JPS61119253A - 磁気共鳴作像方法 - 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】 明　　の　　　　　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、血流回路を取巻く不動の媒質を弁別する為の自流量
を開発することにより、像のコントラストを高めた生体
内の血流の作像に閃する。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、
その肉量も重要なのは、（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ＮＭ
Ｒ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ＮＭＲによる高Ｎａ１１度の作
像を使うことを制限する成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Ｔ１及び約０．０５秒の
スビン−スピン層相時間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ＩＩ（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、血液の様な動りｇｉ素の２次元の平面図のマツ
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。

何年もの閤、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、（□１．ゎゎ
、いヶい。□。□、□。

液体の流れを測定する為に全般的にＮＭＲを用いる裕期
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成る容積の分極液体を、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、５１１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Ｎ
ＭＲ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４９０．６０
５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）で引用しておく。

種々の自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
Ｂ７＠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、基本的なドツプラ処理を
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
作像する音響ドツ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ＣＲ７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スライスに
分けてＸ１１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，
３３４．５４３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
−組のデータによって一通のＴ１が加重像、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　　・ 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、或いは中間の１８０°ＲＦパルス信号による
反転があっても、サンプルに対する平均値効果がゼロで
ある１対の位相符号化パルスを持っている。

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
形のエコ一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Ｔ＋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（一層間るい）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。

及Ｊ」υＬｋ至」Ｕ」 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１Ｑａ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１０
ａ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１Ｖｚｌ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Ｂｏを持つ静磁界を印加する）を２軸とする
デカルト座標系の２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、即ち一２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間るく又は−ＩＩ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１Ｖｚｌ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、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゛１　　
　　体の位相が速度９単純１比例Ｌ′１変９る様１選１
れるのが負型的である。この方法は、海水の動きを検出
する為に１９６０年に最初にバ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。ＮＭＲ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
パルスの存在の下に、流れる流体の核の磁化の位相を、
流速■と、流体の流れの方向磁界勾配の大きさＧの両方
に比例してシフトする。即ち、２方尚の流体の流れが、
Ｚ軸に沿った勾配Ｇｚ及び流体Ｖｚに比例して移相をも
たらす。

第２ａ図の平衡勾配順序は持続時間τが略同−で　　　
　１．。

ある１対のＺ軸勾配Ｇｚパルス１４ａ、１４ｂと、その
間に印加する１８０°無線周波（ＲＦ）パル°ス１５と
を用いる。パルス１５に対応するＲＦＲ１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１４ｂで示す）し、或いは負であって
もよい（パルス１４ａ’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−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１６８′を第２の正の極性のパルス１６
ｂ′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−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。

φ−ｆγＧｚ　（ｔ　）Ｖｚ　（ｔ　）ｄｔ　　　（１
）こ）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Ｖｚ　（
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４式％ 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２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 −Ｚ：２／２］　−７Ｇｚ　Ｖｚτ２　　　　（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くＧｚ　）、及び
流れを符号化するパルス１４又は１６の各ロープの持続
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Ｏ−ブの、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作徴
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。

七ランは、成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
Ｎｍの独立の２Ｄ又は３Ｄ像を求めることが必要である
。この−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−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、ごく粗い速度マツ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、１２８Ｘ１２８個の画素から成
る普通の２ＤＩｌＩ！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、±５１７秒の速度範囲にわたり、Ｉ
ＣＩＩ／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１０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！　（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に画素の複素１ａＡ
＋　　（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だって変化し得。即ち、 Ａ＋　　（Ｘ、Ｙ、ｚ＞−ρ′　　（Ｘ、Ｙ。

Ｚ）ｅｘＤ　（ｉφ（Ｘ、Ｙ、Ｚ））　　　（４）位相
項φ（Ｘ、Ｙ、’ｌ＞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ＲＦｉｉ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電磁界位相が作像平面全体にわた
って変わり冑る。

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のモジュラス、即ち、ＩＡ１瑠ＩＡ（Ｘ
、Ｙ、Ｚ）１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Ａ＋　
　（Ｘ、Ｙ、Ｚ）の−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
の流れの大きざ並びに位相項φ（Ｘ、Ｙ。

