JP2002306454A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 Ｔ２を精度良く計測することが可能な磁気共
鳴映像装置の提供。 【解決手段】 一様な静磁場に置かれた被検体に高周波
磁場及び勾配磁場を印加することにより、前記被検体か
ら発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を得る
磁気共鳴映像装置において、パルス角が９０度である第
１の高周波磁場パルスを印加する９０度高周波磁場パル
ス印加手段と、前記第１の高周波磁場パルスに対して位
相差が９０度であって、パルス角が略１８０度である第
２の高周波磁場パルスを複数回印加する１８０度高周波
磁場パルス印加手段と、前記第２の高周波磁場パルス毎
に対応して前記被検体から発生する磁気共鳴信号を収集
する手段と、前記１８０度高周波磁場パルス印加手段に
よる印加のうち、奇数回目の印加に対応する磁気共鳴信
号と、偶数回目の印加に対応する磁気共鳴信号とのそれ
ぞれに基づいてスピン−スピン緩和時間を求める手段と
から構成される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴映像装置
に関する。特に、被検体においてスピン−スピン緩和時
間Ｔ２を計測する技術に関する。また、ギブスリンギン
グによる信号混入の補正法に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴映像法は、固有の磁気モーメン
トを持つ核の集団が一様な静磁場中におかれたときに、
特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴
的に吸収する現象であり、この現象を利用して物質の化
学的および物理的な現象を映像化する手法である。この
物理的現象の中で、スピン−核子緩和、スピン−スピン
緩和は重要な現象であり、この現象は多くの診断に利用
されている。これは、正常部と病変部とで、この緩和の
過程を記述するスピン−核子緩和時間Ｔ１及びスピン−
スピン緩和時間Ｔ２が異なるためである。これとは別
に、定量化という観点からも、Ｔ１及びＴ２を計測する
必要がある。この理由は、通常、画像化を行うパルスシ
ーケンスの条件では、磁気共鳴信号がＴ１及びＴ２の影
響を受けるので、定量化のためにはＴ１及びＴ２の補正
をしなければならないからである。

【０００３】Ｔ１を計測する際には、通常、ＩＲ（Ｉｎ
ｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法が用いられる。
ＩＲ法のパルスシーケンスを図３に示す。この方法は、
プリパルスである１８０度パルスによって熱平衡状態に
ある磁化を−Ｚ方向に反転させ、ｔ１ｉ時間後に観測パ
ルスである９０度パルスを印加して観測する方法であ
る。プリパルスと観測パルスの時間ｔ１ｉを変化させ
て、図４に示すような磁化の回復過程を求め、カーブフ
ィッティングによりＭ０，Ｔ１を求めるという方法であ
る。

【０００４】しかしながら、この方法では、９０度パル
ス印加後に熱平衡状態の磁化Ｍ０に回復するまで待たな
ければならないため、９０度パルスと次の第２の１８０
度パルスの間隔ＴＤを５倍のＴ１に設定しなければなら
なかった。このため、観測時間Ｔｏｂｓは、次式のよう
になり、時間が非常にかかるという問題があった。な
お、式１において、ｎはｔ１ｉの個数である。

【０００５】

【数１】

【０００６】そこで、上記問題を解決するために、ＦＩ
Ｒ（Ｆａｓｔ ＩｎｖｅｒｓｉｏｎＲｅｃｏｖｅｒｙ
）法が開発された。この方法では、観測時間を短くす
るために、ＴＤを２倍から３倍のＴ１とし、ＩＲ法と同
様にプリパルスと観測パルスの時間ｔ１ｉを変えて磁化
の回復過程が得られる方法である。これによって得られ
た回復過程に対してフィッティングを行い、Ｍ０，Ｔ１
を求める。ＴＤ＝２Ｔ１とすれば、Ｔｏｂｓは次式に示
すようになる。

