JPH0394731A - 磁気共鳴イメージング方法およびその装置 - 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】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）現象を利用して被検体（特
に生体）のスライス像等の形態情報やスペクトロスコビ
ー等の機能情報を得るための磁気共鳴イメージング装置
に関し、特に、左右の腎臓の腎静脈の血流速のように一
方向に並ぶ複数の部位における動きの情報の画像化に好
適な磁気共鳴イメージング方法およびその装置に関する
． （従来の技術） 磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でない核スピン
およびそれに伴う磁気モーメントを持つ原子核が特定の
周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現象であ
り、この原子核は次式に示す角周波数ω。（ω。＝２π
ν。；ν。：ラーモア周波数）で共鳴する． ω０４γＨＯ ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比であり、
また、Ｈ０は静磁場強度である．このような磁気共鳴現
象を利用して例えば生体の検査診断を行うシステムでは
、上述の共鳴吸収により誘起される上記周波数（共鳴周
波数）と同じ周波数の電磁波を検出し信号処理すること
により、例えば原子核密度、縦緩和時間Ｔ，、横緩和時
間Ｔ２、体液の流れのような組織の動き、あるいは化学
シフトの情報が反映された診断情報、例えば被検体のス
ライス像、を無侵襲で得る． 磁気共鳴による診断情報の収集にあたっては、静磁場中
に配置される被検体のどの部位についても磁気共鳴を励
起して磁気共鳴信号を収集することが可能ではある．し
かしながら、装置を構成する上での制約や臨床上のイメ
ージング部位の要請から、現実の装置では、対象部位を
限定して、特定の部位に対する磁気共鳴の励起とその磁
気共鳴信号の収集とを行うようにしている． この場合、イメージング対象となる特定部位は、一般に
、ある厚さを持ったスライス部位であり、このスライス
部位に生ずる磁気共鳴エコー信号（以下、単に「エコー
信号』と称する）やＦＩＤ　（自由誘導減衰）信号のよ
うな磁気共鳴（ＭＲ）信号を、複数回のエンコード過程
を有する磁気共鳴の励起を実行することにより収集する
．このようにして収集される磁気共鳴データ群を用い、
例えば２次元フーリエ変換法に従って画像再構成処理す
ることにより、上記特定スライス部位の画像を生成する
． このような磁気共鳴イメージング法を利用して、血流速
イメージングを行うことができる．本出願人は、先に、
この種のイメージング法として血流速情報と断層像情報
とを一括して得て血流速像を含む断層像を得る手法を、
特願昭６２−２０４４４７号「磁気共鳴イメージング方
法Ｊ　（昭和６２年８月１８日出願、特開昭６４−４７
９１２号）として提案した．この手法では、血管に直交
する第１のスライス部位を励起してから、所定の時間後
に上記血管を含む第２のスライス部位を画像化する．こ
の場合、上記第１のスライス部位の核スピンによる磁化
が飽和した状態で上記第２のスライス部位に磁気共鳴が
励起される．上記第２のスライス部位が励起されたとき
には、上記第１のスライス部位には磁気共鳴信号がほと
んど生じない．このため、上記第２のスラ、イス部位の
