲＴ表示を示タグ
ラフ、第９図は関心のある身体部材とＮ　Ｍ　Ｒ＋Ａ＋
流作像装置の間に必要な相対運動を行なわせる別の手段
としての簡単ｔこした身体ＢＩＳ　ｖＪ輸送装置を示Ｊ
図である。 特許出願人

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）ＮＭＲパルス順序を用いて、物体内の局限された１
   つ又は更に多くの通路を通る流体の流量に関連した検出
   可能な信号を発生ずる方法に於て、前記物体の選ばれＩ
   Ｃ平面状厚板部分の中の原子核を励起し、該厚板部分は
   予定の厚さを持つと共に各々の前記通路に対して成る角
   度の向きであり、予定の遅延時間の後、略同じ選ばれた
   平面状厚板部分の中にある原子核を２度目に励起し、前
   記遅延時間は前記厚板部分の厚さに正比例づると共に前
   記流体の流量に反比例することにより、前記遅延時間の
   門に前記通路を介して前記厚板部分に流れた流体の屯に
   関係する振幅を持つＮＭＲ信号を発生し、前記ＮＭＲ信
   号を検出する工程から成る方法。 ２）　液体並びにそれを取囲む媒質の両方が磁界の中に
   あって、比較し得る大きざを持つＮＭＲ信号を発生し得
   る原子核で構成されている時、ＮＭ　Ｒパルス順序を用
   いて、不動の部月内の局限された１つ又は更に多くの通
   路を流れる液体の流量に関係リ−る検出可能な信号を発
   生りる方法に於て、前記部材の選ばれた平面状厚板部分
   の中にある原子核を電磁放射で励起し、前記ｊｌ厚板部
   分予定の厚さを持つと共に前記液体の流れに対して成る
   角度の向きであり、予定の遅延時間の後、略同じ選ばれ
   た平面状厚板部分の中にある原子核を電磁放射で２度目
   に励起し、前記遅延時間は前記厚板部分の厚さに直接的
   な関係を持つと共に予想される液体の流量に対して逆の
   関係を持っていて、前記予定の遅延時間の間に前記局限
   された通路を介して厚板部分に流れた液体の量に関係り
   る振幅を持つＮＭＲ信号を発生ずる様にし、前記ＮＭＲ
   信号を検出し、該Ｎ　Ｍ　Ｒ信号を時間領域から周波数
   領域に変換する工程から成る方法。 ３）　特許請求の範囲２）に記載しＩＣ方法に於て、前
   記液体が血液を含み、前記通路が血管を含み、２度目の
   選択的な励起工程の直ぐ後に、＋ｉｌ記部Ｈに１８０°
   非選択性ＲＦパルスを印加し−（前記時間領域のＮＭＲ
   信号の周波数スペクトル成分を強めることを含む方法。 ４）　特許請求の範囲３）に記載した方法に於て、ｉｙ
   Ｉ記ＲＦパルスを印加する工程が、前記部材に一連の１
   ８０°非選択性ＲＦパルスを印加して対応する一連のス
   ピン・エコー信号を発生し、前記時間領域のＮＭＲスピ
   ン・エコー信号の周波数スペクトル成分を強める様にし
   た工程を○む方法。 ５〉　特、請求の範囲２）に記載した方法に於て、最初
   に記載した選択的な励起工程が９０’選択性ＲＦパルス
   を前記部材に印加することを含む方法。 ６）　特許請求の範囲５）に記載した方法に於−Ｃ１前
   記２度目の選択的な励起工程が第２の９０’選択性ＲＦ
   励起パルスを前記部材に印加Ｊることを含む方法。 ７）　ＮＭＲパルス順序を用いて、身体内の略縦方向の
   局限された１つ又は更に多くの通路を通る流体を作像す
   る方法に於て、（ａ）前記縦方向の通路が当該優先軸線
   に沿フだ向きになる様に、優先軸線を持つ略均質な磁界
   内に前記身体を配置し、（ｂ）磁界勾配を前記身体に印
   加し、該勾配は全体が前記身体の一連の平面状厚板部分
   の中にある表示＠線に沿ってラーマ−周波数の予定の分
   布を発生づる様に選ばれてｄ５す、前記表示軸線か前記
   優先軸線に対し−Ｃ成る角度の向きであり、（Ｃ）前記
   身体の前記一連の平面状厚板部分の内の１つの部分の中
   にあるＩ京子核を選択的に励起し、各々の厚板部分は夫
   々予定の厚さを持つと共に前記優先軸線に対して成る角
   度の向きであり、（ｄ）前記１つの厚板部分の厚さに正
   比例づると共に前記液体の流目に反比例する遅延時間の
   後、実質的に前記１つの平面状厚板部分の中にある原子
   核を２度目に選択的に励起して時間領域のＮ　Ｍ　Ｒ信
   号を発生し、（ｅ）該時間領域のＮ　Ｍ　Ｒ（３号を検
   出し、（１゛）検出された時間領域のＮ　Ｍ　Ｒ信号を
