JPH01201246A - 核磁気共鳴イメージング装置 - 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】 〔産業上の利用分野〕 本発明は核磁気共鳴イメージング装置に関する。

〔従来の技術〕

核磁気共鳴イメージング装置において、動きのある部分
を有する血管撮像における画像形成の手順を第３図を用
いて説明する。

これは、いわゆるセンシティブ画像とインセンシティブ
画像と称される画像を得、後者から前者を減算して血管
走行系の画像を得るようにしている。

まず、第３図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）に示すシ
ーケンスに従って、センシティブ画像を得る。

その手順は、 １）磁気共鳴用ＲＦパルス３０１をかけ、同時にＺ方向
傾斜磁場３０２を印加して特定のスライス面の磁化を励
起する。さらに、Ｚ方向傾斜磁場３０３を印加して磁化
の位相をそろえる。

２）　その後、Ｙ方向傾斜磁場３０４を印加して位相エ
ンコードを行う。

３）同時に、Ｘ方向傾斜磁場３０５．３０６を順に印加
し、Ｘ方向傾斜磁場３０６の印加時にＭＲ信号３０７を
計測する。

４）収奪したＭＲ信号３０７に、フーリエ変換処理を行
って、再生画像を得る。

次に、３図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、　（ｄ）に示すシ
ーケンスに従って、インセンシティブ画像を得る。

その手順は、 まず、上記（１）　、　（２）まで同じで、その後、（
３）同時に一連のＸ方向傾斜磁場３０８．３０９．３１
０を印加し、Ｘ方向傾斜磁場３１０の印加時にＭＲ信号
３０７を計測する。

（４）収奪したＭＲ信号３０７に、フーリエ変換処理を
行って、再生画像を得る。

このようにして得られたインセンシティブ画像からセン
シティブ画像を減算することにより血管走行系の画像が
得られる原理について、以下説明する。

第３図において、Ｘ方向傾斜磁場３０５の印加と、３０
６のはじめの時間Ｔの間の印加によって生じる被検体内
の磁化の位相まわりそれぞれ、第１位相、第２位相と呼
ぶことにする。この時静止部分における第１位相、第２
位相の和はＯとなる。

しかし、血流部分においては、磁化が速度を持って傾斜
磁場内を移動するために第１位相と第２位相の和はＯと
はならず、血流速度νによってまちまちの値による。仮
りにνが時間によらず一定で、Ｘ方向に向いていると、
第１位相と第２位相との和φは。

φ＝６πγＴ”Ｇν となる。

ここで、γは定数、ＧはＸ方向傾斜磁場勾配。

ＴはＸ方向傾斜磁場３０５の印加時間である。

このように、位相φは血流速度νにより変わるが、一般
にνはスライス厚方向に沿って一定な値でないため、位
相φもスライス厚方向に沿ってばらばらな値となり、従
って計測される信号は互いに打ち消しあって小さな値と
なってしまう、これから、センシティブ画像のみでは血
管走行系は像画されない。

一方、一連のＸ方向傾斜磁場３０８、および３０９のは
じめの時間Ｔの間の印加によって生じる磁化の位相まわ
りを第３位相と称し、Ｘ方向傾斜磁場３０９の後半の時
間Ｔの間および３１０のはじめの時間Ｔの間の印加によ
って生じる磁化の位相まわりを第４位相と称する。この
場合、静止部分における第３位相と第４位相との和は前
記センシティブの場合と同じになる。しかし、血流部分
において、νが時間によらず一定でＸ方向を向いている
とするとき、第３位相と第４位相との和φ″もＯとなる
。なぜなら第３位相φ、と第４位相φ。

はそれぞれ、 φ、＝−２πγＴ２Ｇν φ、＝　２πγＴ”Ｇν であり、 φ′＝φ３＋φ４＝０ となるためである、従って、流速によって位相φ′が区
々となることがないため、インセンシティブ画像では血
管がうつる。

それ故、インセンシティブ画像からセンシティブ画像を
減算することによって、静止部はキャンセルされ、血管
走行系のもが画像化される。

従来技術の他の例として、磁気共鳴用ＲＦパルスによっ
て倒される（静止部の）磁化の角度を３６０°にするも
のがある。これにより、静止部の磁化は励起されないが
、血流部の磁化はその流れのため完全に３６０”に倒さ
れることがないため励起される。従って、その後、エコ
ーを起こして信号を計測すれば、血流部分からの信号の
みが得られる。具体的な手段としては、前記第３図（ａ
）、（ｂ）、（ｃ）、（ｆ）に示すシーケンスに従って
、インセンシティブ画像を祷る手順と同様で、ただ、第
３図（ａ）の磁気共鳴用ＲＦパルス３０１を、磁化３６
０°倒すＲＦパルスに特定するものである。