画像には、上記第１のスライス部位に属する部位が欠損
像として示される．このように第１のスライス部位を予
め励起することにより第２のスライス部位の画像に欠損
像を形成させることは「タギングＤａｇｇｉｎｇ）　Ｊ
と称される．このため、上記第２のスライス部位の画像
では、上記所定時間に血流の移動した距離を血管部分の
欠損像の位置と他の動きのない部位の欠損像との位置関
係から知ることができる．上記血流の移動した距離Ｌと
上記第１のスライス部位と第２のスライス部位との励起
時刻のずれ、すなわち移動時間Ｔとに基づき、血流速Ｌ
／Ｔを算出することができる．また、同様の手法により
脳脊髄液（Ｃ　Ｓ　Ｆ）の流速情報も画像化することが
できる．（発明が解決しようとする課題） 上述した在来の手法では、　１つの血管に限らず複数の
血管であっても、その複数の血管が平行であれば、上述
したような一連のイメージング手順を実行することによ
り画像化することができる。　しかしながら、例えば、
腎静脈のように、左腎からの血管と右腎からの血管とが
合流し、しかも左腎（左側の腎臓）に関する情報と右腎
（右側の腎臓）に関する情報とを比較することに意義の
あるような画像化対象にあっては、上述したような一連
のイメージング手順を左腎からの血管について１回と右
腎からの血管についてｌ回と合計２回実行する必要があ
る．このようにした場合、イメージング手順の２回の実
行の間に大きな時間差があり、本来同一時点で比較すべ
き２つの情報の間に大きな時間経過が含まれるので、高
精度の比較を行えない。

また、一連のイメージング手順を２回実行するため、イ
メージングに多くの時間を要し効率が悪い． そこで，本発明の目的は、複数の血管が合流する血管系
の血流速情報のように、ほぼ同じタイくングにて比較す
べき複数個所の、異なる平面を横切る、動きの情報を高
精度且つ高効率で画像化することを可能とする磁気共鳴
イメージング方法および装置を提供することにある．［
発明の構成コ （課題を解決するための手段〉 本発明では、被検体の所定の複数の第１の領域に選択的
に磁気共鳴を励起し、さらに上記選択励起手段により励
起された磁気共鳴が緩和しないうちに上記複数の第１の
領域に交わる少なくとも１つの所定の第２の領域に磁気
共鳴を選択的に励起して上記第２の領域の磁気共鳴信号
を収集し該磁気共鳴信号に基づいて上記第２の領域の磁
気共鳴画像を得る． （作　用） 被検体の所定の複数の第１の領域に選択的に磁気共鳴を
励起し、さらに上記選択励起手段により励起された磁気
共鳴が緩和しないうちに上記複数の第１の領域に交わる
少なくとも１つの所定の第２の領域に磁気共鳴を選択的
に励起して上記第２の領域の磁気共鳴信号を収集し該磁
気共鳴信号に基づいて上記第２の領域の磁気共鳴画像を
得ることにより、上記第２の領域が画像化され、その画
像には上記複数の第ｌの領域が予め励起されたことに伴
う複数の欠損像があらわれる．これら複数の欠損像の位
置に基づいて、複数の組織の移動距離情報と励起時間差
に基づく移動時間情報とにより、上記複数の組織の移動
情報が得られる．これらの移動情報は、同一の画像上に
あらわれるので容易に比較することができ、しかもこれ
らは、　１回のイメージング手順を実行することで得ら
れるので時間差がほとんど無く、よって、高精度の比較
を高効率で行える． （実施例） 以下、本発明による磁気共鳴イメージング装置の実施例
を図面を参照して説明する．第１図に、本発明の第１の
