JPH07148140A - Method to measure spin-lattice relaxation period - Google Patents

Method to measure spin-lattice relaxation period

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JPH07148140A
JPH07148140A JP6183832A JP18383294A JPH07148140A JP H07148140 A JPH07148140 A JP H07148140A JP 6183832 A JP6183832 A JP 6183832A JP 18383294 A JP18383294 A JP 18383294A JP H07148140 A JPH07148140 A JP H07148140A
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JP
Japan
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pulse
magnetic field
blood
spin
field gradient
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JP6183832A
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Japanese (ja)
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Charles L Dumoulin
チャールズ・ルシアン・ダモーリン
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General Electric Co
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General Electric Co
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    • G—PHYSICS
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Abstract

PURPOSE: To measure the spin grid relaxation time of a subject by using the sequence of radio frequency puses and magnetic field gradient pulse in a magnetic resonance imaging device. CONSTITUTION: By first the longitudinal spin magnetization is inverted by inverting RF pulses, and secondly by using a sub-sequence in which a series of detecting RF pulses 130 is included, the spin grid relaxation time is determined by detecting the recovery of the magnetization. While the inverting pulse is applied to the whole of a tested body, the detecting pulse is applied only to a selected part of the subject. In the case of measuring the spin grid relaxation time of moving blood, the blood in a detected area is replaced for the respective detecting pulse by the movement of blood, so that the measurement accuracy is heightened and after one inverting pulse, many detecting pulses can be detected. Accordingly, the renal function in the individual kidneys can be evaluated by using the sub-sequency in a living body.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【発明の背景】BACKGROUND OF THE INVENTION

【０００２】[0002]

【発明の分野】この発明は核磁気共鳴分光法及び磁気共
鳴（ＭＲ）イメージングの分野、更に具体的に云えば、
縦方向スピン緩和時間の測定及び腎機能の生体内での評
価に関する。FIELD OF THE INVENTION This invention relates to the field of nuclear magnetic resonance spectroscopy and magnetic resonance (MR) imaging, and more specifically,
Measurement of longitudinal spin relaxation time and evaluation of renal function in vivo.

【０００３】[0003]

【従来の技術】現在、生体内スピン格子緩和時間の測定
は診断用放射線技術で役に立つ手順である。こう云う手
順では、被検体が磁石の中に配置されて、被検体の共鳴
する原子核又は「核スピン」に縦方向スピン磁化を発生
させる。最も普通に使われる手順（反転回復と呼ばれ
る）では、この磁化が、縦方向スピン磁化を１８０°章
動させることの出来る無線周波パルスを印加することに
よって反転される。被検体の核スピンの磁化が反転した
時、それが反転していない平衡状態に自発的に復帰す
る。平衡状態への復帰は核スピンの分子環境の特性であ
る半減期を持つ指数関数形で起こる。この半減期に縦方
向スピン緩和時間Ｔ1 と云う名前がつけられる場合が多
い。2. Description of the Prior Art In vivo measurement of spin lattice relaxation time is a useful procedure in diagnostic radiology. In these procedures, the analyte is placed in a magnet to generate longitudinal spin magnetization in the resonant nuclei or "nuclear spins" of the analyte. In the most commonly used procedure, called reversal recovery, this magnetization is reversed by applying a radio frequency pulse that can nutate the longitudinal spin magnetization by 180 °. When the magnetization of the nuclear spins of the subject is reversed, it spontaneously returns to the equilibrium state where it is not reversed. The return to equilibrium occurs in an exponential form with a half-life characteristic of the molecular environment of nuclear spins. This half-life is often named as the longitudinal spin relaxation time T 1 .

【０００４】平衡状態（即ち完全に緩和された状態）へ
復帰する際、縦方向磁化は直接的に検出することが出来
ない。しかし、標本化用ＲＦパルスを印加することによ
り、縦方向磁化の瞬時的な値を測定することが出来る。
この標本化用ＲＦパルスが縦方向磁化を横平面に章動さ
せ、こうして横方向スピン磁化を作る。９０°の章動を
加えることにより、最大の横方向スピン磁化が発生され
る。縦方向磁化と異なり、横方向スピン磁化は、被検体
の近くに配置された受信コイルに信号を誘起することが
出来る。一旦横方向スピン磁化が発生されると、選ばれ
た強度及び持続時間を持つ磁界勾配パルスを使って、そ
れに位相シフトを起こさせることが出来る。こう云う勾
配によって誘起された位相シフトが、磁石内でのスピン
磁化の位置を符号化する。ＲＦ及び磁界勾配パルスの順
序を繰り返し、磁界勾配の強度のある集団に応答してＭ
Ｒ信号を収集することにより、スピン磁化の分布の２次
元又は３次元の像を作ることが出来る。Upon returning to the equilibrium state (ie, the fully relaxed state), longitudinal magnetization cannot be detected directly. However, by applying the sampling RF pulse, the instantaneous value of the longitudinal magnetization can be measured.
This sampling RF pulse nutates the longitudinal magnetization into the transverse plane, thus creating transverse spin magnetization. Maximum transverse spin magnetization is generated by applying a nutation of 90 °. Unlike longitudinal magnetization, transverse spin magnetization can induce a signal in a receiving coil located near the subject. Once the transverse spin magnetization has been generated, it can be phase-shifted with magnetic field gradient pulses of selected intensity and duration. The phase shift induced by these gradients encodes the position of spin magnetization within the magnet. Repeating the sequence of RF and magnetic field gradient pulses, M in response to a strong population of magnetic field gradients
By collecting the R signal, a two-dimensional or three-dimensional image of the distribution of spin magnetization can be created.

【０００５】従来利用し得る方法を用いてＴ1 を生体内
で測定するには、長い収集時間を要するのが典型的であ
った。これは、回復の半減期を正確に決定する為に、反
転用パルスの後の幾つもの時点で縦方向磁化を測定しな
ければならないからである。回復過程の間、１つの標本
化用パルスしか使うことが出来ない。これは、標本化用
パルスを印加すると、縦方向スピン磁化が乱され、こう
してこの後の標本化用パルスによって発生される測定値
の完全さが損なわれるからである。更に、縦方向スピン
磁化の完全な回復が各々の標本化用パルスの後に起こる
時、最善の結果が得られる。生体内の用途では、完全な
緩和に要する時間は１５００乃至５０００ ｍｓであ
る。これは大抵の生体内のＴ1 の値が３００乃至１００
０ ｍｓであるからである。像内の各々の画素に対する
Ｔ1 の測定には、各々の反転用パルスの後、何回かの標
本化（典型的には４−８回）に対し、（典型的には２５
６×２５６の解像度で）像を構成するのに十分なデータ
を収集しなければならないので、１時間と云う長い検査
時間を要することがある。In vivo measurements of T 1 using previously available methods have typically required long collection times. This is because the longitudinal magnetization must be measured at several points after the inversion pulse in order to accurately determine the half-life of recovery. Only one sampling pulse can be used during the recovery process. This is because the application of the sampling pulse disturbs the longitudinal spin magnetization, thus impairing the integrity of the measurements produced by the subsequent sampling pulse. Furthermore, best results are obtained when full recovery of the longitudinal spin magnetization occurs after each sampling pulse. For in vivo applications, the time required for complete relaxation is 1500 to 5000 ms. This is because most living organisms have T 1 values of 300 to 100.
This is because it is 0 ms. The measurement of T 1 for each pixel in the image is (typically 25) for several samplings (typically 4-8) after each inversion pulse.
As long as enough data has to be collected to construct the image (at 6x256 resolution), a long inspection time of 1 hour may be required.

【０００６】ザ・ソサイエティ・オブ・マグネティック
・レゾナンス・イン・メディスン１９９２年、第１１回
年次総会紀要第４３４頁所載のカンポー他の論文に記載
されている生体内のＴ1 を測定する別の方法は、一連の
スライス選択性反転用パルスを用いる。こう云うパルス
が、収集されるＭＲ像の像平面に対して直交するように
配置されたスライスを励振する。こうして磁化の反転さ
れた各々のスライスは独特な場所にあり、この各々の反
転用パルスの印加より後の時刻に、イメージングパルス
シーケンスの横方向スピン磁化を生じさせるパルスが印
加される。収集された像が均質なＴ1 の比較的大きな特
徴物（例えば、大きな骨格の筋肉）を持つ場合、得られ
る像は、各々が検出用パルスを印加するより前の選ばれ
た時刻に於けるスピンの反転によって生じた一連の縞を
含む。この時、選ばれた像の特徴物のＴ1 の値は、各々
の反転遅延時間に対応する各々の縞に於ける画素の強度
を測定し、その結果を指数関数方程式に当てはめて、速
度定数Ｔ1 を決定することによって決めることが出来
る。この方法は比較的早いが、選ばれた血管内の血液の
様な小さな特徴物のＴ1 の測定には適していない。この
方法は、動く血液のＴ 1 の測定にも余り適さない。これ
は、各々の選択性反転用パルスと検出用パルスの間の期
間中の血液の動きが、血液の反転されたスピンの塊の混
合を生ずるからである。The Society of Magnetic
・ Resonance in Medicine, 1992, 11th session
Described in Kampo et al.'S paper on page 434 of the Annual Meeting
In the living body1Another way to measure
A pulse for slice selective inversion is used. Such a pulse
So that it is orthogonal to the image plane of the acquired MR image
Excite the placed slices. Thus the magnetization is reversed
Each slice is in a unique place,
At the time after the application of the diversion pulse, the imaging pulse
The pulse that causes the transverse spin magnetization of the sequence is marked.
Be added. The image collected is homogeneous T1A relatively large feature of
Obtained if you have a signature (eg large skeletal muscles)
Images are selected prior to each applying a detection pulse.
A series of stripes caused by spin reversal at different times
Including. At this time, the T of the selected image feature1The value of
Intensity of each pixel in each fringe corresponding to the inversion delay time
And apply the result to the exponential equation to
Degree constant T1Can be decided by
It This method is relatively fast, but it can
Such a small feature T1Is not suitable for measuring. this
The method is moving blood T 1Not very suitable for measuring. this
Is the period between each selective inversion pulse and the detection pulse.
The movement of the blood throughout the period is due to the mixing of clots of inverted spin of blood.
This is because it causes