これによりインセンシティブ画像−枚で、血管走行系が
画像化される。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記血管撮影における従来技術にあっては、エコーの中
心時刻における、被検体の流速をもつ部分から出る共鳴
信号と、同じ位置にある静止部分から出るべき共鳴信号
との位相差（この位相差を以下流速位相という）を０に
する配慮しかなされていなかったものである。従って、
エコーの中心時刻以外の時刻における流速位相に関して
配慮のなされていないものであり、よって、様々な血流
速度のために、時刻がエコーの中心時刻から離れるに従
って流速位相が様々に乱れてしまっていた。

このため、インセンシティブ画像であっても血管はあま
りよく像高できないものであった。

本発明は、このような事情に基づいてなされたものであ
り、流速位相の乱れをなくして、良好な血管走行系画像
を得ることのできる核磁気共鳴イメージング装置を提供
するにある。

（問題点を解決するための手段〕 このような目的を達成するために、本発明は、被検体中
の流速をもつ部分から出る共鳴信号と同じ位置にある静
止部分から出るべき共鳴信号との位相差である流速位相
、およびこの流速位相の目標値として定めておく目標位
相値に対して、信号の計測空間を複数個の部分領域に分
けて特定の該部分領域上にある信号の上記流速位相が上
記目標位相値と一致するような撮像を、上記特定の該部
分領域を順次行い、これにより得られた複数の撮像デー
タを合成し、合成されたデータから、流速をもつ部分の
信号を描出する手段を備えているものである。

すなわち、上記手段において、 １、計測空間Ｘを複数個の部分領域Ｘ、、　Ｘ、・・・
・・・Ｘｎに分け、その各々のＸＪ上の前記流速位相の
値の目標値θＪ（以下これを目標位相値と呼ぶ）を定め
る。

２、部分領域Ｘ４の各々に対応して、次に示す撮像を行
う。

（ｉ）Ｎ気共鳴用ＲＦパルスを印加して、被検体の一部
の磁化を励起する。そして、このときの時刻をＯとみな
す。

（ｉｉ）次式を満たす傾斜磁場ＧＪを印加し、同時に共
鳴信号Ｓ−の計測を行う。

ここで、ｔｊは部分領域ＸＪ上の信号をＭ＋測する時刻
の代表値（以下これを取り込み時刻と呼ぶ）であり、Ｔ
ｏは前記エコーの中心時刻、γ′は定数である。

（ｉｉｉ）位相エンコードを用いるフーリエ変換法によ
る搬像の場合は、位相エンコードの印加量を変えつつ、
前記（ｉ　）、　（ｉｉ）を位相エンコード回数だけ繰
り返す。

３、得られた前記計測データＳＪに対し、部分領域ＸＪ
上にあるＳ、の値に注目して合成を行い、合成データＳ
を得る。

４、合成データＳから血流部分からの信号を抽出する。

〔作用〕

被検体内の血流速度は、時間に関しては一定であると仮
定し、このとき前記流速位相が前記（１）式の左辺に非
礼することがわかる。すなわち、実空間上の任意の点Ｑ
に対し、時刻ｔ＝ｔｊにおいて点Ｑ付近に流入してきた
。血流中のプロトン（Ｐ’）（ｋ＝１．２．−ｎ）が各
々速度Ｖｋをもつものとすると、Ｐｋの各時刻における
位置Ｑｋは次のようになる。

Ｑ’（ｔ）＝（Ｑ−ｔｊＶ’）＋　ｔ　Ｖ’・・・・・
・（２）またプロトンｐｋの時刻ｔｊにおける位相φｊ
′は、φ−””ｆ　　　　ｙ　Ｇａ（ｔ）Ｑ責ｔ）ｄｔ
であり、時刻ｔＪにおける点Ｑ付近の静止部の位相φ４
は、次式で与えられる。