実施例による磁気共鴫イメージング装置の構成を示し、
第２図に、同装置におけるイメージングのパルスシーケ
ンスの１つのエンコード過程を示す． 第１図に示す磁気共鳴イメージング装置は、マグネット
アッセンブリＭ、静磁場電源４、送信器５、受信器６、
Ｘ，　　Ｙ，　　およびＺ勾配磁場電源７，８，および
９、シーケンサ１０、コンビュータシステム１ｌならび
に寝台ｌ２を具備する．マグネットアッセンブリＭは、
静磁場コイル１、勾配磁場コイル２ならびにブローブ３
を有する． 静磁場コイル１は、均一な静磁場を発生するための常電
導または超電導方式による電磁石コイルであり、静磁場
補正用シムコイルが付加されていることもある．勾配磁
場コイル２は、Ｘ，Ｙ，およびＺ軸方向にそれぞれ（通
常線型の）磁場勾配を有するＸ，Ｙ，およびＺ勾配磁場
Ｇｘ，　　ＧＹ，　　およびＧ２を発生するためのコイ
ルである．これらｘ，ｙ，およびＺ勾配磁場Ｇｘ，　　
ＧＹ，　　およびＧ２は、主として、磁気共鳴により誘
起される磁気共鳴信号に、発生部位の位置情報を与える
ために用いられる．プローブ３は、磁気共鳴を励起する
ための高周波回転磁場、すなわち、通常パルス状のエン
ベローブを有する高周波磁場からなるＲＦパルス、を送
信するとともに、磁気共鳴により誘起された磁気共鳴信
号を検出するためのコイル系からなる．プロ一ブ３を構
成するコイル系は、送信専用の送信コイルおよび受信専
用の受信コイルの２種類のコイルにより構成される場合
と、送信と受信に同じコイルを使用する送受信コイルに
より構成される場合とがある．マグネットアセンブリＭ
は、貫通する中空部を有し、該中空部に被検体Ｐを収容
することができるようになっている．イメージング領域
は、上記中空部に形成される．静磁場電源４は、主とし
て、静磁場コイル１に駆動電流を供給し且つ必要ならば
その通電制御を行なう回路を含む．送信器５は、上記プ
ローブ３を介してイメージング領域に配置される被検体
ＰにＲＦパルスを送信する．受信器６は、磁気共鳴によ
り誘起されるＭＲ信号を上記ブローブ３を介して受信す
る，　　Ｘ，　　Ｙ，　　およびＺ勾配磁場電源７，８
，および９は、それぞれＸ，Ｙ，およびＺ軸の勾配磁場
を発生させるための勾配磁場コイル２の励磁制御を行う
．シーケンサ１０は、上記送信器５、Ｘ，　　Ｙ，　　
および２勾配磁場電源７，８，および９、ならびに必要
ならば受信器６を制御して、例えば第２図に示すような
パルスシーケンスを実行する．コンピュータシステムｌ
１は、上記シーケンサ１０および寝台１２を制御すると
ともに受信器６で受信される磁気共鳴信号の信号処理お
よびその結果得られる画像の表示を行う．寝台１２は、
コンピュータシステムｌ１により制御されて、被検体Ｐ
を載置した天板を移動させ、イメージングにあたっての
被検体Ｐの位置調整を行なう．シーケンサ１０を動作さ
せることにより、第２図に示すシーケンスが実行される
．第２図のシーケンスに従って、送信器５が駆動され、
ブローブ３の送信コイルから回転磁場としてのＲＦバル
ス（９０゜バルスまたは１８０”パルス）が被検体Ｐに
印加されるとともに、勾配磁場電源７，８，および９が
駆動されて勾配磁場発生コイル２からＸ勾配磁場Ｇｘ，
Ｙ勾配磁場ＧＹ，および２勾配磁場Ｇ２が、スライス用
勾配磁場Ｇ８，位相エンコード用勾配磁場Ｇ８，および
リード用勾配磁場Ｇ７として被検体Ｐに印加され、被検
体Ｐの特定部位の磁気共鳴信号がプローブ３を介して受
信器６で受信されコンピュータシステム１ｌに収集され