【０００７】腎機能を評価するのに使われている現在の
臨床方式は、クリアランス（ｃｌｅａｒａｎｅ）の考え
に基づいている。通常の定常状態では、クレアチニンの
毎日の生産量はその毎日の***量に等しく、こうして血
清クレアチニンが狭い範囲内に調整される。この為、臨
床医は血清クレアチニン濃度だけを腎糸球体濾過率（Ｇ
ＦＲ；Ｇｌｏｍｅｒｕｌａｒ Ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ
Ｒａｔｅ）の推定値として使う場合が多い。しかし、こ
の方法は精度が限られており、片側だけの腎臓病の存在
は検出出来ないのが普通である。この試験は、ＧＦＲに
５０％の減少が存在しても、正常な血清クレアチニン濃
度を検出することがあるから、腎機能不全が誤診される
ことがある。The current clinical modalities used to assess renal function are based on the idea of clearance. In normal steady state, the daily production of creatinine is equal to its daily excretion, thus regulating serum creatinine within a narrow range. For this reason, clinicians use only the serum creatinine concentration as the renal glomerular filtration rate (G
FR; Glomerular Filtration
Often used as an estimate of Rate). However, this method has limited accuracy and cannot usually detect the presence of kidney disease on one side only. This test may detect normal serum creatinine levels even in the presence of a 50% reduction in GFR, and thus may lead to misdiagnosis of renal insufficiency.

【０００８】現在、腎機能の評価の様な用途に使う為、
動く液体の縦方向スピン緩和時間を測定する非侵入形の
方法に対する要望がある。At present, since it is used for purposes such as evaluation of renal function,
There is a need for a non-intrusive method for measuring the longitudinal spin relaxation time of moving liquids.

【０００９】[0009]

【発明の目的】この発明の目的は、縦方向スピン緩和時
間Ｔ1 の測定を敏速に行なうことが出来る方式を提供す
ることである。この発明の別の目的は、選ばれた血管内
の血液のＴ1 を測定する方式を提供することである。OBJECT OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a method capable of promptly measuring the longitudinal spin relaxation time T 1 . Another object of the invention is to provide a method for measuring the T 1 of the blood in the chosen vessel.

【００１０】この発明の別の目的は、動く一容積の血液
のＴ1 の測定と同時に、同じ血の容積から血液速度の測
定も行なう様な方法を提供することである。この発明の
別の目的は、動く血液のＴ1 の測定が腎機能の評価に用
いられる様な方法を提供することである。Another object of the present invention is to provide a method for simultaneously measuring T 1 of a moving volume of blood and simultaneously measuring blood velocity from the same volume of blood. Another object of this invention is to provide such a method in which the T 1 measurement of moving blood is used to assess renal function.

【００１１】[0011]

【発明の要約】この発明では、被検体が磁気共鳴イメー
ジング（ＭＲＩ）装置内に配置される。次に、この発明
の反転回復ＭＲパルスシーケンスを使って動く血液のＴ
1 を測定する。このパルスシーケンスは反転用パルスを
用いる。反転用パルスは空間的に選択性ではなく、被検
体の選ばれた部分内にある全ての核スピンを反転する。
反転用パルスの後に、縦方向磁化を９０°章動させる一
連の検出用パルスが続く。こう云う検出用パルスは空間
選択性であり、この発明では、スライスの輪郭を有す
る。各々の検出用パルスが被検体内の同じ場所に印加さ
れる。この場所は、血液が流れている選ばれた血管を横
断する様に選ばれる。被検体内の全ての血液が反転した
縦方向スピン磁化を持ち、血液の動きによって、各々の
検出用パルスの後の検出されるスライス中の血液が置き
換えられるから、縦方向スピン磁化が正確に標本化され
る。更に、縦方向スピン磁化の標本化は、回復過程の
間、従来の方法の様に１回ではなく、複数回（Ｎ回）行
なわれる。この結果、合計の走査時間が１／Ｎに短縮さ
れる。SUMMARY OF THE INVENTION In the present invention, a subject is placed in a magnetic resonance imaging (MRI) device. Next, the T of moving blood using the inversion recovery MR pulse sequence of the present invention is used.
Measure 1 . This pulse sequence uses inversion pulses. The inversion pulse is not spatially selective and inverts all nuclear spins within a selected portion of the subject.
The inversion pulse is followed by a series of detection pulses that nutate the longitudinal magnetization by 90 °. These detection pulses are spatially selective and in the present invention have slice contours. Each detection pulse is applied to the same location in the subject. This location is chosen to traverse selected blood vessels where blood is flowing. All blood in the subject has inverted longitudinal spin magnetization, and movement of blood replaces blood in the detected slice after each detection pulse, so the longitudinal spin magnetization is accurate. Be converted. Furthermore, the sampling of the longitudinal spin magnetization is performed multiple times (N times) during the recovery process, rather than once as in conventional methods. As a result, the total scanning time is reduced to 1 / N.

【００１２】この発明の１実施例では、速度符号化（ｖ
ｅｌｏｃｉｔｙ ｅｎｃｏｄｉｎｇ）磁界勾配パルスが
パルスシーケンスに取り入れられて、血液のＴ1 の測定
と同時に、血液の速度の測定が出来る様にする。この発
明の新規なパルスシーケンスは、腎臓の１種類の血液循
環機能の評価に使うことが出来る。例えば、ガドリニウ
ム・ジエチレン・トリアミン・ペンタ酢酸（Ｇｄ−ＧＴ
ＰＡ）の様なＭＲ造影剤（ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｇｅｎ
ｔ）を被検体に注入した後、被検体の腎臓を通して造影
剤を***する。造影剤の腎臓による濾過効率又は濾過割
合（ＦＦ；Ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ Ｆｒａｃｔｉｏｎ）
は、（それが腎臓を通過する前の）動脈系及び腎臓血管
内の血液のＴ1 を測定することによって、導き出すこと
が出来る。濾過割合の測定を腎臓血管に於ける血液速度
の測定と組み合わせると、腎糸球体濾過率（ＧＦＲ）を
決定することが出来る。In one embodiment of the invention, rate coding (v
A magnetic field gradient pulse is incorporated into the pulse sequence to allow measurement of blood velocity at the same time as measurement of blood T 1 . The novel pulse sequence of this invention can be used to assess one type of blood circulation function of the kidney. For example, gadolinium diethylene triamine pentaacetic acid (Gd-GT
MR contrast agent (PA) such as contrast agent
After injecting t) into the subject, the contrast agent is excreted through the kidney of the subject. Filtration efficiency or filtration ratio (FF: Filtration Fraction) of kidney by contrast agent
Can be derived by measuring the T 1 of blood in the arterial system (before it passes through the kidney) and in the renal vessels. Combining the measurement of filtration rate with the measurement of blood velocity in the renal blood vessels can determine the renal glomerular filtration rate (GFR).

【００１３】この発明の新規と考えられる特徴は特許請
求の範囲に具体的に記載してあるが、この発明自体の構
成、作用並びにその他の目的及び利点は、以下図面につ
いて説明する所から最もよく理解されよう。Although the features of the present invention which are considered novel are specifically described in the appended claims, the structure, operation and other objects and advantages of the present invention are best understood from the following description of the drawings. Be understood.

【００１４】[0014]

【発明の詳しい説明】この発明のこの実施例では、被検
体が磁気共鳴イメージング装置の磁石の中に配置され
る。次に、縦方向スピン緩和時間Ｔ1 の測定を希望する
領域がオペレータによって定められる。この為には、例
えば普通のＭＲイメージング順序の助けを借りる。その
後、パルスシーケンスを印加し、データを解析する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION In this embodiment of the invention, the subject is placed in the magnet of a magnetic resonance imaging apparatus. Next, the operator defines a region in which the measurement of the longitudinal spin relaxation time T 1 is desired. For this purpose, for example, with the help of a conventional MR imaging sequence. Then, a pulse sequence is applied and the data is analyzed.