Ｚ）によって位相変調された密度関数ρ′　（Ｘ。

ＨＹ・２）の空間プーリ１変換を表９す様にする・この
為、大きさＧ及び持Ｍｆｌｉ間τの流れを符号化するパ
ルスが２軸に沿って印加された場合、流れを符号化した
２番目の拳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）−１）’　　（Ｘ、Ｙ。

Ｚ）ｅｘｐ　　（ｉ　７ＧＶｚ　（Ｘ、Ｙ、Ｚ）ｒ２）
ｅｘｐ（ｉφ（Ｘ、Ｙ、Ｚ））　　　（５）コノ式で、
Ｖｚ　（Ｘ、Ｙ、Ｚ）　は位＠（Ｘ、Ｙ。

２）に於ける２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回転しており、各々の画素に
於ける流速に比例して回転していることである。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Ａ＋　　（Ｘ、Ｙ、Ｚ）（Ｆ）
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。

Δφ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）−ｔａｎ　−１（６）こ１ｔ’Ｒ＋
　−Ｒｅ　（Ａ＋　　（Ｘ、Ｙ、Ｚ））、Ｒ２＝Ｒｅ　
　（Ａ２　　（Ｘ、Ｙ、Ｚ））、ＩＩ　−［−（Ａ電　
（Ｘ、Ｙ、Ｚ））及び１２−　Ｉｓ　　（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。

Δφ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）−γＧＶｚ　（Ｘ、Ｙ、Ｚ）ｚ：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）−Δφ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）／（γＧで
２）　　　　　　　　　　　　（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
するとすれば、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（Ｇ×。

ＧＹ、ＧＺ）とＲＦＩｉｉｌｌｌ！信号が夫々示されて
おり、第３ｅ図に受信ＮＭＲ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１．から始まり、正の極
性の薄板選択用Ｇｚ勾配パルス・ロープ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１
０ａ　（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ΔＺを選択する。Ｚ軸の薄板を限
定する期間ａｌ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、Δ２の薄板１０ａにわたってスピ
ンの位相戻しをする様に作用する反対の極性（負の極性
）のローブ２０ｂを持つ２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つの列を選択す
る大きざ並びに極性をもつパルス２４ａにする。

Ｘ軸勾配磁界Ｇ×は、Ｘ輪方向のスピンの位相外しをす
る様に作用するローブ２６ａを用いる。こうして、後で
Ｇ×Ｘ勾配磁界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２０ｂ　、２４ａ　、２６
ａ　が期間Ｊ　（ＤＩＩ’Ｑニ終了する。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ＩＶ
ｚｌ）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）に追加のロープ２００を用いる。パル
ス・ロープ２０Ｃは初めの薄板を選択する為のパルス・
ローブ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娠がな
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。

１１！ｉｃ＋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ｆｌｄ＋を設ける。次の期間ｅｌ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。！ＭＥ　＜＋　
　（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ｆ
１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２２ａは第２ａ図の順序のパルス１
５と同様である。この後に続く期間ｆｈ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２８ｂｅＧｚｉｉ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、２８
ｂ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　、２Ｂｂ
が完了し、読出しＸ軸勾配Ｇ×の部分２６ｂ−１が印加
されて、応答期間ｈ１の問、複数個（Ｎ個）のＷｉｌ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ロープ２６ａは読出勾配部分２６
ｂに対して反対の極性である場合が多いが、この順序の
ロープ２６ａは、１８０°非選択性反転ＲＦパルス２２
ａが存在する為に、反転して最初の位相戻しＧ×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　’　２６ｂ　”、２６ｂ１
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
＋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　１・・・が現われる前に、この後のエコー準備
期間ｄ２）ｄ３、ｄ４・・・を段け、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　ａ、２２ａ　”
・・・と関連した期間ｇ２）ｇ３、ｇ４・・・の第２の
位相符号化パルス・ローブ２８ｂ　’、２８ｂ　ａ、２
８ｂ　”・・・が続き、それから関連する読出しＧｘｌ
界部弁部分２６ｂ′６ｂ　’、２６１）”・・・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３０ａ　’　、３０
ａ　’、３０ａ１・・・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３０ａと
共に処理する。