る．第２図のシーケンスを位相エンコード用勾配磁場Ｇ
Ｉ！の振幅を逐次変更しつつ所定回数繰返して実行する
ことにより、スライス画像を得るために必要な磁気共鳴
データ群を得る． 第２図のシーケンスについて詳細に説明する．区間ｔｌ
で、Ｘ勾配磁場Ｇｘをスライス用勾配磁場Ｇ，として被
検体Ｐに印加しつつＲＦパルスとして９０”選択励起パ
ルスからなる第１のプリパルスを被検体Ｐに印加するこ
とにより、例えば、第３図に模式的に示す被検体Ｐのサ
ジタル断面部位Ｓ１に、選択的に磁気共鳴を励起し、引
続き区間ｔ２で、上述と同符号のＸ勾配磁場Ｇｘをスラ
イス用勾配磁場Ｇｌｌとして被検体Ｐに印加しつつＲＦ
パルスとして９０”選択励起パルスからなる第２のプリ
パルスを被検体Ｐに印加することにより、サジタル断面
部位Ｓ２に、選択的に磁気共鳴を励起する。

？つのサジタル断面部位Ｓ■およびＳ２の磁気共鳴の励
起は、同符号のＸ軸勾配磁場Ｇｘをスライス用勾配磁場
Ｇ，として用い、それぞれ異なる中心周波数ｆ０＋ｆ■
およびｆ０−ｆ１を有し且つ同じ帯域周波数△ｆ　（サ
ジタル断面部位Ｓ１およびＳ２のＸ方向の厚み［ｄｅｐ
ｔｈ］に相当する）を有する選択励起パルスである９０
’パルスの印加により行っている（第４図および第５図
参照）．また、第５図に示すように、サジタル断面部位
Ｓ１およびＳ２のサイズおよび位置は、サジタル断面部
位Ｓ１には右腎臓ＲＫの主要部が含まれ、サジタル断面
部位Ｓ２には左腎臓ＬＫの主要部が含まれるように設定
される．これら２つのサジタル断面部位Ｓ１およびＳ２
についての磁気共鳴の励起は、断面部位Ｓ，およびＳ２
についてのスピン磁化を選択的に飽和させ、これらの部
位については次の磁気共鳴の励起により磁気共鳴が励起
されないようにすることを目的としている．このため、
これらの励起による磁気共鳴の緩和（縦緩和）がなるべ
く進まないうちに区間ｔ５以降の過程を実行する。

区間ｔ，で、ＲＦパルスとしての９０゜選択励起パルス
とスライス用勾配磁場Ｇ３としてのＹ勾配磁場ＧＹとを
被検体Ｐに印加して、第３図および第５図に模式的に示
すように被検体Ｐの２つのサジタル断面Ｓ１，Ｓ，に交
差、例えば直交、し，且つ腎静脈ＶＫを含むコロナル断
面Ｓ，に、磁気共鳴を励起する．次に、区間ｔ４で、可
変振幅（勾配強度）の位相エンコード用勾配磁場Ｇ８と
してのＸ軸勾配磁場Ｇｘと、　リード用勾配磁場Ｇ３の
補償用としての２軸勾配磁場Ｇ，（このリード用勾配磁
場Ｇ８の補償用としてのＺ軸勾配磁場Ｇ２はこの時点で
印加する必要がない場合もある）とを被検体Ｐに印加し
、その後に区間ｔ，で、磁気共鳴エコーを生成させるた
めに分散されたスピン磁化を再収束［ｒｅｆｏｃｕｓ］
させるためのＲＦパルスとしての１８０＠パルスとスラ
イス用勾配磁場Ｇ８としてのＹ軸勾配磁場Ｇｙ（このス
ライス用勾配磁場Ｇ．としてのＹ軸勾配磁場ＧＹはこの
時点で印加する必要がない場合もある）とを被検体Ｐに
印加する． さらにその後に、区間ｔ６で、上述した過程により誘起
される磁気共鳴信号としての磁気共鳴エコー信号を、リ
ード用勾配磁場Ｇ，ｔとしてのＺ軸勾配磁場Ｇ２を被検
体Ｐに印加しつつプローブ３を介して収集する． 以上は、イメージングのためのデータ収集における１回
のエンコード過程゛であり，このような一連の過程にお
いて，区間ｔ１〜ｔ２は、２つのサジタル断面部位Ｓ１
およびＳ２に磁気共鳴を励起して当該部位のスピン磁化
を飽和させるための手順ＰＳｌとなり、区間ｔ，〜ｔ６