【００１５】図１は、こゝで説明する発明に使うのに適
した磁気共鳴（ＭＲ）イメージング装置の主な部品の簡
略ブロック図である。装置は汎用ミニコンピュータ２
が、ディスク記憶装置２ａ及びインターフェース装置２
ｂに機能的に結合されることによって構成される。無線
周波（ＲＦ）発信器３、信号平均装置４、及び勾配電源
５ａ、５ｂ、５ｃが何れもインターフェース装置２ｂを
介してコンピュータ２に結合される。勾配電源５ａ、５
ｂ、５ｃが、勾配コイル１２−１、１２−２、１２−３
を付勢して、磁界勾配ＧX 、ＧY 、ＧZ をイメージング
しようとする被検体にわたってＸ、Ｙ、Ｚ方向に夫々発
生する。ＲＦ発信器３はコンピュータ２からのパルス包
絡線によってゲートされて、被検体からのＭＲ応答信号
を励振するのに必要な変調を持つＲＦパルスを発生す
る。ＲＦパルスがＲＦ電力増幅器６で、イメージング方
法によって変わるが、１００ワットから数キロワットま
で変化するレベルまで増幅され、発信コイル１４−１に
印加される。全身用イメージングにおける様な大きなサ
ンプル容積に対しては、並びに一層大きいＮＭＲ周波数
帯域幅を励振する為に持続時間の短いパルスを必要とす
る場合には、高い電力レベルが必要である。FIG. 1 is a simplified block diagram of the major components of a magnetic resonance (MR) imaging device suitable for use in the invention described herein. The device is a general-purpose minicomputer 2
However, the disk storage device 2a and the interface device 2
It is configured by being functionally coupled to b. A radio frequency (RF) oscillator 3, a signal averaging device 4, and gradient power supplies 5a, 5b, 5c are all coupled to the computer 2 via an interface device 2b. Gradient power supply 5a, 5
b and 5c are gradient coils 12-1, 12-2, 12-3
To generate magnetic field gradients G X , G Y , and G Z in the X, Y, and Z directions over the subject to be imaged. The RF oscillator 3 is gated by the pulse envelope from the computer 2 to generate RF pulses with the necessary modulation to excite the MR response signal from the subject. The RF pulse is amplified by the RF power amplifier 6 to a level varying from 100 watts to several kilowatts and applied to the transmission coil 14-1 depending on the imaging method. High power levels are required for large sample volumes, such as in whole body imaging, and when short duration pulses are required to excite a larger NMR frequency bandwidth.

【００１６】ＭＲ応答信号が受信コイル１４−２で感知
され、低雑音前置増幅器９で増幅され、受信器１０に送
られて更に増幅、検波及びフィルタ作用が行なわれる。
その後、信号がディジタル化されて、信号平均装置４に
よって平均され、コンピュータ２によって処理される。
前置増幅器９及び受信器１０は、能動形ゲート作用又は
受動形フィルタ作用により、送信の際のＲＦパルスから
保護される。The MR response signal is sensed by the receiving coil 14-2, amplified by the low noise preamplifier 9 and sent to the receiver 10 for further amplification, detection and filtering.
The signal is then digitized, averaged by the signal averaging device 4 and processed by the computer 2.
The preamplifier 9 and the receiver 10 are protected from RF pulses during transmission by active gating or passive filtering.

【００１７】コンピュータ２が、ＭＲパルスに対するゲ
ート作用及び包絡線変調、前置増幅器及びＲＦ電力増幅
器の消去、及び勾配電源に対する電圧波形を供給する。
コンピュータは、フーリエ変換、像の再構成、データの
フィルタ作用、像の表示及び記憶の機能（これら全ては
普通のものであって、この発明の範囲外である）の様な
データ処理をも行なう。Computer 2 provides gating and envelope modulation for MR pulses, preamplifier and RF power amplifier cancellation, and voltage waveforms for the gradient power supplies.
The computer also performs data processing such as Fourier transformation, image reconstruction, data filtering, image display and storage functions (all of which are conventional and outside the scope of the invention). .

【００１８】発信コイル１４−１及び受信ＲＦコイル１
４−２は、希望によっては、１個のコイルで構成しても
よい。この代わりに、電気的に直交する２つの別々のコ
イルを使ってもよい。後者の形式は、パルス発信の間、
受信器に対するＲＦパルスの侵入が減少すると云う利点
がある。何れの場合も、コイルは、磁石手段１１によっ
て発生される静磁界Ｂ0 の方向に対して直交している。
コイルは、ＲＦ遮蔽ケージに封入することにより、装置
の他の部分から隔離することが出来る。Transmitting coil 14-1 and receiving RF coil 1
4-2 may be composed of one coil if desired. Alternatively, two separate coils that are electrically orthogonal may be used. The latter form is
The advantage is that RF pulse penetration into the receiver is reduced. In each case, the coil is orthogonal to the direction of the static magnetic field B 0 generated by the magnet means 11.
The coil can be isolated from the rest of the device by encapsulating it in an RF shielding cage.

【００１９】磁界勾配コイル１２−１、１２−２、１２
−３が、サンプル容積にわたって単調で直線的である勾
配ＧX 、ＧY 、ＧZ を夫々発生するのに必要である。幾
つもの値を持つ勾配磁界により、像の重大な人為効果
（アーチファクト）を招く、エイリアシングの名前で知
られている劣化がＭＲ応答信号データに生ずる。勾配が
直線的でないと、像の幾何学的な歪みが生ずる。Magnetic field gradient coils 12-1, 12-2, 12
-3 is needed across the sample volume monotonically with a linear gradient G X, G Y, to respectively generate G Z. The multi-valued gradient field causes a degradation in the MR response signal data, known as aliasing, which leads to significant image artifacts. If the gradient is not linear, geometric distortion of the image will occur.

【００２０】図２に略図で示す磁石集成体１１が中心の
円筒形中孔１１ａを持ち、それが典型的には軸方向、又
はデカルト座標のＺ方向に静磁界Ｂ0 を発生する。図１
に示したコイル１２−１、１２−２、１２−３の様な１
組のコイル１２が、入力接続部１２ａを介して電気信号
を受取り、中孔１１ａの容積内に少なくとも１つの勾配
磁界を発生する。中孔１１ａの中にはＲＦコイル１４も
配置されており、これが少なくとも１つの入力ケーブル
１４ａを介してＲＦエネルギを受け取って、典型的には
Ｘ−Ｙ平面内にＲＦ磁界ｂ1 を発生する。The magnet assembly 11 shown diagrammatically in FIG. 2 has a central cylindrical bore 11a, which typically produces a static magnetic field B 0 in the axial direction or in the Z direction of the Cartesian coordinates. Figure 1
1 such as coils 12-1, 12-2, 12-3 shown in
The set of coils 12 receives an electrical signal via the input connection 12a and produces at least one gradient magnetic field within the volume of the bore 11a. Also located within bore 11a is an RF coil 14, which receives RF energy via at least one input cable 14a and typically produces an RF magnetic field b 1 in the XY plane.

【００２１】図３は、図１及び２のＭＲイメージング装
置によって実施し得るこの発明の第１の実施例で用いら
れる無線周波及び磁界勾配を示すパルスシーケンスの線
図である。パルスシーケンス１００は非選択性反転用Ｒ
Ｆパルス１１０を持ち、これが磁気共鳴装置の励振無線
周波コイルの範囲内にある全てのスピン磁化を実質的に
反転する。この発明のこの実施例では、反転用ＲＦパル
ス１１０は、磁界勾配パルスを同時に印加せずに印加さ
れる。反転の容積を制限したい場合、周知の形で、反転
用パルスと同時に磁界勾配パルスを印加することが出来
る。FIG. 3 is a diagram of a pulse sequence showing the radio frequency and magnetic field gradients used in the first embodiment of the invention that may be implemented by the MR imaging system of FIGS. The pulse sequence 100 is R for non-selective inversion.
It has an F-pulse 110, which substantially reverses all spin magnetization within the excitation RF coil of the magnetic resonance apparatus. In this embodiment of the invention, the reversing RF pulse 110 is applied without simultaneous application of magnetic field gradient pulses. If it is desired to limit the volume of inversion, the magnetic field gradient pulse can be applied simultaneously with the inversion pulse in a known manner.

【００２２】反転用ＲＦパルス１１０を印加してから選
ばれた時間の後に、第１のサブシーケンス１２０ａを印
加する。サブシーケンス１２０ａは、スライス選択磁界
勾配パルス１４０の存在のもとに印加される検出用ＲＦ
パルス１３０を有する。検出用パルス１３０が被検体の
選ばれた部分でスピン磁化を章動させる。章動の大きさ
は、検出用ＲＦパルス１３０の持続時間と振幅を選ぶこ
とによって選択することが出来る。大抵は、９０°の章
動角で最大の横方向磁化が得られる。選ばれる部分の場
所及び寸法は、ＲＦパルス１３０の周波数と帯域幅、並
びにスライス選択磁界勾配パルス１４０の振幅を適当に
選ぶことによって調節することが出来る。この発明のこ
の実施例では、選ばれる部分は選ばれた厚さを持つ平面
状の形状を有する。別の実施例では、１９９２年７月２
８日に付与された米国特許第５，１３３，３５７号、発
明の名称「円筒形に局限したフーリエ速度符号化を用い
る血流の定量的な測定」に記載されている様に、円筒の
様な平面状でない形状を使うことが出来る。The first subsequence 120a is applied after a selected time from the application of the inversion RF pulse 110. Subsequence 120a is a detection RF applied in the presence of slice selective magnetic field gradient pulses 140.
It has a pulse 130. The detection pulse 130 nutates the spin magnetization in a selected portion of the subject. The magnitude of nutation can be selected by selecting the duration and amplitude of the detection RF pulse 130. In most cases a nutation angle of 90 ° gives the maximum transverse magnetization. The location and size of the selected portion can be adjusted by appropriately choosing the frequency and bandwidth of the RF pulse 130 and the amplitude of the slice-selective magnetic field gradient pulse 140. In this embodiment of the invention, the selected portion has a planar shape with a selected thickness. In another embodiment, July 2, 1992
As described in US Pat. No. 5,133,357, entitled "Quantitative Measurement of Blood Flow Using Cylindrical Localized Fourier Velocity Coding," issued on Aug. 8, cylindrical shape A non-planar shape can be used.