   周波数領域のデータに変換し、（ｇ＞該周波数領域のデ
   ータを貯蔵し、（ｈ）前記身体の前記一連の平面状厚板
   部分の内の次の１つの部分を選択的に励起し、（１）前
   記１つの厚板部分の中にある原子核を選択的に励起覆る
   工程（Ｃ）から、前記身体の前記一連の平面状厚板部分
   の内の次の１つの部分を選択的に励起する工程（ｈ）ま
   でを、前記一連の平面状厚板部分の相次ぐ各々の１つの
   部分に対して繰返し、（ｊ）相次いで貯蔵された周波数
   領域のデータを前記像の１次元の隣接した線として表示
   Ｊることにより、前記貯蔵されたデータを２次元の像に
   編集する工程から成る方法。 ８）　特許請求の範囲７）に記載した方法に於て、前記
   液体が血液を含み、前記通路が血管を含み、最初の平面
   状厚板部分内にある原子核を２度目」に選択的に励起す
   る工程の直ぐ後に、１８ｏ。 非選択性ＲＦパルスを前記身体に印加して前記時間領域
   のＮＭＲ信号の周波数スペクトル成分を強める工程を含
   む方法。 ９）　特許請求の範囲７）に記載した方法に於て１前期
   液体が血液を含み、前記通路が血管を含み、前記身体の
   前記一連の平面状厚板部分の内の各々１つの部分を選択
   的に励起する工程（ｈ）が、１８０°非選択性ＲＦパル
   スを前記身体に印加して、対応づる一連のスピン・エコ
   ー信号を発生して、前記Ｎ　Ｍ　Ｒスピン・工：】−信
   号の周波数スペク１ヘル成分を強めることを含む７Ｕ法
   。 １０）　特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、前
   記検出された時間領域のＮ　Ｍ　Ｒ信号を周波数領域の
   データに変換１−る工程（ｆ）が、前記スピン・エコー
   から周波数領域のデータの加重平均を形成り−ることを
   含むｈ法。 １１）　特許請求の範囲７）に記載した方法に於−Ｃ１
   前記身体の前記一連の平面状厚板部分の内の各々１つが
   予定の厚さを持つと共にその前に選択しＩＣ厚板部分に
   隣接している方法。 １２、特許請求の範囲７）に記載した方法に於て、前記
   身体の前記一連の平面状厚板部分の内の各々１つが予定
   の厚さを持っていＣ１前に選択しｌこ厚板部分と部分的
   に重なるｈ法。 １３）　ＮＭＲパルス順序を用い′Ｃ１身体内の略縦方
   向の局限された１つ又は更に多くの通路を通る流体を、
   コントラス１へを強め−Ｃ作像する方法に於Ｃ１（ａ）
   前記身体の縦方向の通路が略当該磁界の優先軸線に沿う
   様に、優先磁界軸線を持つ均質な磁界内に前記身体を配
   置し、前記磁界軸線と直交りる一定の励起厚板部分を通
   り越して、前記身体を前記磁界軸線に沿って特定の速度
   で輸送し、（ｂ）前記身体に勾配磁界を印加し、該勾配
   は全体が前記身体の一連の平面状厚板部分の中にある表
   示軸線に沿デＣラーマー周波数の線形分イｂを発生ずる
   様になっており、前記表示軸線が前記優先軸線と直交し
   −Ｃおり、（Ｃ）前記身体の一連の平面状厚板部分の内
   の１番目の中にある原子核を選択的に励起し、各々の厚
   板部分は夫々予定の厚さを持つと共に前記通路に対して
   略直交する向きであり且つ前記優先軸線に略直交りる向
   きであり、（ｄ）前記１番目の厚板部分の厚さに正比例
   りるど共に前記液体の流量に反比例Ｊ“る遅延時間の後
   、大体前記１番目の平面状厚板部分内にある原子核を２
   度目に選択的に励起して時間領域のＮＭ　Ｒ信号を発生
   し、（ｅ）該時間領域のＮＭＲ信号を検出し、（「）検
   出された時間領域のＮＭＲ信号を周波数領域のデータに
   変換し、（ｇ）該周波数領域のデータを貯蔵し、（ｈ）
   前記励起平面内に輸送された身体の前記一連の平面状厚
   板部分の内の相次ぐ１つを選択的に励起し、（ｉ）前記
   一連の平面状厚板部分の相次ぐ各々１つに対して前記厚
   板部分内の原子核を選択的に励起づる工程（Ｃ）、該原
   子核を２度目」に選択的に励起りる工程（ｄ）、時間領
   域のＮ　Ｍ　Ｒ信号を検出りる工程（ｅ）、検出された
   時間領域のＮＭＲ信号を周波数領域のデータに変換Ｊる
   工程（ｆ）、周波数頭１或のデータを貯蔵りる工程（Ω
   ）、及び前記一連の平面状厚板部分の内の相次ぐ１つを