は、コロナル断面部位Ｓ，に磁気共鳴を励起し且つイメ
ージングのための磁気共鳴データを収集する手順ＰＳ２
となる．そして、この一連の過程を、区間ｔ４のエンコ
ード用勾配磁場ＧＭの振幅（勾配強度）を逐次変化させ
ながら、過程毎にエコー信号を収集する．このようにし
て得られるエコー信号群にフーリエ変換法等の再構成処
理を施すことにより、コロナル断面部位Ｓ，のスライス
画像を得る． 以上のように、本実施例によれば、通常の磁気共鳴励起
／磁気共鳴データ収集手順（区間ｔ，〜ｔ６）ＰＳ２の
実行に先だって、選択飽和手順（区間ｔ１〜ｔ２）Ｐｓ
ｉを実行することにより、第６図に示すように、ディス
プレイ画面１１Ａには、右腎臓ＲＫ　　と左腎臓ＬＫ−
とが欠損像となり、腎静脈の画像ＶＫ−が示されたコロ
ナル断面部位Ｓ，のスライス画像Ｓ！ｌ−が表示される
．　（通常，この画像を表示させる場合、右腎臓ＲＫ−
と左腎臓ＬＫ−とが欠損像となったのでは画像の様子が
把握しにくいので、予め第２図の手順ＰＳ２のみを実行
して得られるコロナル断面部位Ｓ，のスライス画像と重
畳表示させる。　） 右腎臓ＲＫを含むサジタル断面Ｓ，の励起基準時刻をＴ
ＳＩとし，左腎ＲＬＫを含むサジタル断面Ｓ２の励起基
準時刻をＴＳ２とし、腎静脈ＶＫを含むコロナル断面Ｓ
，の励起／データ収集基準時刻をＴＳ３としたとき、Ｔ
ＳＩ〜ＴＳａ間の経過時間ＴＳ１３およびＴＳ２〜ＴＳ
３間の経過時間ＴＳ２３に応じて、第６図に斜線を付し
て示される欠損像ＤＩ１およびＤＩ，が生じる．例えば
、励起基準時刻ＴＳＩにおいて右腎臓ＲＫで磁気共鳴が
励起された血液がその流れにより、励起／データ収集基
準時刻ＴＳ３では図示距離Ｌ４たけ移動したことを示し
ており、この血液の移動部分が欠損ＱＩ）Ｉ，としてあ
らわれる．同様に、励起基準時刻ＴＳ２において左腎臓
ＬＫで磁気共鳴が励起された血液がその流れにより、励
起／データ収集基準時刻ＴＳ３では図示距離Ｌ２だけ移
動したことを示しており、この血液の移動部分が欠損像
Ｄ　Ｉ，としてあらわれる．そして、計算によって、右
腎臓ＲＫから流出する静脈の血流速はＬエ／ＴＳｌ３と
して求められ、左腎臓ＬＫから流出する静脈の血流速は
Ｌ２／Ｔ　Ｓ　２　３として求められる．本実施例によ
れば、左右の腎臓ＬＫ．．ＲＫからの腎静脈ＶＫについ
てほぼ同時刻での血流速情報が得られ且つそれらを一つ
の画面上で比較することができる．　しかもこれらの情
報は、一連のイメージング手順を１回実行することで実
現されるので，上記比較にあたっては、時間差の影響の
少ない高精度の比較を行え、且つ効率よく腎機能の診断
を行うことができる．なお、本発明を実現するためのパ
ルスシーケンスとしては、第２図のパルスシーケンス以
外に、第７図〜第１５図に示すシーケンスも採用するこ
とができる． 第７図に、本発明の第２の実施例におけるパルスシーケ
ンスを示す．この実施例では、第２図のパルスシーケン
スに、血流による位相ずれを補償するための勾配磁場パ
ルス（第７図に斜線を付して示す）を、励起／データ収
集手順ＰＳ２のリード用（Ｇ８）のＺ軸勾配磁場Ｇ２に
、付加している．このシーケンスにより血流による位相
ずれが補償され、精度の高い画像、ひいては高精度の血
流速情報が得られる． 第８図に、本発明の第３の実施例におけるパルスシーケ
ンスを示す．この実施例では、第２図のパルスシー，ケ
ンスにおける飽和手順ＰＳＩに代えて、第８図に飽和手
順ＰＳＩとして示すように、サジタル断面部位Ｓ１およ
びＳ２の選択的な飽和のための磁気共鳴の励起を、異符