【００２３】検出用ＲＦパルス１３０及びスライス選択
磁界勾配パルス１４０が印加された後、スライス再集束
磁界勾配パルス１５０が印加される。スライス再集束磁
界勾配パルス１５０は、被検体の選ばれた部分内にある
全ての横方向スピン磁化を、スライス選択磁界勾配パル
ス１４０の印加の後にほゞ同相にする様に選ばれた振幅
及び持続時間を持っている。この実施例では、スライス
再集束磁界勾配パルス１５０の振幅と持続時間の積は、
周知の様に、スライス選択磁界勾配パルス１４０の振幅
及び持続時間の積のほゞ半分に負の符号を付したものに
等しい。After the detection RF pulse 130 and the slice selection magnetic field gradient pulse 140 are applied, the slice refocusing magnetic field gradient pulse 150 is applied. The slice refocusing magnetic field gradient pulse 150 has an amplitude and duration selected to bring all transverse spin magnetizations within a selected portion of the subject to approximately in-phase after application of the slice selective magnetic field gradient pulse 140. Have time In this example, the product of the amplitude and duration of the slice refocusing magnetic field gradient pulse 150 is
As is well known, approximately half the product of the amplitude and duration of the slice-selective magnetic field gradient pulse 140 is equal to the negative sign.

【００２４】検出用ＲＦパルス１３０及びスライス選択
磁界勾配パルス１４０を印加した後、選ばれた振幅を持
つ位相符号化磁界勾配パルス１６０が印加される。位相
符号化磁界勾配パルス１６０はスライス選択磁界勾配パ
ルス１４０に対してほゞ直交する方向に印加され、希望
によってはスライス再集束磁界勾配パルス１６０と同時
に印加することが出来る。判り易くする為、位相符号化
磁界勾配パルス１６０及びスライス再集束磁界勾配パル
ス１５０が図３では同時ではないものとして示されてい
るが、両方を同時に印加することも可能である。After applying the detection RF pulse 130 and the slice selection magnetic field gradient pulse 140, a phase-encoded magnetic field gradient pulse 160 having a selected amplitude is applied. The phase-encoded magnetic field gradient pulse 160 is applied in a direction generally orthogonal to the slice-selective magnetic field gradient pulse 140, and can be applied at the same time as the slice refocusing magnetic field gradient pulse 160 if desired. For clarity, the phase-encoded magnetic field gradient pulse 160 and the slice refocusing magnetic field gradient pulse 150 are shown as non-simultaneous in FIG. 3, but both may be applied simultaneously.

【００２５】検出用ＲＦパルス１３０及びスライス選択
磁界勾配パルス１４０が印加された後、選ばれた振幅を
持つ読出し用位相外し磁界勾配パルス１７０が印加され
る。読出し用位相外し磁界勾配パルス１７０はスライス
選択磁界勾配パルス１４０及び位相符号化磁界勾配パル
ス１６０の両方に対してほゞ直交する方向に印加され
る。希望によっては、読出し用位相外し磁界勾配パルス
１７０は、スライス再集束磁界勾配パルス１５０又は位
相符号化磁界勾配パルス１６０の何れかと同時に印加す
ることも出来る。読出し用位相外し磁界勾配パルス１７
０により、読出し用位相外し磁界勾配の方向に沿って相
異なる位置にある横方向磁化は、読出し方向に於ける位
置に比例する位相シフトを持つ様になる。After the detection RF pulse 130 and slice selection magnetic field gradient pulse 140 are applied, a read out-of-phase magnetic field gradient pulse 170 having a selected amplitude is applied. The read out-of-phase magnetic field gradient pulse 170 is applied in a direction generally orthogonal to both the slice select magnetic field gradient pulse 140 and the phase-encoded magnetic field gradient pulse 160. If desired, the read out-of-phase magnetic field gradient pulse 170 can be applied simultaneously with either the slice refocusing magnetic field gradient pulse 150 or the phase-encoded magnetic field gradient pulse 160. Dephasing magnetic field gradient pulse for reading 17
With 0, the lateral magnetizations at different positions along the direction of the read out-of-phase magnetic field gradient will have a phase shift proportional to their position in the read direction.

【００２６】スライス再集束磁界勾配パルス１５０、位
相符号化磁界勾配パルス１６０及び読出し用位相外し磁
界勾配パルス１７０を印加した後、読出し磁界勾配パル
ス１８０が印加される。読出し磁界勾配パルス１８０は
読出し用位相外し磁界勾配パルス１７０と同じ方向に印
加されるが、反対の極性にする。読出し磁界勾配パルス
１８０の振幅及び持続時間は、読出し磁界勾配パルス１
８０中の選ばれた点で、ほゞ全ての横方向スピン磁化が
同じ位相シフトを持つ様に選ばれる。After applying the slice refocusing magnetic field gradient pulse 150, the phase-encoding magnetic field gradient pulse 160 and the read out-of-phase magnetic field gradient pulse 170, a read magnetic field gradient pulse 180 is applied. The read magnetic field gradient pulse 180 is applied in the same direction as the read out-of-phase magnetic field gradient pulse 170, but with the opposite polarity. The amplitude and duration of the read magnetic field gradient pulse 180 is determined by the read magnetic field gradient pulse 1
At a chosen point in 80, almost all transverse spin magnetization is chosen to have the same phase shift.

【００２７】読出し磁界勾配パルス１８０と略同時に、
磁気共鳴装置の一部分であるデータ収集装置にデータ収
集信号パルス１９０を送る。データ収集パルス１９０の
間にＭＲ信号がディジタル化される。サンプル内にある
横方向スピン磁化から来るＭＲ信号は、読出し磁界勾配
１８０パルスの間に収集されるので、検出される各々の
ＭＲ信号の周波数は、この信号を発生した横方向スピン
磁化の位置の場所に比例する。各々の信号源の場所は、
周知の形で、収集された信号データにフーリエ変換を適
用することによって決定することが出来る。At about the same time as the read magnetic field gradient pulse 180,
A data acquisition signal pulse 190 is sent to a data acquisition device that is part of the magnetic resonance apparatus. During the data acquisition pulse 190, the MR signal is digitized. Since the MR signal coming from the transverse spin magnetization that is in the sample is collected during the read field gradient 180 pulse, the frequency of each detected MR signal is dependent on the position of the transverse spin magnetization that generated this signal. Proportional to location. The location of each signal source is
In a known manner, it can be determined by applying a Fourier transform to the collected signal data.

【００２８】サブシーケンス１２０ａを印加してから選
ばれた期間の後、第２のサブシーケンス１２０ｂを印加
する。サブシーケンス１２０ｂはサブシーケンス１２０
ａと実質的に同一である。然し、サブシーケンス１２０
ｂに応答して収集されたデ―タはそれ自身の場所に記憶
される。サブシーケンス１２０ｂに応答して収集された
データがそれ自身の場所に記憶される。 サブシーケン
ス１２０ｂから選ばれた期間をおいて第３のサブシーケ
ンス１２０ｃが続くと云う様にして、複数個（Ｎ個）の
サブシーケンスが印加される。図３に示すこの発明の実
施例では、各々のサブシーケンスの間の期間は同じであ
る。別の実施例では、この期間はオペレータが任意に選
ぶことが出来る。A second sub-sequence 120b is applied after a selected period of time from the application of sub-sequence 120a. The subsequence 120b is the subsequence 120
It is substantially the same as a. However, subsequence 120
The data collected in response to b is stored in its own location. The data collected in response to subsequence 120b is stored in its own location. A plurality of (N) sub-sequences are applied in such a manner that the third sub-sequence 120c continues after a period selected from the sub-sequence 120b. In the embodiment of the invention shown in FIG. 3, the period between each sub-sequence is the same. In another embodiment, this period can be arbitrarily selected by the operator.

【００２９】パルスシーケンス１００は複数回（Ｙ回）
繰り返される。パルスシーケンス１００の各々の繰り返
しで、位相符号化磁界勾配パルス１６０には異なる振幅
が与えられる。しかし、パルスシーケンス１００の各々
の繰り返しで、位相符号化磁界勾配パルス１６０の振幅
は、各々のサブシーケンス１２０ａ−１２０Ｎで同一で
ある。位相符号化磁界勾配パルス１６０により、位相符
号化磁界勾配の方向に沿った横方向スピン磁化の位置に
比例する位相シフトが検出されるＭＲ信号に生ずる。位
相符号化磁界勾配パルス１６０の異なる振幅に応答して
収集されたデータをフーリエ変換して、周知の方法で、
横方向スピン磁化を発生した信号の（位相符号化磁界勾
配の方向に於ける）位置を決めることが出来る。The pulse sequence 100 is performed a plurality of times (Y times).
Repeated. With each repetition of the pulse sequence 100, the phase-encoded magnetic field gradient pulse 160 is given a different amplitude. However, with each repetition of the pulse sequence 100, the amplitude of the phase-encoded magnetic field gradient pulse 160 is the same in each sub-sequence 120a-120N. The phase-encoded magnetic field gradient pulse 160 causes a detected phase shift in the MR signal that is proportional to the position of the transverse spin magnetization along the direction of the phase-encoded magnetic field gradient. Fourier transforming the data collected in response to different amplitudes of the phase-encoded magnetic field gradient pulse 160, in a known manner,
The position (in the direction of the phase-encoding magnetic field gradient) of the signal that generated the transverse spin magnetization can be determined.