【０００７】

【数２】

【０００８】しかしながら、このＦＩＲ法でもＴＤの分
だけ観測時間がかかってしまう。これに対し、プリパル
スを９０度とするＳＲ（Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ Ｒｅｃ
ｏｖｅｒｙ ）法では、ＴＤをほぼ０に設定できるた
め、観測時間は次式に示すようになる。このＳＲ法のパ
ルスシーケンスを図５に示す。

【０００９】

【数３】

【００１０】上述の式２及び式３から明らかなように、
ＳＲ法では、他法と比較して観測時間を短くすることが
できる。しかしながら、図６に示すように磁化の変化が
０〜Ｍ０となり、ＦＩＲ法のそれと比較してほぼ１／２
になってしまう。このため、ＳＲ法では精度が悪くなる
という問題があった。

【００１１】一方、Ｔ２を計測する方法には、以下に示
すようないくつかの方法がある。即ち、Ｔ２計測法の１
つに、エコータイムを変えて計測し、得られたいくつか
の信号に対してカーブフィッティング等の処理から求め
る方法がある。このとき用いるパルスシーケンスを図１
４に示す。エコー信号の変化はＴ２で記述することがで
き、エコー信号列はエコータイムＴＥを用いてｅｘｐ
（−ＴＥ／Ｔ２）で表すことができる。しかしながら、
この方法ではエコータイムを変えるたびにデータを収集
しなければならないため、観測時間がかかるという問題
があった。また、ＴＥを長くするとスピンの拡散の影響
を受け易くなり、ｅｘｐ（−ＴＥ／Ｔ２）の曲線からず
れてしまい、測定精度が落ちるという問題があった。

【００１２】この問題を解決したものとして、Ｃａｌｌ
とＰｕｒｃｅｌｌとが提案した９０度〜１８０度〜１８
０度〜…というように９０度パルスの後に１８０度パル
スを接続するＣＰ法という方法が知られている。このパ
ルスシーケンスを図１５に、カーブフィッティングの様
子を図１６に示す。このパルス系列ではスピンは、拡散
の影響を９０度と１８０度との間、あるいは１８０度と
１８０度との間にしか受けないため、これらの間隔を短
くすることによって拡散の影響を小さくすることができ
る。しかし、この方法は１８０度パルスの不完全性の影
響を受け易いという問題があった。

【００１３】ＭｅｉｂｏｏｍとＧｉｌｌとは、９０度と
１８０度との位相を９０度変える９０度Ｘ’〜１８０度
ｙ’〜１８０度ｙ’… というパルス系列であるＣＰ
ＭＧ（Ｃａｌｌ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−ＭｅｉｂｏｏＭ−Ｇ
ｉｌｌ ）法を考案した。このパルスシーケンスを図１
７に示す。この方法では、奇数番目のエコーが高周波磁
場の不完全性の影響を受けるが、偶数番目のエコーはこ
の影響を受けない。このため、偶数番目のエコー信号強
度のみを用いてカーブフィッティングを行い、Ｔ２を求
めれば、高周波磁場の不完全性による影響は受けない。
この様子を図１８に示す。しかし、奇数番目のエコー信
号をカーブフィッティングに用いることができず、奇数
エコーのデータが無駄になるという問題があった。

【００１４】一方、Ｔ２分布の測定は、このＣＰＭＧ法
と、位相エンコード、周波数エンコードとを組み合わせ
た方法で行うことができる。しかしながら、この画像化
法でもＴ２計測法と同様に奇数番目のエコー信号が無駄
になるいう問題があった。