この発明の別の考えとじて、流れを符号化するパルス（
中間に１８０°非選択さ反転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ｔｏ′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ａ、　Ｉに、Δ２の薄板を
選択する勾配ローブ信号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
使われる信号ローブ２４ａ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０
−７２６ａと同じ大きさの）Ｘ軸位相外しローブ２６ａ
′と共に、７位相戻しローフ２０ｂ′が現われる。次の
期間ｃ、　７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ロープ信号２００′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ＩＩ　
ｄ＋　１、　　　　　ｅｌ及びＱ＋と同様の期間は用い
ない。従って、次のｗＡ間は［１′であり、この時１８
０°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ｈｌ′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。多対の順序（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
化するパルスかない）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０−７１６°・
１６ｂ＠持６・１″）間″−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、１８０°非選択性ＲＦ反転パルス信号は
、関連した期間ｄ＋、ｄｚ、ｄ３、ｄ４・・・の信号２
２０．２２０　’　、２２０　’、２２０−として破線
で示す様に発生され、信号２２ａ　、２２ａ　’　、２
２ａ　ａ、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３ａ’図及び第３ｄ’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Δ
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
値を針幹する。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ｉｍ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。

Δφ、（Ｘ、Ｙ、Ｚ）−（−１）−’ ｎ（γＧｚＶｚ　（Ｘ、Ｙ、Ｚ）τ２）　　　（９）こ
）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Δφｎ　（Ｘ、Ｙ。

Ｚ）に（−１）−’を乗する）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
成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
く工程の優、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）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）ば、ダイナミックな範囲は、エコーの数の
平方根、即ち大体ｆＮ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
重エコ一方法は、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３ａ’図のＧｚ波形について可変振幅の負の極
性の位相戻しローブ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Ｇ２勾配ローブ２０ｃ及
び２００′は必要としない。流れを符号化するパルス２
８ｂの前に、薄板を選択するパルス２０ａ、２０ａ′と
２軸位相符号化パルス２０ｂ−１又は２０ｂ−２だけを
２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２６ｂより館に印加される。

更に、非選択性１８０°反転ＲＦパルス２２ａ、２２ａ
　’　、２２ａ　’　、２２ａ　”・・・又は２２０，
２２ｃ　’　、２２Ｃ’、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１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８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３ｄ’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儒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１　　′″’ｍＬ、ｒ２ｖｏ＆ｔＢ１６
１″”°−１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）＝（Ａ＋　　２　＋８＋　　２　）　　　
＋（Ａ２　２　＋８２　２　）　　　　　　　　　　　
　　　（１１）位相コントラスト像は Δφ（Ｘ、　Ｙ）　−ｔａｎ　−’　（（８１Ａ２　８
２　Ａ＋　）／（Ａ＋　Ａ２＋ＢＩ　Ｂ２　））　　　
　　　　（１２）こ）でＡ＋　８＋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Ｂ
２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１００Ｃ１１／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　　
　　、１．。

約４°のホワイト・ノイズの位相ジッタを持つ装置でＩ
ＣＩＩ／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照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である。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−
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４００ａ：／分の流口に定めた時、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
、この下側の因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埴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である。

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
干用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。−履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−履用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ｊ管のグレースケール・
レベルより、略比例的に一層間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、流れの大きざが一層大
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。−履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Ｃ１ｌ／秒の単位で流速を表
わす。曲線４４は、４００ｃｃ／分の容積流ｍ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）＝（Ａ＋　　（Ｘ、Ｙ）＋Ａ２　　（
Ｘ、Ｙ））／２で求めた。位相情報は捨てた。中間（ゼ
ロ）随及びグレー・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Ｔ
２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２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間
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０．１５王で、スライスの
厚さΔＺを約１１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
ＣＩＩ／秒±５．４０／秒（ピーク速度は約１９゜６１
／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−８，１１／秒±２．４Ｃ１１／秒（ピー
ク速度は約−１２，４０／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ｙ　　　　
　（７）期間′）間・′″０特定０実験１使ｖ　ｋ　Ｆ
ｌ　ｔＬ　＠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　　　　１．１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である。第１
ａ図は第１図の切断線１ａ−１８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３ｒ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：ｌ板 Ｂｏ　：靜磁界 ＧＸ、ＧＹ、ＧＺ　：！ｉ磁界勾 配２：ＲＦ倍信