【００３０】Ｎ個のサブシーケンスのＹ回の繰り返しに
応答して一旦データが収集されたら、合計Ｎ個の磁気共
鳴像を構成することが出来る。これらのＮ個の像の画素
の強度は、各々のサブシーケンスの反転用ＲＦパルス１
１０と検出用ＲＦパルス１３０との間の期間ｔの関数と
して変化する。１つの回復速度Ｔ1 を持つピークに対す
る信号強度Ｉは次の式で表すことが出来る。Once the data has been collected in response to Y iterations of the N subsequences, a total of N magnetic resonance images can be constructed. The intensities of these N image pixels are equal to the inversion RF pulse 1 of each subsequence.
It varies as a function of the time period t between 10 and the detecting RF pulse 130. The signal intensity I for a peak having one recovery rate T 1 can be expressed by the following equation.

【００３１】 Ｉ＝Ａ＋Ｂ×ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ1 ） （１） こゝでＡ及びＢは定数である。任意の所望の画素又は画
素の集団のＴ1 、Ａ及びＢは、各々のサブシーケンスで
得られた画素の強度に式（１）を当てはめることによっ
て決定することが出来る。これは、Ｗ．Ｈ．プレス社か
ら出版されたＨ．Ａ．チュコルスキー、Ｗ．Ｔ．ウエッ
テルリンク及びＰ．Ｐ．フラナリの著書「ＦＯＲＴＲＡ
Ｎに於ける数値処方（Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ Ｒｅｃｉｐ
ｅｓ ｉｎＦＯＲＴＲＡＮ）」、第６７８頁乃至第６８
３頁に記載される様な非線形最小自乗最適化手順を用い
て行なうことが出来る。I = A + B × exp (−t / T 1 ) (1) Here, A and B are constants. The T 1 , A and B of any desired pixel or population of pixels can be determined by fitting equation (1) to the pixel intensities obtained in each subsequence. This is W. H. Published by H. Press. A. Chukorsky, W. T. Weightel Link and P.P. P. Furanari's book "FORTRA
Numerical prescription for N (Numerical Recip
es in FORTRAN) ", pp. 678-68.
This can be done using a non-linear least squares optimization procedure as described on page 3.

【００３２】被検体の内の比較的不動である部分に対
し、検出用ＲＦパルス１３０が反転用ＲＦパルス１１０
の後に繰り返して印加されることに注意されたい。この
為、不動の組織に対して検出されるＭＲ信号の強度は複
雑な特性を持ち、それがＴ1 の正確な解析を妨げる。し
かし、被検体の動脈及び静脈にある血液は動いており、
それが検出領域を通過する時、それが非選択性反転用Ｒ
Ｆパルス１１０及び１個の検出用ＲＦパルス１３０の作
用だけを受ける。こう云うことが起こる為には、血液
は、検出領域の厚さをＤとし、検出用パルスの間の時間
間隔をＴとして、Ｄ／Ｔより大きい速度Ｖで動いていな
ければならない。For the relatively stationary portion of the subject, the detection RF pulse 130 is replaced with the inversion RF pulse 110.
Note that it is applied repeatedly after. For this reason, the strength of the MR signal detected for immobile tissue has a complex characteristic, which prevents an accurate analysis of T 1 . However, the blood in the subject's arteries and veins is moving,
When it passes the detection area, it is R for non-selective inversion.
It is affected only by the F pulse 110 and the one RF pulse for detection 130. For this to happen, the blood must be moving at a velocity V greater than D / T, where D is the thickness of the detection region and T is the time interval between the detection pulses.

【００３３】図４はこの発明の第２の実施例を示す。図
３に示した実施例と同じく、図４のパルスシーケンス２
００は反転用ＲＦパルス２１０を持つと共に、その後に
続いて複数個（Ｎ個）のサブシーケンス２２０ａ−２０
０Ｎを含む。更に各々のパルスシーケンスが検出用ＲＦ
パルス２３０、スライス選択磁界勾配パルス２４０、ス
ライス再集束磁界勾配パルス２５０、位相符号化磁界勾
配パルス２６０、読出し用位相外し磁界勾配パルス２７
０、読出し磁界勾配パルス２８０及びデータ収集信号パ
ルス２９０を有する。FIG. 4 shows a second embodiment of the present invention. Similar to the embodiment shown in FIG. 3, the pulse sequence 2 of FIG.
00 has an inversion RF pulse 210, followed by a plurality (N) of subsequences 220a-20.
Including 0N. Furthermore, each pulse sequence is RF for detection
Pulse 230, slice-selective magnetic field gradient pulse 240, slice refocusing magnetic field gradient pulse 250, phase-encoded magnetic field gradient pulse 260, read dephasing magnetic field gradient pulse 27.
0, read field gradient pulse 280 and data acquisition signal pulse 290.

【００３４】この発明の最初の実施例におけるＲＦ及び
磁界勾配パルスの他に、第２の実施例の各々のサブシー
ケンス２２０ａ−２２０Ｎは、２ローブ形流れ符号化磁
界勾配パルスをも持っている。流れ符号化磁界勾配パル
スは、第１の流れ符号化磁界勾配パルス・ローブ２５５
ａ及び第２の流れ符号化磁界勾配パルス・ローブ２５５
ｂで構成されている。第２の流れ符号化磁界勾配パルス
・ローブ２５５ｂのパルス持続時間及び振幅の積が、第
１の流れ符号化磁界勾配パルス・ローブ２５５ａのパル
ス持続時間及び振幅の積に負の符号を付したものとほゞ
等しい。In addition to the RF and magnetic field gradient pulses in the first embodiment of the invention, each subsequence 220a-220N of the second embodiment also has two lobe flow encoded magnetic field gradient pulses. The flow coded magnetic field gradient pulse has a first flow coded magnetic field gradient pulse lobe 255.
a and the second flow encoded magnetic field gradient pulse lobe 255
b. The product of the pulse duration and the amplitude of the second flow-encoded magnetic field gradient pulse lobe 255b is a negative sign of the product of the pulse duration and the amplitude of the first flow-encoded magnetic field gradient pulse lobe 255a. Is almost equal to

【００３５】第１の流れ符号化磁界勾配パルス・ローブ
２５５ａ及び第２の流れ符号化磁界勾配パルス・ローブ
２５５ｂを相次いで横方向スピン磁化に印加することに
より、流れ符号化磁界勾配の方向と平行な磁化の速度成
分に比例する位相シフトが磁化に生ずる。この位相シフ
トを使って、動いている横方向スピン磁化を不動の横方
向スピン磁化から区別することが出来る。しかし、横方
向スピン磁化の各部分の位相は、速度以外の源からの寄
与を持っている。こう云う源は、発信器オフセット、化
学シフト効果及び渦電流を含むことがある。The first flow-encoded magnetic field gradient pulse lobes 255a and the second flow-encoded magnetic field gradient pulse lobes 255b are applied in succession to the transverse spin magnetization to parallel the direction of the flow-encoded magnetic field gradient. A phase shift that is proportional to the velocity component of normal magnetization occurs in the magnetization. This phase shift can be used to distinguish moving transverse spin magnetization from stationary transverse spin magnetization. However, the phase of each part of the transverse spin magnetization has contributions from sources other than velocity. These sources may include oscillator offsets, chemical shift effects and eddy currents.

【００３６】速度以外の全ての成分からの寄与を除く
為、パルスシーケンス２００を繰り返し、第２組のデー
タを収集する。繰り返されるパルスシーケンスのＲＦ及
び磁界勾配パルスは最初と同一であるが、第１の流れ符
号化磁界勾配パルス・ローブ２５５ａ及び第２の流れ符
号化磁界勾配パルス・ローブ２５５ｂは違う。その代わ
りに、第３の流れ符号化磁界勾配パルス・ローブ２５５
ｃ、及びそれに続く第４の流れ符号化磁界勾配パルス・
ローブ２５５ｄを印加する。第３及び第４の流れ符号化
磁界勾配パルス・ローブ２５５ｃ、２５５ｄは、極性が
反対であることを別とすると、夫々第１及び第２の流れ
符号化磁界勾配パルス・ローブ２５５ａ、２５５ｂと同
一である。第３及び第４の流れ符号化磁界勾配パルス・
ローブによって誘起された位相シフトは、相対的に反対
の極性を持つ。その為、パルスシーケンス２００を最初
に用いた時に収集されたデータの位相を、パルスシーケ
ンス２００を繰り返して用いたことに応答して収集され
たデータの位相から減算すると、速度以外の全ての源か
らの位相に対する寄与が実質的に相殺され、速度から生
ずる位相シフトだけが残る。この位相シフトは速度に正
比例し、速度の定量に使うことが出来る。パルスシーケ
ンス２００を用いて発生されたＭＲ像は、速度情報が位
相として符号化され、Ｔ1 情報が大きさとして符号化さ
れることに注意されたい。The pulse sequence 200 is repeated to collect a second set of data to remove contributions from all components other than velocity. The RF and magnetic field gradient pulses of the repeated pulse sequence are the same as the first, but the first flow-coded magnetic field gradient pulse lobes 255a and the second flow-coded magnetic field gradient pulse lobes 255b are different. Instead, a third flow encoded magnetic field gradient pulse lobe 255
c, followed by a fourth flow-encoded magnetic field gradient pulse
Apply lobe 255d. The third and fourth flow-encoded magnetic field gradient pulse lobes 255c, 255d are identical to the first and second flow-encoded magnetic field gradient pulse lobes 255a, 255b, respectively, except for opposite polarities. Is. Third and fourth flow encoded magnetic field gradient pulses
The lobe-induced phase shifts have relatively opposite polarities. Therefore, subtracting the phase of the data collected when the pulse sequence 200 was first used from the phase of the data collected in response to repeated use of the pulse sequence 200 yields from all sources except velocity. Contributions to the phase of are substantially cancelled, leaving only the phase shift resulting from velocity. This phase shift is directly proportional to velocity and can be used to quantify velocity. Note that an MR image generated using pulse sequence 200 has velocity information encoded as phase and T 1 information encoded as magnitude.