号のスライス用（　Ｃ　Ｓ　）のＸ軸勾配磁場Ｇｘと、
同じ帯域周波数△ｆで且つ同じ中心周波数ｆ　０＋　ｆ
　，である９０”バルスとの印加により行なう． 第９図に、本発明の第４の実施例におけるパルスシーケ
ンスを示す．この実施例では、第８図のパルスシーケン
スに、血流の流れによる位相ずれを補償するための勾配
磁場パルス（第９図に斜線を付して示す）を、励起／デ
ータ収集手順ＰＳ２のリード用（Ｇ８）のＺ軸勾配磁場
Ｇ２に、付加している． 第ＩＯ図に、本発明の第５の実施例におけるパルスシー
ケンスを示す。この実施例では、第２図のパルスシーケ
ンスにおける励起／データ収集手順ＰＳ２に代えて、第
１０図に励起／データ収集手順ＰＳ２”として示すよう
に、　１８？゜パルスを用いないでリード用勾配磁場Ｇ
■の反転により磁気共鳴エコーを生じさせるグラディエ
ント・フィールド・エコー法（ＦＥ法）を用いている．
なお、第２図および第７図〜第９図における励起／デー
タ収集手順ＰＳ２は、　ｌ８０゜パルスにより磁気共鳴
エコーを発生させるパルス・スピン・エコー法（ＳＥ法
）を用いている． 第１１図に、本発明の第６の実施例におけるパルスシー
ケンスを示す．この実施例では、第１０図のパルスシー
ケンスに、血流による位相ずれを補償する勾配磁場パル
ス（第１１図に斜線を付して示す）を、励起／データ収
集手順Ｐ３２７のリード用（Ｇｌｔ）のＺ軸勾配磁場Ｇ
２に付加している． 第１２図に、本発明の第７の実施例におけるパルスシー
ケンスを示す．この実施例では、第１０図のパルスシー
ケンスにおける飽和手順ＰＳｌに代えて、第１２図に示
すように第８図と同様の飽和手順ｐｓｔ−、すなわちサ
ジタル断面部位Ｓ１およびＳ２の選択的な飽和のための
磁気共鳴の励起を、異符号のスライス用（Ｇ，）のＸ軸
勾配磁場ＧＸと、同じ帯域周波数Δｆで且つ同じ中心周
波数ｆ　０＋　ｆ　１である９０”パルスとの印加によ
り行なう手順を用いる。

第１３図に、本発明の第８の実施例におけるパルスシー
ケンスを示す．この実施例では、第ｌ２図のパルスシー
ケンスに、血流による位相ずれを補償する勾配磁場パル
ス（第１３図に斜線を付して示す）を、励起／データ収
集手順ＰＳｒのリード用（Ｇ８）のＺ軸勾配磁場Ｇｚに
付加している． なお，上述の各実施例において、プリパルスによる複数
部位の選択励起時にスライス用として印加する勾配磁場
の振幅すなわち勾配強度は一定とし、プリパルスのキャ
リア周波数を異ならせることで、飽和される部位を異な
らせるようにしたが、プリパルスの周波数を一定とし、
勾配磁場の振幅を異ならせることで、飽和される部位を
異ならせるようにすることもできる．また，プリパルス
による複数部位の選択励起時にスライス用として印加す
る勾配磁場の向きは同一方向または逆方向としたが、例
えば複数の勾配磁場の合成磁場を用いるなどして該勾配
磁場の向きを飽和させようとする部位毎に異ならせるよ
うにすれば、イメージングの結果得られるスライス画像
上で互いに平行でない複数の領域を選択的に飽和させる
こともできる．上述の実施例では、選択的に飽和させる
べき複数の領坂　すなわちサジタル断面部位Ｓ１および
Ｓ２を、それぞれ個別に選択励起することにより２回の
選択励起で飽和させるようにしていたが、選択的に飽和
させるべき複数の領域が互いに平行なスライス部位であ
れば、これらを同時に選択飽和させることができる． このように，サジタル断面部位Ｓ１およびＳ２を同時に