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）サンプル内の流体の流れの磁気共鳴作像方法に於て
   、 （イ）前記サンプルを第１の方向を持つ静磁界の中に浸
   漬し、 （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、 （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Ａ＿１
   （Ｘ、Ｙ、Ｚ）を求め、（ニ）磁界勾配及び無線周波信
   号の第２の順序を印加して、前記工程（ロ）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、 （ホ）前記工程（ニ）で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、 （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Ａ＿２（Ｘ、Ｙ、Ｚ）
   を求め、（ト）サンプルの各位置に対する複素値Ａ＿１
   （Ｘ、Ｙ、Ｚ）及びＡ＿２（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工程か
   ら成る磁気共鳴作像方法。 ２）特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作像方法に
   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
   る工程を更に含んでいる磁気共鳴作像方法。 ３）特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作像方法に
   於て、前記工程（ホ）が、有限の期間にわたつてゼロの
   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
   界勾配を発生する工程を含んでいる磁気共鳴作像方法。 ４）特許請求の範囲３）に記載した磁気共鳴作像方法に
   於て、前記位相符号化波形を発生する工程が、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
   気共鳴作像方法。 ５）特許請求の範囲４）に記載した磁気共鳴作像方法に
   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工程を含む磁気共鳴作像
   方法。 ６）特許請求の範囲５）に記載した磁気共鳴作像方法に
   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工程を更に含む磁気共
   鳴作像方法。 ７）特許請求の範囲４）に記載した磁気共鳴作像方法に
   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工程を更に含む磁気共鳴作像方
   法。 ８）特許請求の範囲７）に記載した磁気共鳴作像方法に
   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
   工程を更に含む磁気共鳴作像方法。 ９）特許請求の範囲７）に記載した磁気共鳴作像方法に
   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
   る工程を更に含む磁気共鳴作像方法。 １０）特許請求の範囲９）に記載した磁気共鳴作像方法
   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
   を逆転する工程を更に含む磁気共鳴作像方法。 １１）特許請求の範囲７）に記載した磁気共鳴作像方法
   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
   が生ずる様に選ぶ工程を更に含む磁気共鳴作像方法。 １２）特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作像方法
   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つて、前記工程（ロ）の
   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工程を更に含む磁気共鳴作像
   方法。 １３）特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作像方法
   に於て、工程（ロ）及び（ハ）を完了する前に、工程（
   ニ）乃至（ヘ）を完了する工程を含む磁気共鳴作像方法
   。 １４）特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作像方法
   に於て、流速の測定方向を第１の方法と実質的に一致す
   る様に選ぶ工程を含む方法。 １５）特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作像方法
   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、前記工程（イ）
   乃至（ト）の全ての工程を繰返す工程を含む磁気共鳴作
   像方法。 １６）特許請求の範囲１５）に記載した磁気共鳴作像方
   法に於て、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工程を含む磁気共鳴作像方法
   。 １７）特許請求の範囲１）に記載した磁気共鳴作像方法
   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、前記工程（ロ）及び（ニ）の
   第１及び第２の順序を印加し、 （リ）磁界勾配及び無線周波信号から成る第３の順序を
   サンプルに印加し、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の位相を持つており、 （ヌ）磁界勾配及び無線周波信号から成る第４の順序を
   印加し、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の位相を持つ
   ており、 （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工程を含む磁気共鳴作像方法。 １８）特許請求の範囲１７）に記載した磁気共鳴作像方
   法に於て、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
   発生する工程を更に含む磁気共鳴作像方法。 １９）特許請求の範囲１８）に記載した磁気共鳴作像方
   法に於て、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工程を更に含む磁気
   共鳴作像方法。 ２０）特許請求の範囲１７）に記載した磁気共鳴作像方
   法に於て、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、前記工程（
   イ）乃至（ヌ）の全てを繰返す工程を更に含む磁気共鳴
   作像方法。 ２１）特許請求の範囲２０）に記載した磁気共鳴作像方
   法に於て、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工程を更に含む磁気共鳴
   作像方法。