【００３７】この発明は図５に示す様に生体系に於ける
腎機能を評価する為に用いることが出来る。図５で、生
体の中に存在する腎臓３００には、腎臓動脈３００ａに
流れ込む動脈の血液３２０が注入される。腎臓３００が
血液から物質を除去し、腎臓静脈３００ｂを介して身体
に静脈血液３３０を戻す。動脈血液３２０から除去され
た物質が尿管３００ｃを介して尿として膀胱に送られ
る。この発明は、それが腎臓に入る前並びにそれを出た
後の被検体の血液流、即ち濾過前及び濾過後の血液内の
物質の濃度を測定することにより、腎臓の効率を評価す
る為に使うことが出来る。これは、図３の適当なスライ
ス選択磁界勾配パルス１４０及び検出用ＲＦパルス１３
０を選んで像平面３１０を形成することによって、容易
に行なわれる。希望によっては、この発明は、１個所よ
りも多くの場所からの診断情報を同時に求める為に、幾
つもの像平面を用いて実施することが出来る。これは、
２つの腎臓の腎機能を独立に評価する時に特に役立つ。The present invention can be used to evaluate renal function in a biological system as shown in FIG. In FIG. 5, the blood 300 of the artery flowing into the renal artery 300a is injected into the kidney 300 existing in the living body. Kidney 300 removes material from the blood and returns venous blood 330 to the body via renal vein 300b. The substance removed from the arterial blood 320 is sent to the bladder as urine through the ureter 300c. This invention is for assessing the efficiency of the kidney by measuring the blood flow of a subject before it enters and after it exits the kidney, ie the concentration of a substance in the blood before and after filtration. Can be used. This is the appropriate slice-selective magnetic field gradient pulse 140 and detection RF pulse 13 of FIG.
This is easily done by choosing 0 to form the image plane 310. If desired, the invention can be practiced with multiple image planes to simultaneously obtain diagnostic information from more than one location. this is,
It is especially useful when assessing the renal function of two kidneys independently.

【００３８】腎機能を評価する為、腎臓の濾過効率並び
に腎臓を通る血流の両方を決定しなければならない。濾
過割合ＦＦは、この発明では、被検体の血液流の中に縦
方向スピン緩和造影剤を導入することによって決定する
ことが出来る。濾過割合は次の様に表すことが出来る。 ＦＦ＝（Ｃa −Ｃv ）／Ｃa （２） こゝでＣa は腎臓に入る動脈血液中のＴ1 緩和造影剤の
濃度であり、Ｃv は腎臓を出た時の静脈血液中の緩和造
影剤の濃度である。To evaluate renal function, both the filtration efficiency of the kidney as well as the blood flow through the kidney must be determined. The filtration rate FF can be determined in the present invention by introducing a longitudinal spin relaxation contrast agent into the blood stream of the subject. The filtration rate can be expressed as follows. FF = (Ca-Cv) / Ca (2) where Ca is the concentration of T 1 relaxation contrast agent in the arterial blood entering the kidney, and Cv is the concentration of the relaxation contrast agent in venous blood when leaving the kidney. The concentration.

【００３９】ガドリニウム・ジエチレン・トリアミン・
ペンタ酢酸（Ｇｄ−ＤＴＰＡ）が、腎臓の腎糸球体濾過
によって主に***される普通に使われる緩和造影剤であ
る。Ｇｄ−ＤＴＰＡ及びその他のＴ1 緩和造影剤は、図
６に示す様に、Ｔ1 緩和造影剤の濃度にほゞ反比例する
分だけ、血液の測定されるＴ1 を短縮する。図６で、Ｔ
1 緩和造影剤が全く存在しない（即ち濃度＝０）時の血
液のＴ1 をＴ1Bと記してある。濃度Ｃの時、Ｔ1 緩和造
影剤が血液のＴ1 の値をＴ1Cに減少する。Ｔ1緩和造影
剤の基準濃度Ｒを持つ血液の緩和時間がＴ1Rである。Ｔ
1 緩和造影剤の所定の濃度Ｃに対して観測される血液の
緩和時間Ｔ1 （観測）は次の様に表すことが出来る。Gadolinium / diethylene / triamine /
Pentaacetic acid (Gd-DTPA) is a commonly used mild contrast agent that is excreted primarily by renal glomerular filtration. Gd-DTPA and other T 1 relaxation contrast agents shorten the measured T 1 of blood by an amount that is approximately inversely proportional to the concentration of T 1 relaxation contrast agent, as shown in FIG. In FIG. 6, T
1 T 1 of blood when no relaxation contrast agent is present (ie, concentration = 0) is designated as T 1B . At concentration C, the T 1 relaxation contrast agent reduces the blood T 1 value to T 1C . The relaxation time of blood having a reference concentration R of T 1 relaxation contrast agent is T 1R . T
1 Relaxation time T 1 (observation) of blood observed for a predetermined concentration C of relaxation contrast agent can be expressed as follows.

【００４０】 １／Ｔ1 （観測）＝〔１／Ｔ1B〕＋〔Ｃ／（Ｒ×Ｔ1R）〕 （３） この式を書き直すと次の様になる。 Ｃ＝〔Ｒ×Ｔ1R／Ｔ1 （観測）〕−〔Ｒ×Ｔ1R／Ｔ1B〕 （４） Ｃa が動脈血液の観測されたＴ1 から導き出され、Ｃv
が静脈血液の観測されたＴ1 から導き出される場合、式
（４）を式（２）と組み合わせることが出来る。濾過割
合に対してこの結果得られる式は次の様になる。1 / T 1 (observation) = [1 / T 1B ] + [C / (R × T 1R )] (3) Rewriting this equation gives the following. C = [R × T 1R / T 1 (observation)] − [R × T 1R / T 1B ] (4) Ca is derived from the observed T 1 of arterial blood, and Cv
Equation (4) can be combined with Equation (2) if is derived from the observed T 1 of venous blood. The resulting equation for the filtration rate is:

【００４１】 ＦＦ＝〔（Ｔ1V−Ｔ1A）／（Ｔ1B−Ｔ1A）〕×〔Ｔ1V／Ｔ1B〕 （５） こゝでＴ1Vは腎臓静脈血液の観測されたＴ1 であり、Ｔ
1Aは腎臓動脈血液の観測されたＴ1 である。濾過割合の
測定精度は、Ｔ1 の測定精度並びにＴ1A及びＴ1Bの間の
差の大きさに関係する。動脈血液中のＴ1 緩和造影剤の
濃度が高ければ、血液のＴ1 の減少が一層大きくなり、
こうして式（５）の分母が大きくなる。この効果は、図
７に示す様に、ＦＦのタイナミツク・レンジの増加とな
って表れる。[0041] be a FF = [(T 1V -T 1A) / ( T 1B -T 1A) ] × [T 1V / T 1B] (5) T 1 is T 1V in thisゝobserved renal venous blood , T
1A is the observed T 1 of renal arterial blood. The measurement accuracy of the filtration rate is related to the measurement accuracy of T 1 and the magnitude of the difference between T 1A and T 1B . The higher the concentration of T 1 relaxation contrast agent in the arterial blood, the greater the decrease in blood T 1
In this way, the denominator of equation (5) becomes large. This effect appears as an increase in the FF dynamic range, as shown in FIG.

【００４２】図７は、０．０、０．１、０．２及び０．
３のＦＦに対するＴ1A及びＴ1Vの間の関係を示す。濾過
割合がゼロであれば、腎臓に入り込む血液のＴ1 は、Ｔ
1 緩和造影剤が取り去られていないから、腎臓から出て
来る血液のＴ1 と同一である。濾過割合が一層高い値の
場合、腎臓静脈血液中のＴ1 緩和造影剤の濃度は動脈血
液中に見られるものよりも低い。この為、静脈血液のＴ
1 の方が長い。FIG. 7 shows that 0.0, 0.1, 0.2 and 0.
3 shows the relationship between T 1A and T 1V for 3 FFs. If the filtration rate is zero, the blood T 1 that enters the kidney is
1 Same as T 1 of blood coming out of the kidney, since the relaxation contrast agent has not been removed. At higher values of filtration rate, the concentration of T 1 -relaxing contrast agent in renal venous blood is lower than that found in arterial blood. Therefore, T of venous blood
1 is longer.

【００４３】一旦濾過割合が測定されたら、次の式から
腎糸球体濾過率ＧＦＲを決定することが出来る。 ＧＦＲ＝ＦＦ×ＲＢＦ×（１−Ｈct） （６） こゝでＲＢＦは腎臓血流量であり、Ｈctはヘマトクリッ
ト、即ち赤血球で構成された血液の割合である。Once the filtration rate is measured, the renal glomerular filtration rate GFR can be determined from the following equation. GFR = FF * RBF * (1- Hct ) (6) Here, RBF is the renal blood flow, and Hct is the hematocrit, that is, the ratio of blood composed of red blood cells.