Ｊ φ−＝　ｆ　　　　γ　Ｇ　Ｊ　（ｔ）　Ｑｄｔ従って
、時刻ｔ、　Ｊにおける点Ｑ付近での流速位相φは、次
式で与えられる。

前記（２）式を（３）式に代入すると、これによって、
φが前記（１）式の左辺に比例することがわかる。

そこで、（Ｖ’）がｋによらずほぼ一定とみなせる場合
には、（１）式の右辺のγ′として（■ゝ）の平均値と
γの積をとれば、実際流速位相が０１となことが前記（
４）式かられかる。特にθ−＝０の場合は、（１）式の
γ′を１とすれば、実際流速位相は０となる。

以上により、（１）式を満たすように傾斜磁場ＧＪを印
加することにより、時刻を−においては流速位相を目標
位相値に一致させることができる。

したがって、Ｓ−の時刻ｔＪの頃の値を各ｊについて収
奪して合成を行うことによって、全時刻において流速位
相を目標位相値にほぼ一致させた合成データを得ること
ができる。

特にθ、二〇の場合、前記機（１）式の右辺は０となり
、（Ｖ’）に対する予測なしにＧＪの形状が定まり、ま
た（Ｖｋ）がｋによらずほぼ一定である必要もない。

あるいは、θＪ＝ＣＸ（（ｖ’）の平均値）の場合（た
だし、ＣはＶｋ等によらない定数）は、（１）式の右辺
はＣ／γとなり、（■ゝ）に対する予測なしに６４の形
状が定まり、また合成データから再生された画像の位相
から０１を算出すれば、（Ｖ’）の平均値を求めること
ができる。

〔実施例〕

まず１本願発明による核磁気共鳴イメージング装置の一
実施例を示すブロック構成図である。同図において、シ
ーケンス制御部４０１は、被検体からＮＭＲ信号を検出
するために発生させる各種パルスおよび磁場をコントロ
ールするようになっている。このシーケンス制御部４０
１により、送信器４０２からは被検体の特定の核種類を
共鳴させるだめの高周波パルスを送出するようになって
いる。また、前記シーケンス制御部４０１により。

磁場制御部４０３からはＮＭＲ信号の共鳴周波数を決定
する静磁場とその強さおよび方向を任意にコントロール
できる信号を送出させるようになっている。そして、こ
の信号は磁場駆動部４０４に入力され、この磁場駆動部
４０４は前記磁場制御部４０３からの信号に基づいて、
計測に必要な磁場を発生させるようになっている。

一方、被検体から発生するＮＭＲ信号を検波後、計測を
行なう受信部４０５で受信し、この受信器４０５から取
り込んだ計測信号をもとに処理装置４０６で画像画構成
および各種演算を行ない、これにより再構成された画像
をＣＲＴデイスプレィ４０７に表示するようになってい
る。

なお、ＥＣＧ部４０８は被検体の心拍をとらえ、撮影の
タイミングを心拍と同期をかけるようにしている。

このような構成において、第１図をもとに制御手順を示
す。

リステップ１０１は、まず計測空間ｘ　ｔｉ’　ｘｔ　
ｔＸ□、Ｘ３・・・Ｘ−に分割する。

具体的には第２図の２０５，２０６，２０７に示すよう
に分割し、計測空間Ｘの部分領域を定める。すなわち、
エコー中心時刻Ｔ０として、ｔの区間 Ｔ、−Ｔｉｔ≦Ｔ、＋Ｔ をｎ等分する点ｔｊに対し、Ｘｊを Ｔ　＝　４　ｍ５ｅｃ、　　θｊ＝０と定めている。

（２）　　ステップ１０２は、Ｘｎ上の信号の流速位相
を制御する。これは第５図（ａＬ　（ｂ）、（ｃ）。

（ｄ）に示す、同図において、ａｊをＪ＝１ｔ２ｓ・・
・ｎと変えて、これに基づく撮像を１回ずつ行なう、こ
こでａＪは、 Ｃａ＝ｔａ　　Ｔ。

であり、このとき前記（１）式が成立する。

１回の撮像手順は次のようにしてなされる。

ｋをに＝１２７〜１２８の値に変化させつつ、以下の（
ｉ）〜（１−）を２５６回繰り返し、計測信号ＳＪ　（
ｔ、　ｋ）を得る。このとき被検体は、５０００Ｇの静
磁場のもとにおかれているものとする。

（ｉ）ＥＣＧ部４０８により、心拍のα波から特定の時
間だけ待つ。

（ｉｉ）磁化を９０°傾す磁気共鳴用ＲＦパルス５０１
と、Ｚ方向傾斜磁場Ｇ　ｚ　（０、３０／　ａｌｌ）　
５０２を４ｗｓの間印加して、特定のスライス面の磁化
を励起し、さらにＺ方向傾斜磁場−〇ｚ５０３を２　ｍ
　ｓの間印加して、磁化の位相をそろえる。