選択飽和させる本発明の第９の実施例におけるパルスシ
ーケンスを第１４図に示す．この場合、周波数ｆ０＋ｆ
ｔの成分と周波数ｆ０−ｆ１の成分とが合成されたキャ
リアを用（Ｘた周波数ｆ０±ｆ１のプリパルスとスライ
ス用（Ｇ３）のＸ軸勾配磁場ＧＸとを用いて、１回のプ
リパルスの印加で、サジタル断面部位Ｓ，およびＳ２を
選択的に飽和させることができる．したがって、サジタ
ル断面部位Ｓ１と８２との励起／飽和のタイくングにず
れが生じることがなく、コロナル断面ＳＳのスライス画
像にあらわれる両部位ＳエおよびＳ２の欠損像によれば
非常に正確な血流情報の比較が容易に行える．第１５図
に、第１４図と同様の選択励起の手法を第１０図の実施
例に対して適用した本発明の第１０の実施例におけるパ
ルスシーケンスを示す．この場合も、周波数ｆ０＋ｆ１
の成分と周波数ｆ　０−　ｆ　１の成分とが合成された
キャリアを用いた周波数ｆ０±ｆ１のプリパルスとスラ
イス用（Ｇ，）のＸ軸勾配磁場Ｇｘとを用いて、　１回
のプリパルスの印加で、サジタル断面部位Ｓ１およびＳ
２を選択的に飽和させる． 上述の実施例では，タギングのために励起されるサジタ
ル断面部位ＳエおよびＳ２を、これらの領域にそれぞれ
左および右の腎臓全体が含まれるように設定したが、例
えば腎静脈の血流速情報を比較することが目的であるな
らば、少なくとも左および右の腎臓から静脈が流出する
部分のみを含む薄いスライス部位としてもよい。

以上の実施例では、左右の腎臓および腎静脈についての
血流速の画像化について説明しているが、本願発明は、
これに限定されるものではなく、複数の血管が合流する
ような血管系のように、比較することに意義のある複数
部位の動きの情報の画像化のすべてについて適用可能で
ある． 比較すべき動き情報の数によっては、プリパルスを用い
て飽和させる領域を、２つに限らず、３つ以上として実
施することも可能である．また、プリパルスは、必ずし
も９０”パルスに限らずそれに近いフリップ角を有する
高周波パルスであればよい．例えば、イメージング部位
の励起の際の磁化ベクトルの角度が９０”近傍となるよ
うにするには、　９０゜より若干大きなフリップ角とす
ればよい． ［発明の効果］ 本発明によれば、被検体の所定の複数の第１の領域に選
択的に磁気共鳴を励起し、さらに上記選択励起手段によ
り励起された磁気共鳴が緩和しないうちに上記複数の第
１の領域に交わる少なくとも１つの所定の第２の領域に
磁気共鳴を選択的に励起して上記第２の領域の磁気共鳴
信号を収集し該磁気共鳴信号に基づいて上記第２の領域
の磁気共鳴画像を得る．その結果，上記第２の領域が画
像化され、その画像には上記複数の第１の領域が予め励
起されたことに伴う複数の欠損像があらわれるので、こ
れら複数の欠損像の位置に基づいて複数の組織の移動距
離情報と励起時間差に基づく移動時間情報とにより、上
記複数の組織の移動情報が得られる．これらの移動情報
は、同一の画像上にあらわれるので容易に比較すること
ができ、　しかもこれらは、　１回のイメージング手順
を実行することで得られるので時間差がほとんど無く、
よって、高精度の比較を高効率で行える．

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の第１の実施例による磁気共鳴イメー
ジング装置の構成例を示すブロック図、第２図は、第１
図に示した本発明の第１の実施例におけるパルスシーケ
ンスの１回のエンコード過程を示すタイミングチャート