【００４４】図８は、ＮＭＲスペクトルを求める為に解
像度の高い核磁気共鳴（ＮＭＲ）装置を用いたこの発明
の別の実施例を示す。この場合、サンプル溶液を接続管
６３０を介して磁石６１０に循環する。ポンプ手段６２
０を使って、スライス選択磁界勾配パルス１４０及び検
出用ＲＦパルス１３０（図３）によって作られた検出平
面の中でサンプル溶液を移動させる。位相符号化磁界勾
配パルス１６０、読出し用位相外し磁界勾配パルス１７
０及び読出し磁界勾配パルス１８０（図３）を省略し
て、ＭＲ像ではなく、ＮＭＲスペクトルを検出すること
が出来る。この代わりに、ＮＭＲ分光法の分野で公知の
この他のパルスシーケンスを希望によって用いることが
出来る。FIG. 8 shows another embodiment of the present invention which uses a high resolution nuclear magnetic resonance (NMR) apparatus for obtaining an NMR spectrum. In this case, the sample solution is circulated to the magnet 610 via the connecting pipe 630. Pumping means 62
0 is used to move the sample solution within the detection plane created by the slice-selective magnetic field gradient pulse 140 and the detection RF pulse 130 (FIG. 3). Phase-encoded magnetic field gradient pulse 160, readout dephasing magnetic field gradient pulse 17
The 0 and readout magnetic field gradient pulse 180 (FIG. 3) can be omitted to detect the NMR spectrum rather than the MR image. Alternatively, other pulse sequences known in the field of NMR spectroscopy can be used if desired.

【００４５】[0045]

【実施例】この発明を実施した。図９は、Ｔ1 緩和造影
剤を注入する前の健康な人体の腎臓動脈で測定された信
号強度のＴ1 回復曲線のグラフである。図１０は、Ｔ1
緩和造影剤（Ｇｄ−ＤＴＰＡ）の注入後の腎臓動脈内で
測定された信号強度のＴ1回復曲線のグラフである。図
１１は、Ｔ1 緩和造影剤を注入した後の腎臓静脈内で測
定された信号強度のＴ1 回復曲線のグラフである。Ｔ1
緩和造影剤を注入する前の血液のＴ1 は、１２２９ｍｓ
と測定された。注入後、動脈血液のＴ1 は５６８ｍｓで
あることが判り、静脈血液のＴ1 は８２３ｍｓであるこ
とが判った。こう云う緩和時間を式（５）に代入して求
めると、濾過割合は０．２６である。この濾過割合は健
康な個人に対して十分に予想される値の範囲内である。EXAMPLES The present invention was carried out. FIG. 9 is a graph of the T 1 recovery curve of the signal intensity measured in the renal artery of a healthy human body before injecting the T 1 relaxation contrast agent. FIG. 10 shows T 1
FIG. 6 is a graph of the T 1 recovery curve of the signal intensity measured in the renal artery after injection of a relaxation contrast agent (Gd-DTPA). FIG. 11 is a graph of the T 1 recovery curve of the signal intensity measured in the renal vein after injection of the T 1 relaxation contrast agent. T 1
The blood T 1 before injection of the relaxation contrast agent is 1229 ms.
Was measured. After infusion, arterial blood T 1 was found to be 568 ms and venous blood T 1 was found to be 823 ms. By substituting these relaxation times into the equation (5), the filtration ratio is 0.26. This filtration rate is well within the range of values that are well expected for healthy individuals.

【００４６】現在好ましいと思われる幾つかの実施例の
Ｔ1 測定方式を詳しく説明したが、当業者には種々の変
更が考えられよう。従って、特許請求の範囲は、この発
明の範囲内に属するこの様な全ての変更を包括するもの
であることを承知されたい。Although the T 1 measurement scheme of some presently preferred embodiments has been described in detail, various modifications will occur to those skilled in the art. Therefore, it is to be understood that the appended claims are intended to cover all such modifications as fall within the scope of this invention.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】この発明に用いるのに適した磁気共鳴（ＭＲ）
イメージング装置の簡略ブロック図。1 is a magnetic resonance (MR) suitable for use in the present invention.
The simplified block diagram of an imaging device.

【図２】図１の磁石集成体の簡略斜視図。2 is a simplified perspective view of the magnet assembly of FIG.

【図３】動く血液の縦方向スピン緩和時間Ｔ1 を測定す
る為に使うことが出来るような、この発明の第１の実施
例のパルスシーケンスを示す時間線図。FIG. 3 is a time diagram showing a pulse sequence of a first embodiment of the invention that can be used to measure the longitudinal spin relaxation time T 1 of moving blood.

【図４】動く血液のＴ1 及び速度を同時に測定する為に
使うことが出来るような、この発明の第２の実施例のパ
ルスシーケンスの時間線図。FIG. 4 is a time diagram of a pulse sequence of a second embodiment of the invention that can be used to simultaneously measure T 1 and velocity of moving blood.

【図５】この発明のパルスシーケンスから得られる走査
平面の形状を示す模式図。FIG. 5 is a schematic diagram showing the shape of a scanning plane obtained from the pulse sequence of the present invention.

【図６】血液のＴ1 とＧｄ−ＤＴＰＡの様な縦方向スピ
ン緩和造影剤の濃度の間の関係を示すグラフ。FIG. 6 is a graph showing the relationship between blood T 1 and the concentration of longitudinal spin relaxation contrast agents such as Gd-DTPA.

【図７】選ばれた濾過割合に対する腎臓動脈及び静脈内
の血液のＴ1 の間の関係を示すグラフ。FIG. 7 is a graph showing the relationship between T 1 of blood in the renal arteries and veins against selected filtration rates.

【図８】解像度の高い核磁気共鳴分光装置を用いてサン
プル溶液のＴ1 を決定するこの発明の別の実施例の斜視
図。FIG. 8 is a perspective view of another embodiment of the present invention in which T 1 of a sample solution is determined using a high resolution nuclear magnetic resonance spectrometer.

【図９】緩和造影剤を注入する前の血液のＴ1 回復曲線
のグラフ。FIG. 9 is a graph of the T 1 recovery curve of blood before injection of a relaxation contrast agent.

【図１０】緩和造影剤を注入した後の腎臓動脈内の血液
のＴ1 回復曲線のグラフ。FIG. 10 is a graph of the T 1 recovery curve of blood in the renal artery after injection of a relaxation contrast agent.

【図１１】緩和造影剤を注入した後の腎臓静脈内の血液
のＴ1 回復曲線のグラフ。FIG. 11 is a graph of the T 1 recovery curve of blood in a renal vein after injection of a relaxation contrast agent.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１１０ 非選択性反転用ＲＦパルス １３０ 検出用ＲＦパルス １４０ スライス選択磁界勾配パルス １５０ スライス再集束磁界勾配パルス １６０ 位相符号化磁界勾配パルス １７０ 読出し用位相外し磁界勾配パルス １８０ 読出し磁界勾配パルス １９０ データ収集信号パルス 110 RF pulse for non-selective inversion 130 RF pulse for detection 140 Slice selection magnetic field gradient pulse 150 Slice refocusing magnetic field gradient pulse 160 Phase encoding magnetic field gradient pulse 170 Dephasing magnetic field gradient pulse for reading 180 Reading magnetic field gradient pulse 190 Data acquisition signal pulse