   選択的に励起覆る工程（［））を繰返し、相次いＣ貯蔵
   された周波数領域のデータを前記像の１次元の隣接り−
   る線としＣ表示゛りることにより、前記貯蔵されｉ＝う
   ２−タを２次元の像に編集づる］二程から成る方法。 １４）　特８′［請求の範囲１３）に記載した方法に於
   Ｃ１前記液体が血液を含み、前記通路が血管を含み、１
   つの平面状厚板部分内の原子核を２度目に選択的に励起
   ザる工程の後、１８０°非選択性ＲＦパルスを身体に印
   加して、前記時間領域のＮ　Ｍ　Ｒ信号の周波数スペク
   トル成分を強める工程を含む方法。 １５）　特許請求の範囲１３）に記載した方法に於て、
   前記身体の前記一連の平面状厚板部分の各々１つが予定
   の厚さを持っていて前に選択された厚板部分に隣接して
   いる方法。 １６）　特許請求の範囲１３）に記載した方法に於て、
   前記身体の前記一連の平面状厚板部分の内の各々１つが
   前に選択された厚板部分に隣接してい−Ｃ前記優先軸線
   に対して略直交する向ぎＣある方法。 １７）　特許請求の範囲１３）に記載した方法に於て、
   前記身体の前記一連の平面状厚板部分の内の各々１つが
   前に選択された厚板部分ど部分的に中なっている１３法
   。 １８）　特ｆｆＦ　請求の範囲１３）に記載した方法に
   於て、別々の選ばれた厚板部分に対応づる周波数領域の
   データの加重した和を形成Ｊることを含む方法。 １９）　ＮＭＲパルス順序を用いて、身体内の局限され
   た１つ又は更に多くの通路を通る流体の２次元像を作る
   方法に於て、（ａ）優先軸線を持つ均質な磁界内に前記
   身体を配置して、（ｂ）該身体内に正味の磁化を発生し
   、前記身体に勾配磁界を印加し、該勾配は全体が前記身
   体の一連の平面状厚板部分の中にある表示軸線に沿った
   ラーマ−周波数の線形分イ１１を発生する様に４１４成
   されており、前記表示軸線は前記優先軸線と直交してＪ
   ＞す、（Ｃ）前記身体の一連の平面状厚板部分の内の１
   番目の中にある原子核を選択的に励起し、各々の厚板部
   分は夫々予定の厚さを持つと共に前記通路に対して略直
   交り−る向きであり月つ前記優先軸線に対して略直交−
   りる向きぐあり、（ｄ）前記１つの厚板部分の厚さに正
   比例し月つ前記液体の流ｍに反比例覆る遅延時間の後、
   略前記１つの平面状厚板部分内にある原子核を２度目に
   選択的に励起し−Ｕ、（ｅ）時間領域のＮＭＲ信号を発
   生し、該時間領域のＮＭＲ信号を検出し、（ｆ）該検出
   された時間領域のＮＭＲ信号を周波数領域のデータに変
   換し、（ｇ）該周波数領域のデータを貯蔵し、（ｈ）前
   記身体の前記一連の平面状厚板部分の相次ぐ１つを選択
   的に励起し、い）前記一連の５１７−面状厚板部分の相
   次ぐ各々１つに対し、前記１つの平面状厚板部分内にあ
   る原子核を選択的に励起リーる工程（Ｃ）、該原子核を
   ２度目に選択的に励起−りる工程（ｄ）、時間領域のＮ
   ＭＲ信号を検出リーる工程（ｅ）、検出された時間領域
   のＮＭＲ信Ｑを周波数領域のデータに変換づる工程（ｆ
   ）、該周波数領域のデータを貯蔵Ｊる工程（ｑ）及び前
   記一連の平面状厚板部分の内の相次ぐ１つを選択的に励
   起づ−る工程（ｈ）を繰返し、（ｊ）相次いで貯蔵され
   た周波数領域のデータを前記像の１次元のＦＥ接りる線
   として表承り−ることにより、前記貯蔵されたデータを
   ２次元の像に組立てる工程から成る方法。 ２０）　特許請求の範［１１１１９）に記載した方法に
   於て、前記身体の前記一連の平面状厚板部分の内の各々
   １つが前に選択されｌ〔厚板部分と隣接しており、１番
   目の平面状厚板部分内にある原子核を２度目に選択的に
   励起する各々の工程の直ぐ後、１８０°非選択竹ＲＦパ
   ルスを前記身体に印加（〕で、前前記時間域のＮＭＲ信
   号の周波数スベク（〜ル成分を強める工程を含む方法。 ２１）　特許請求の範囲１９）に記載した方法に於て、
   前記身体の前記一連の平面状厚板部分の内の各々１つが
   前に選択した厚板部分と部分的に重なり合っている方法
   。 ２２、特許請求の範囲１９）に記載した方法に於Ｃ１別
   々の選択された厚板部分に対応覆る周波数γ１域のデー
   タの加重した和を形成づることを含む方法。