、第３図は、上記第１の実施例を説明するための被検体
の磁気共鳴励起部位を模式的に示す図、第４図は、上記
第１の実施例を説明するための選択飽和領域を模式的に
示す図、第５図は、上記第１の実施例を説明するための
選択飽和領域と磁気共鳴データ収集領域と被検体の腎臓
および腎静脈との対応関係を示す模式図、第６図は、上
記第１の実施例を説明するための表示画像の例を示す模
式図、第７図〜第１５図は、それぞれ本発明の第２〜第
ｌＯの実施例を示すパルスシーケンスの１回のエンコー
ド過程を示す図である。 Ｍ・・・マグネットアッセンブリ、　１・・・静磁場コ
イル、２・・・勾配磁場コイル、３・・・プローブ、４
・・・静磁場電源、５・・・送信器、６・・・受信器、
７，８，９・・・Ｘ，　　Ｙ，　　Ｚ勾配磁場電汲　１
０・・・シーケンサ、１１・・・コンピュータシステム
、１　２・・・寝台。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）被検体の所定の複数の第１の領域に選択的に磁気
   共鳴を励起する選択励起ステップと、上記選択励起ステ
   ップで励起された磁気共鳴が緩和しないうちに上記複数
   の第１の領域に交わる少なくとも１つの所定の第２の領
   域に磁気共鳴を選択的に励起して磁気共鳴信号を収集し
   該磁気共鳴信号に基づいて上記第２の領域の磁気共鳴画
   像を得るイメージングステップと を具備する磁気共鳴イメージング方法。 （２）上記選択励起ステップは、複数の異なる周波数の
   キャリアを含む高周波選択励起パルスからなるプリパル
   スと勾配磁場パルスとを被検体に印加するステップを含
   む請求項１の方法（３）上記選択励起ステップは、高周
   波選択励起パルスからなるプリパルスと勾配磁場パルス
   との組合せを、上記プリパルスのキャリア周波数および
   勾配磁場パルスの少なくとも一方を逐次異ならせて被検
   体に複数回印加するステップを含む請求項１の方法。 （４）被検体の所定の複数の第１の領域に選択的に磁気
   共鳴を励起するための選択励起手段と、上記選択励起手
   段により励起された磁気共鳴が緩和しないうちに上記複
   数の第１の領域に交わる少なくとも１つの所定の第２の
   領域に磁気共鳴を選択的に励起して磁気共鳴信号を収集
   し該磁気共鳴信号に基づいて上記第２の領域の磁気共鳴
   画像を得るためのイメージング手段とを具備する磁気共
   鳴イメージング装置 （５）上記選択励起手段は、複数の異なる周波数のキャ
   リアを含む高周波選択励起パルスからなるプリパルスと
   勾配磁場パルスとを被検体に印加するための手段を含む
   請求項４の装置 （６）上記選択励起手段は、高周波選択励起パルスから
   なるプリパルスと勾配磁場パルスとの組合せを、上記プ
   リパルスのキャリア周波数および勾配磁場パルスの少な
   くとも一方を逐次異ならせて被検体に複数回印加するた
   めの手段を含む請求項４の装置。 （７）被検体の所定の複数の第１の領域に選択的に磁気
   共鳴を励起し、当該領域の磁化を飽和させるための選択
   飽和手段と、 上記選択飽和手段により磁化が飽和している状態で上記
   複数の第１の領域に交わる少なくとも１つの所定の第２
   の領域に磁気共鳴を選択的に励起して磁気共鳴信号を収
   集し該磁気共鳴信号に基づいて上記第２の領域の磁気共
   鳴画像を得るためのイメージング手段と を具備する磁気共鳴イメージング装置。