【００１５】また、先に定量化についてふれたが、ギブ
スリンギング現象も定量化の際に問題となる。ギブスリ
ンギング現象は、ボクセル大きさが有限であるため、他
のボクセルに信号混入するという現象である。このギブ
スリンギング現象は、周波数空間上の帯域制限によって
説明することができる。物質の密度分布が図２５（ａ）
のように表されている場合を考える。これをフーリエ変
換すると同図（ｂ）のようになる。しかし、ボクセル大
きさが有限であるため、ｋ空間上において同図（ｃ）の
ように帯域が制限され、実際にｋ空間上で収集されるデ
ータは同図（ｄ）のようなデータとなる。同図（ｂ）を
フーリエ変換すると同図（ｅ）に、同図（ｃ）をフーリ
エ変換すると同図（ｆ）のようになるから、画像化する
と同図（ｅ）と同図（ｆ）とがコンボリューションされ
た同図（ｇ）が得られる。この結果、ギブスリンギング
が生じ、他ボクセルへの信号の混入が生ずる。この影響
は、高信号領域と低信号領域とが近傍にある場合には非
常に問題になる。例えば、３１Ｐ代謝物のクレアチン燐
酸あるいはアデノシン三燐酸の頭部画像化があげられ
る。筋肉では、クレアチン燐酸、アデノシン三燐酸の含
有量は、脳の含有量の約７〜８倍程度である。このた
め、筋肉信号の脳への混入により脳内の測定精度が悪く
なり、問題であった。

【００１６】

【発明が解決しようとする課題】上述したように、従来
のＴ２計測法では、収集した奇数番目のデータを使うこ
とができないため無駄になり、測定精度が落ちるという
問題があった。

【００１７】また、従来の磁気共鳴映像装置において
は、高信号領域と低信号領域とが近傍にある時、ギブス
リンギングによる信号の混入のため低信号領域では精度
良く画像化できないという問題があった。

【００１８】

【課題を解決するための手段】本発明は上記従来の課題
を解決するために、一様な静磁場に置かれた被検体に高
周波磁場及び勾配磁場を印加することにより、前記被検
体から発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を
得る磁気共鳴映像装置において、パルス角が９０度であ
る第１の高周波磁場パルスを印加する９０度高周波磁場
パルス印加手段と、前記第１の高周波磁場パルスに対し
て位相差が９０度であって、パルス角が略１８０度であ
る第２の高周波磁場パルスを複数回印加する１８０度高
周波磁場パルス印加手段と、前記第２の高周波磁場パル
ス毎に対応して前記被検体から発生する磁気共鳴信号を
収集する手段と、前記１８０度高周波磁場パルス印加手
段による印加のうち、奇数回目の印加に対応する磁気共
鳴信号と、偶数回目の印加に対応する磁気共鳴信号との
それぞれに基づいてスピン−スピン緩和時間を求める手
段とから磁気共鳴映像装置を構成する。

【００１９】さらに、本発明は、一様な静磁場に置かれ
た被検体に高周波磁場及び勾配磁場を印加することによ
り、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を収集して磁
気共鳴画像を得る磁気共鳴映像装置において、前記磁気
共鳴画像を構成する複数のボクセルのうち、一のボクセ
ルから他のボクセルへの画像信号の混入量を算出する手
段と、この手段により得られた混入量に基づいて前記一
のボクセルの画像信号から補正画像を求める手段とから
磁気共鳴映像装置を構成する。

【００２０】請求項１に係る発明によれば、高周波磁場
パルスにより形成された多数のエコーのすべてを用い
て、非線形最小二乗法を行うことができるため、Ｔ２の
計測精度が向上する。

【００２１】さらに、請求項２に係る発明によれば、高
信号ボクセルから低信号ボクセルへの信号の混入量を計
算することができ、これを用いてギブスリンギング現象
による信号の混入を補正することができ、精度の良い画
像を求めることが可能となる。