Claims (9)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 被検体のスピン格子緩和時間Ｔ1 を測定
する方法に於て、 ａ）被検体を磁界の中に配置して、前記被検体内の核ス
ピンの縦方向スピン磁化を発生し、 ｂ）空間的に非選択性の無線周波（ＲＦ）パルスを印加
して核スピンの縦方向磁化を反転し、 ｃ）予定の周波数範囲を持つ空間選択性ＲＦパルスを印
加して、該周波数範囲によって定められた空間領域の核
スピンの選ばれた集団の縦方向磁化を横方向スピン磁化
に変換し、 ｄ）核スピンの選ばれた集団の横方向スピン磁化によっ
て発生された磁気共鳴信号を時刻ｎに検出し、 ｅ）上記段階ｃ）乃至ｄ）を複数回（Ｎ回）繰り返して
Ｎ個のＭＲ応答信号を検出し、その際、各検出を空間的
に非選択性のＲＦパルスの印加後の相異なる時刻ｎに夫
々行って、時間の次元で符号化し、 ｆ）核スピンの集団の一部分を選び、 ｇ）核スピンの集団の前記選ばれた部分について、時間
の関数としての前記選ばれた部分のＭＲ応答信号の指数
関数形の回復速度であるスピン格子緩和時間Ｔ 1 を決定
する段階を含む方法。1. A spin lattice relaxation time T of an object.1Measure
A) placing the subject in a magnetic field, and
Generate longitudinal spin magnetization of the pin, b) Apply a spatially non-selective radio frequency (RF) pulse
To reverse the longitudinal magnetization of the nuclear spins, and c) print a spatially selective RF pulse with a predetermined frequency range.
In addition, the core of the spatial domain defined by the frequency range
Longitudinal magnetization of a selected population of spins versus transverse spin magnetization
D) by the transverse spin magnetization of the selected population of nuclear spins
The magnetic resonance signal generated by the above is detected at time n, and e) the steps c) to d) are repeated a plurality of times (N times).
Detect N MR response signals, where each detection is spatial
At different time n after applying non-selective RF pulse to
And f) select a portion of the population of nuclear spins, and g) time for the selected portion of the population of nuclear spins.
Exponent of the MR response signal of the selected part as a function of
Spin lattice relaxation time T, which is the functional recovery rate 1Decide
A method including the steps of: 【請求項２】 被検体内の核スピンのスピン格子緩和時
間Ｔ1 を測定する方法に於て、 ａ）被検体を磁界の中に配置して核スピンの縦方向スピ
ン磁化を発生し、 ｂ）空間的に非選択性の無線周波（ＲＦ）パルスを印加
して核スピンの縦方向磁化を反転し、 ｃ）予定の周波数範囲を持つ空間選択性ＲＦパルスを印
加して、該周波数範囲によって定められた空間領域の核
スピンの選ばれた集団の縦方向磁化を横方向スピン磁化
に変換し、 ｄ）振幅ａを持つ位相符号化磁界勾配パルスを印加し
て、位相符号化方向に於ける核スピンの位置に関係する
位相変化を核スピンに誘起し、 ｅ）読出し用位相外し磁界勾配パルスを印加して、位相
符号化方向に対してほゞ直交する読出し方向に於ける核
スピンの位置に関係する位相変化を核スピンに誘起し、 ｆ）磁気共鳴（ＭＲ）応答信号を検出する間、読出し磁
界勾配パルスを印加して、読出し方向に於ける核スピン
の位置に関係する位相変化を核スピンに誘起し、 ｇ）時刻ｎに、位相符号化磁界勾配パルスの振幅ａにつ
いて、核スピンの選ばれた集団の位相変化によって誘起
された固有の位相シフトを持つＭＲ応答信号を検出し、 ｈ）上記段階ｃ）乃至ｅ）を複数回（Ｎ回）繰り返し
て、１つの位相符号化磁界勾配パルスの振幅ａに対して
Ｎ個のＭＲ応答信号を検出し、その際、各検出を空間的
に非選択性のＲＦパルスの印加の後の異なる時刻ｎにそ
れぞれ行って、時間の次元で符号化し、 ｉ）複数個（Ｐ個）の相異なる位相符号化磁界勾配パル
スの振幅ａに対して上記段階ｂ）乃至ｈ）を繰り返し
て、検出されたＭＲ応答信号を位相符号化方向に符号化
し、 ｊ）位相符号化方向及び読出し方向の次元を持つ空間部
分領域である核スピンの集団の一部分を選び、 ｋ）前記選ばれた部分に関係するＭＲ応答信号の部分に
於ける変化を時間に対して計算することにより、核スピ
ンの集団の前記選ばれた部分に対するスピン格子緩和時
間Ｔ1 を決定する段階を含む方法。2. A method for measuring the spin lattice relaxation time T 1 of nuclear spins in a subject, comprising: a) placing the subject in a magnetic field to generate longitudinal spin magnetization of the nuclear spins; ) Applying a spatially non-selective radio frequency (RF) pulse to reverse the longitudinal magnetization of the nuclear spins, and c) applying a spatially selective RF pulse with a predetermined frequency range, depending on the frequency range. Converting the longitudinal magnetization of a selected population of nuclear spins in a defined spatial region into transverse spin magnetization, and d) applying a phase-encoding magnetic field gradient pulse with amplitude a, in the phase-encoding direction. Inducing a phase change related to the position of the nuclear spins in the nuclear spins, and e) applying a dephasing magnetic field gradient pulse for reading to position the nuclear spins in the reading direction substantially orthogonal to the phase encoding direction. Induces a phase change related to ) While detecting the magnetic resonance (MR) response signal, a read magnetic field gradient pulse is applied to induce a phase change related to the position of the nuclear spin in the read direction in the nuclear spin, and g) at the time n, the phase For the amplitude a of the encoded magnetic field gradient pulse, an MR response signal having an intrinsic phase shift induced by a phase change of a selected population of nuclear spins is detected, and h) the above steps c) to e) are repeated multiple times ( N times) to detect N MR response signals for the amplitude a of one phase-encoded magnetic field gradient pulse, each detection after the application of a spatially non-selective RF pulse. Each time at a different time n, coded in the dimension of time, i) detecting by repeating the above steps b) to h) for the amplitudes a of a plurality (P) of different phase-encoding magnetic field gradient pulses. The encoded MR response signal with phase encoding Direction), j) select a portion of the population of nuclear spins that is a spatial subregion having dimensions of phase encoding direction and read direction, and k) in the portion of the MR response signal related to said selected portion. A method comprising: determining a spin-lattice relaxation time T 1 for the selected portion of the population of nuclear spins by calculating the change over time. 【請求項３】 時刻ｎに検出されたＭＲ応答信号からｎ
番目のＭＲ像を作ることにより、ＭＲ応答信号から複数
個の空間ＭＲ像を作る請求項２記載の方法。3. From the MR response signal detected at time n, n
The method of claim 2, wherein a plurality of spatial MR images are created from the MR response signal by creating a second MR image. 【請求項４】 空間選択性ＲＦパルスを印加する段階の
後、２ローブ形速度符号化磁界勾配パルスを印加して、
検出される磁気共鳴信号に、流れ符号化方向に於けるス
ピンの選ばれた集団の速度に比例するが、位相符号化方
向及び読出し方向に無関係な位相シフトを誘起する段階
を含む請求項２記載の方法。4. Applying a two-lobe velocity-encoding magnetic field gradient pulse after applying the spatially selective RF pulse,
3. A step of inducing a phase shift in the detected magnetic resonance signal that is proportional to the velocity of a selected population of spins in the flow encoding direction but independent of the phase encoding direction and the readout direction. the method of. 【請求項５】 時刻ｎに検出されたＭＲ応答信号からｎ
番目のＭＲ像を作ると云う様にして、ＭＲ応答信号から
スピンの選ばれた集団の速度の空間分布を表す複数個の
ＭＲ像を作ることを含む請求項４記載の方法。5. From the MR response signal detected at time n, n
5. The method of claim 4 including producing a plurality of MR images representing the spatial distribution of velocities of selected populations of spins from the MR response signal in the manner of producing a second MR image. 【請求項６】 生体内の腎臓機能を測定する方法に於
て、 ａ）造影剤を何等添加せずに、生体の血液の縦方向スピ
ン緩和時間Ｔ1Bを求め、 ｂ）縦方向スピン緩和時間造影剤を生体の血液中に注入
して、血液の縦方向スピン緩和時間を短縮し、 ｃ）造影剤を注入した後、磁気共鳴（ＭＲ）方法を用い
て、腎臓に向かう途上にある予め濾過された血液の縦方
向スピン緩和時間Ｔ1Aを測定し、 ｄ）造影剤を注入した後、磁気共鳴（ＭＲ）方法を用い
て、腎臓から出て来る途上にある濾過後の血液の縦方向
スピン緩和時間Ｔ1Vを測定し、 ｅ）前記生体の血液から濾過された造影剤の割合を示す
濾過割合ＦＦをＴ1A、Ｔ1B及びＴ1Vから計算する段階を
含む方法。6. A method for measuring renal function in a living body, comprising: a) obtaining a longitudinal spin relaxation time T 1B of blood in a living body without adding any contrast agent; and b) a longitudinal spin relaxation time. Injecting a contrast agent into the blood of a living body to shorten the longitudinal spin relaxation time of the blood, and c) Injecting the contrast agent, then using magnetic resonance (MR) method, pre-filtration on the way to the kidney. The longitudinal spin relaxation time T 1A of the collected blood is measured, and d) after injection of a contrast agent, the longitudinal spin of the filtered blood leaving the kidney using a magnetic resonance (MR) method. Measuring the relaxation time T 1V , and e) calculating a filtration rate FF from T 1A , T 1B and T 1V , which is indicative of the rate of contrast agent filtered from the body's blood. 【請求項７】 更に、生体の血液のヘマトクリットＨct
を求め、前記生体の腎臓を通る血流量ＲＢＦを求め、計
算された濾過割合及び生体の腎臓を通る血流量から、腎
糸球体濾過率を計算する段階を含む請求項６記載の方
法。7. Further, hematocrit H ct of the blood of a living body.
7. The method according to claim 6, further comprising the step of: determining a blood flow rate RBF through the kidney of the living body, and calculating a renal glomerular filtration rate from the calculated filtration rate and the blood flow rate through the kidney of the living body. 【請求項８】 濾過割合ＦＦが次の式 ＦＦ＝〔（Ｔ1V−Ｔ1A）／（Ｔ1B−Ｔ1A）〕×〔Ｔ1V／Ｔ1B〕 によって決定される請求項１記載の方法。8. The method according to claim 1, wherein the filtration rate FF is determined by the following formula: FF = [(T 1V −T 1A ) / (T 1B −T 1A )] × [T 1V / T 1B ]. 【請求項９】 腎糸球体濾過率ＧＦＲが、濾過割合Ｆ
Ｆ、腎血流量ＲＢＦ及びヘマトクリットＨctから次の式 ＧＦＲ＝ＦＦ×ＲＢＦ×（１−Ｈct） に従って計算される請求項１記載の方法。9. The renal glomerular filtration rate GFR is the filtration rate F.
The method according to claim 1, which is calculated from F, renal blood flow RBF, and hematocrit H ct according to the following formula GFR = FF × RBF × (1-H ct ).
JP6183832A 1993-08-12 1994-08-05 Method to measure spin-lattice relaxation period Withdrawn JPH07148140A (en)

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US08/105,256 US5363042A (en) 1993-08-12 1993-08-12 Methods for measurement of longitudinal spin relaxation times in moving liquids
US08/105,239 US5335660A (en) 1993-08-12 1993-08-12 Magnetic resonance method of measuring kidney filtration rates
US105239 1998-06-26

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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003500136A (en) * 1999-05-21 2003-01-07 アマシャム・ヘルス・エーエス Magnetic resonance imaging method
JP2013078597A (en) * 1999-05-21 2013-05-02 Ge Healthcare As Method of magnetic resonance imaging
JP2014108135A (en) * 2012-11-30 2014-06-12 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Magnetic resonance apparatus and magnetic resonance program
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