（ｉｉｉ）　ｙ方向傾斜磁場ＧｙＸｋ／１２８　（Ｇ）
’＝０．３０／ｃｎ）５０４を４　ｍ　ｓの間印加する
。

（ｉｖ）同時に、Ｘ方向傾斜磁場Ｇｘ　（Ｇｘ＝０．３
Ｇ／（！Ｉ）５０５をａ　ｊ　ｍ　ｓの間印加し、次に
Ｘ方向傾斜磁場−Ｇｘ５０６をＴ　＋　ａ　ｊ　ｍ　ｓ
の間印加し１次に、Ｘ方向傾斜磁場Ｇｘを２　Ｔ　ｍ　
ｓの間印加すると同時にＭＲ信号５０８を計測する。

（３）　　ステップ１０３は、第１〜第ｎ撮影データの
合成データを作成する。これは第２図２０４に示すよう
に前ステップ１０２で得られた計測データＳｊ　（ｔ、
ｋ）を用いて、合成データＳ（ｔ。

ｋ）を得る。すなわち、 Ｆ＝１ｓ２＊・・・・・・ｎ） （４）　　ステップ１０４は、血流部分からの信号描出
血管走行系画像表示を行なう、これは、第５図において
、ａ　ｊ　＝　Ｏとして、これに基づく撮像を行ない、
計測データＳ’　　（ｔｔ　ｋ）を得る。

その手順は前記ステップ１０２の（ｉ）〜（ｉｖ）をに
＝−１２７〜１２８の値に変化させて全く同様に行なう
、なお被検体は５０００Ｇの静磁場のもとにおく０次に
２次元離散ＦＦＴ　（Ｆ）を２つのデータ、Ｓ　Ｄｔ　
ｋ）　、Ｓ’　　（ｔｔ　ｋ）に対して行ない、画像Ａ
、Ａ’　を得る。

Ａ　　＝ＦＳ Ａ’　＝ＦＳ’ 最後に、２枚の画像の差Ｂが血管走行系画像として得ら
れる。

このようにすれば、データｓ　（ｔ、ｋ）では、計測空
間全体×の上で流速位相がほぼＯであるため、画像Ａに
は血流部分がうつっているが、画像Ａ′では、前記従来
技術のセンシティブ画像で説明したように、血流部分が
うつっていないため、その差である画像Ｂは血流がうつ
り、静止部はキャンセルされてうつっていない、したが
って、良好な血管走行系画像を得ることができるように
なる。

次に、他の実施例を上述した実施例と比較しながら説明
する。

〔実施例２〕 （１）　　ステップ１０１：上記ステップ１０１と同じ
。

（２）　　ステップ１０２：上記ステップ１０２と同じ
、ただし、（ｉｉ）の磁化を９０″倒す磁気共鳴用ＲＦ
パルス５０１を、磁化を３６０°倒す様に変更する。

（３）　　ステップ１０３：上記ステップ１０３と同じ
。

（４）　　ステップ１０４：２次元離散ＦＦＴ　（Ｆ）
をデータＳ　（ｔ、ｋ）に対して行ない、画像Ａを得る
。

Ａ＝ＦＳ 〔実施例３〕 （１）　　ステップ１０１：第６図の６０５，６０６゜
６０７に示すように、計測空間Ｘの部分領域Ｘｊを定め
る。すなわち、エコーの中心時刻Ｔ０として、Ｔの区間 ＴＩ、−Ｔ≦ｔ≦Ｔ０ をｎ等分する点ｔＪに対し、ｘｊを （ただしｊはｉｔ　２ｔ　”””ｎｅ　ｔ、＝Ｔ、　−
Ｔ。