【００２２】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を図面に基
づいて説明する。

【００２３】図２は、本発明の一実施例に関わる磁気共
鳴映像装置の構成を示すブロック図である。同図におい
て、静磁場磁石１とその内側に設けられた勾配コイル２
及びシムコイル４により、図示しない被検体に一様な静
磁場とそれと同一方向で互いに直交するｘ、ｙ，ｚ三方
向に線形傾斜磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。勾
配コイル２は、勾配コイル電源５により駆動され、シム
コイル４はシムコイル電源６により駆動される。勾配コ
イル２の内側に設けられたプローブ３は、送信部７から
高周波信号が供給されることによって被検体に高周波磁
場を印加し、被検体からの磁気共鳴信号を受信する。プ
ローブ３は送受両用でも、送受別々に設けても良い。プ
ローブ３で受信された磁気共鳴信号は受信部８で検波さ
れた後、データ収集部９に転送され、ここでＡ／Ｄ変換
されてから計算機システム１０に送られ、データ処理が
なされる。

【００２４】以上の勾配コイル電源５、シムコイル電源
６、受信部８およびデータ収集部９は、全てパルスシー
ケンス制御部１２によって制御され、またパルスシーケ
ンス制御部１２は計算機システム１０によって制御され
る。計算機システム１０はコンソール１１からの指令に
より制御される。データ収集部９から計算機システム１
０に入力された磁気共鳴信号は、フーリエ変換等が行わ
れ、それに基づいて被検体内の所望原子核の密度分布の
画像データが再構成される。この画像データは画像ディ
スプレイ１３に送られ、画像として表示される。

【００２５】次に、Ｍ０，Ｔ１を求める方法について説
明する。パルスシーケンスは、図７に示すＦＩＲ法のパ
ルスシーケンスと図５に示すＳＲ法のパルスシーケンス
を用いる。ＦＩＲ法では、信号の大きさＭｏｂｓは数４
に従い、Ｍｏｂｓとｔ１ｉの関係は図８のようになる。

【００２６】

【数４】

【００２７】ＳＲ法では、信号の大きさは次式に従い、
Ｍｏｂｓとｔ１ｉとの関係は図６に示すようになる。

【００２８】

【数５】

【００２９】本発明では、磁化の変化を大きくするため
に、短いｔ１ｉに対してはＦＩＲ法のパルスシーケンス
によりデータ収集し、長いｔ１ｉに対してはＳＲ法のパ
ルスシーケンスを用いる。このときの磁化の回復過程を
示したものが図１である。これにより、観測時間は、次
式のようになり、ＦＩＲ法よりも短くすることができ
る。

【００３０】

【数６】

【００３１】ここで、モデル式は次式のように設定す
る。

【００３２】

【数７】

【００３３】このモデル式を用いて、非線形最小二乗法
によりフィッティングする。この方法では、磁化の大き
さの変化量をＦＩＲ法と同様の約２倍にできるため、Ｆ
ＩＲ法と同等の精度を得ることができる。

【００３４】次に、高周波磁場のフリップ角が９０度、
１８０度ではない場合について説明する。この場合に
は、ＦＩＲ法では式８、ＳＲ法では式９に従う。

【００３５】

【数８】

【００３６】

【数９】

【００３７】式８又は式９のように、パラメーターにフ
リップ角に関するｈが加わる。この場合には、先の式７
で示したモデル式の代わりに、式１０を用いる。

【００３８】

【数１０】

【００３９】このモデル式によってフィッティングし、
Ｍ０，Ｔ１を求める。

【００４０】なお、この方法によってＴ１分布を画像化
するためには、ＦＩＲ法に対しては、図９又は図１１の
パルスシーケンスを、ＳＲ法に対しては、図１０又は図
１２のパルスシーケンスを用いれば良い。

【００４１】次に、Ｔ２を計測する方法について述べ
る。

【００４２】図１７は、ＣＰＭＧ法のパルスシーケンス
を示す図であり、本実施例ではこのパルスシーケンスを
用いる。パルスが１８０度からずれているとき、ＣＰＭ
Ｇ法において、スピンは次のような挙動を示す。ここ
で、１８０度からのずれをαとし、（１８０−α）度パ
ルスとして説明する。