ｎ＋１　　　　　　　ｎ により定める。

本実施例の場合、Ｔ０＝２２ｍｓ、Ｔ＝４ｍｓであり０
ｊ＝Ｏとする。

（２）　　ステップ１０２：第５図（ａ）（ｂ）　（ｃ
）　（ｄ）において、ａＪをｊ＝ｌ、　２，３ｅ・・・
・・・ｎと変え、これに基づく撮像を１回ずつ行なう。

ここでａｊは、Ｃｊ＝：ｔａ　　　Ｔ＠ であり、このとき前記（１）式が成立する。

１回の撮像手順は次のとおりである。

（ｉ）５００Ｇの静磁場のもとに被検体をおく。

（ｉｉ）磁化を２０°倒す磁気共鳴用ＲＦパルスを、４
■ｓｅｅの間印加して、その後２６ｍ５ｅｃ待つことを
４０回繰り返す。

（ｎｉ）　ｋをに＝−１２７〜１２８の値に変化させつ
つ、以下の（ａ）〜（ｃ）を２５６回繰り返し、計測信
号Ｓ　ｊ（ｔ　ｅ　ｋ）を得る。

（ａ）磁化を２０°倒す磁気共鳴用ＲＦパルス５０１と
、Ｚ方向傾斜磁場Ｇ　ｚ　（０、３０／　ａｍ　）　５
０２を４　ｍ５ｅｃの間印加して、特定のスライス面の
磁化を励起し、さらにＺ方向傾斜磁場−Ｇｚ５０３を２
　ｍ５ｅｃの間印加して、磁化の位相をそろえる。

（ｂ）その後、ｙ方向傾斜磁場ａｙｘｋ／１２８（Ｇｙ
＝０．３０／ａｍ）５０４を４　ｍ５ｅｃの間印加する
。

（ｃ）同時に、Ｘ方向傾斜磁場Ｇｘ（Ｇｘ＝０゜３０／
ｃＩＩ）５０５をａ　Ｊｌ＠８６０の間印加し、次にＸ
方向傾斜磁場−Ｇｘ５０６をＴ　＋　ａ　ａｍｓｅｃの
間印加し、次にＸ方向傾斜磁場Ｇｘを２Ｔ■ｓｅｃの間
印加すると同時にＭＲ信号５０８を計測する。その後、
４　ｍ５ｅｃ間待つ。

（３）ステップ１０３：第６図６０４に示すように、前
ステップ１０２で得られた計測データ５ｊ（ｔ、ｋ）を
用いて、次式の合成データＳ　（ｔ。

ｋ）を得る。

ここで関数μ（τ）は、 （４）　　ステップ１０４：第５図（ａ）、（ｂ）、（
ｃ）、（ｄ）において、０ｊ＝０とし、これに基づく撮
像を行い、計測データＳ’（ｔ、ｋ）を得る。その手段
は前記実施例３のステップ１０２において（ｉ）、（ｉ
ｉＬ（ｉｉｉ）を行う。

次に次式によりΔＳを得る ΔＳ　（ｔ、ｋ）　＝　Ｓ　’　（ｔ、ｋ）　−Ｓ　（
ｔ、ｋ）これに離散ＦＦＴ（Ｆ）を行うことにより、血
管走行系画像をＬ型鋼ことかできる。

〔実施例４〕 ステップ１０１：前記実施例３のステップ１０１と同じ
、ただし、Ｔｏ＝２８ｍｓ、Ｔ＝４ｍｓであり、目標位
相θ−は θ４＝γ×（流速■） とする。

ステップ１０４：第５図（ａ）、　（ｂ）、（ｃ）、（
ｄ）ににおいて、ｂＪｔｉ’ｊ＝１．２．３・＝−ｎと
変え、これに基づく撮像を１回づつ行う。ここでｂＪは
、Ｇ ただし、ここで第７図７０２の磁化を１８０゜を倒すパ
ルスの前に印加した傾斜磁場は、その符号を逆にして考
えて（１）式を計算する。

１回の撮影手順は次の通りである。

ｋをに＝−１２７〜１２８の値に変化させつつ、以下の
（ｉ）〜（ｖｉ）を２５６回繰返し、計測信号５−（ｔ
、ｋ）を得る。このとき、被検体は５０００Ｇの静磁場
のもとにおくものとする。

（ｉ）ＥＣＧにより、心拍の波から特定の時間だけ待つ
。

（ｉｉ）その後、磁化を９０”倒す磁気共鳴用ＲＦパル
ス７０１と、Ｚ方向傾斜磁場Ｇｚ（０，３Ｇ／＞）７０
３を４　ｙａｓｅｃの間印加して、特定のスライス面の
磁化を励起しさらにＺ方向傾斜磁場−Ｇ　ｚ７０４を２
　ｍ５ｅｃの間印加して、磁化の位相をそろえる。

（ｎｉ）その後、Ｘ方向傾斜磁場−〇Ｘ（０，３０／Ｑ
１１）７０７をｂ　ａｌ１８４１１ｅの間印加し、次に
Ｘ方向傾斜磁場Ｇｘ７０８をｂ　ＪｌｌＳ１９Ｃの間印
加する。

（ｉｖ）その後、磁化を１８０°倒す磁気共鳴用ＲＦパ
ルス７０２と、Ｚ方向傾斜磁場Ｇｚ（０，３０／ｃｎ）
７０５を４　ｍ５ｅｃの間印加して、スライス面内の磁
化を反転する。

（ｖ）その後、Ｙ方向傾斜磁場Ｇ　ｙ　Ｘ　ｋ　／　ｐ
ａ　（Ｇ　ｙ＝０．３０／Ｑｌ）７０６を４　ｍ５ｅｃ
の間印加する。

（ｖｉ）同時にＸ方向傾斜磁場−Ｇｚ７０９をＴ　ｍ５
ｅｃの間印加し次にＸ方向傾斜磁場Ｇ　ｘ７１０を２Ｔ
ｍ３ｅｃの間印加すると同時にＭＲ信号７１１を計測す
る。

ステップ１０３：前ステップ１０２で得られた計測デー
タ５ａ（ｔ、ｋ）を用いて、合成データＳ　（ｔ、ｋ）
を得る。その方法は、前記実施例３のステップ１０３と
同様にして行う。

ステップ１０４：第７図（ａ）、　（ｂ）、　（ｃ）、
（ｄ）において、ｂ　Ｊ＝　Ｏｍ　ｓとし、これに基づ
く撮像を行い、計測データＳ　’　（ｔ、ｋ）を得る。

その手順は前記ステップ１０２と同様である。

次に次式により、ΔＳを求める。

ΔＳ　ａ　（ｔ、ｋ）　＝　Ｓ　（ｔ、ｋ）　−８’　
（ｔ、ｋ）これに離散ＦＦＴ（Ｆ）を行うことにより、
血管走行系画像を得る。さらに、血管走行系画像上の信
号の位相は、θ４の定め方より、流速Ｖに比例している
ため、流速Ｖの値が得られる０以上の実施例により、良
好な血管走行系画像および流速Ｖを得ることができる。

〔発明の効果〕

以上説明したことから明らかなように、本発明による核
磁気共鳴イメージング装置によれば、ＭＲ倍信号計測す
る計測空間全体にわたって、流速のために生じる信号の
位相変化（流速位相）を、あらかじめ定めた値にほぼ一
定させたデータを得ることができるようになる。このた
め、流速による画質劣化の少ない高画質な血管走行系画
像が得られるようになる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明による核磁気共鳴イメージング装置の
操作手順の一実施例を示すフローチャート、第２図およ
び第６図は、本発明において計測空間を部分領域に分割
する場合と計測データを合成する場合とを示す図、第３
図は従来にて利用したシーケンスを示す図、第４図は本
発明による核磁気共鳴イメージング装置の一実施例を示
すブロック図、第５図および第７図は本発明による核磁
気共鳴イメージング装置に利用されるシーケンスの一実
施例を示した図である。 ４０１・・・シーケンス制御部、４０２・・・送伝器、
４０３・・・磁場制御部、４０４・・・磁場駆動部、４
０５・・・受信部、４０６・・・処理装置、４０８・・
・ＥＣＧ部。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、被検体中の流速を持つ部分から出る共鳴信号と同じ
   位置にある静止部分から出るべき共鳴信号との位相差で
   ある流速位相、およびこの流速位相の目標値として定め
   ておく目標位相値に対して、信号の計測空間を複数個の
   部分領域に分けて特定の該部分領域上にある信号の上記
   流速位相が上記目標位相値と一致するような撮像を、上
   記特定の該部分領域に順次行い、これにより得られた複
   数の撮像データを合成し、合成されたデータから、流速
   をもつ部分の信号を描出する手段を備える核磁気共鳴イ
   メージング装置。 ２、前記請求項第１記載において、各々の撮像が対応す
   る前記部分領域上の信号が計測される時刻の代表値であ
   る取込時刻、および再生画像の直流成分を表わす信号が
   計測される時刻であるエコー中心時刻、および高周波磁
   場印加直後より取込時刻までの傾斜磁場の一次モーメン
   トの値から、エコー中心時刻より取込時刻までの傾斜磁
   場の０次モーメントと取込時刻の積を引いた値である血
   流モーメントに対し、前記流速位相が該血流モーメント
   に比例するとみなし、前記目標位相値と該血流モーメン
   トが比例するように傾斜磁場を付加して撮像を行う手段
   を備える核磁気共鳴イメージング装置。