【００４３】まず、９０度パルスによりスピンが回転座
標系のｙ’軸に倒れる（図１９（ａ））。次に９０度パ
ルスと（１８０−α）度パルスの間隔τまでに、磁場の
不均一性により図１９（ｂ）のように広がる。ここで
ｙ’方向に印加される（１８０−α）度パルスによって
ｘ’ｙ’平面から浮いたところにスピンが反転する（同
図（ｃ））。この後、スピンはｙ’軸方向に移動し、同
図（ｄ）のようにｙ’軸から浮いた位置に集まる。これ
が第１エコーとなる。次の（１８０−α）度パルスまで
のτの時間で同図（ｅ）のように移動し、再び（１８０
−α）度パルスが印加される（同図（ｆ））。そして、
再びｙ’軸方向にスピンが移動し、τ時間後にｙ’軸上
でスピンが集まる（同図（ｇ））。これが第２エコーで
ある。このように、奇数番目のエコーはｙ’軸から浮い
た位置に集まるのに対して、偶数番目のエコーはｙ’上
に集まる。

【００４４】このため、エコー信号列は図１８に示した
ようになり、偶数番目のエコー信号Ｍｅｖｅｎ（ＴＥ）
は次式のようになる。

【００４５】

【数１１】

【００４６】一方、奇数番目のエコーは、ｙ’軸から若
干浮いた位置に集まるが、奇数番目のエコー信号Ｍｏｄ
ｄ（ＴＥ）もＴ２で減衰しており、ｋを比例定数として
次式で表すことができる。

【００４７】

【数１２】

【００４８】これらの偶数番目のエコーと奇数番目のエ
コーの両方を用いるために、データを図１３のように配
列する。このデータ配列において、同図（ａ）の領域で
は、式１１のモデル式を用い、同図（ｂ）の領域では式
１２のモデル式を用いる。このモデル式を用いて、Ｍ
０，ｋ，Ｔ２をパラメーターとする非線形最小二乗法を
行う。これにより、偶数番目のエコーと奇数番目のエコ
ーの両方を用いることができ、Ｔ２計測精度が向上す
る。

【００４９】以上、Ｔ２計測の方法を示した。一方、Ｔ
２分布を求めるためには、図２０又は図２１に示すパル
スシーケンスを用いる。このパルスシーケンスにより、
ピクセルごとに図１８のようなエコー信号列が得られ
る。これらの信号列を図１８のようなデータ列に変換す
る。この後、ピクセルごとに式１１及び式１２に示した
モデル式を用いてカーブフィッティングを行う。この方
法により、Ｔ２分布を求めることができる。

【００５０】最後に、代謝物画像化における補正法につ
いて、図２２を用いて説明する。まず、代謝物画像化に
おいて予め高信号領域と低信号領域がわかっている場合
について説明する。たとえば、３１Ｐ代謝物画像化にお
いて、クレアチン燐酸、アデノシン三燐酸がこれに相当
する。筋肉と脳ではこれらの代謝物の差が７〜８倍程度
であり、ギブスリンギングの影響が大きいことが予めわ
かっている。この場合は、１Ｈ画像により筋肉の位置を
確認し、脳への信号の混入量を計算すればよい。

【００５１】まず、１Ｈ画像をもとに代謝物画像のボク
セル内の分布を求める（ステップ１）。但し、分布を求
めるボクセルは、図２３（ａ）のように脳と筋肉が混在
するボクセル、あるいは同図（ｂ）のようにボクセル内
の一部分にのみ筋肉が存在するボクセルだけでよい。こ
れらのボクセルに対して、ボクセル内をＭ×Ｍ×Ｍに分
割して分布を求める。ボクセルの座標と細分割後の座標
の対応を図２４に示す。但し、１次元方向のみ示してい
る。次に、ステップ２で、混入量を計算する。ここで、
高信号ボクセルの座標を（ｐ，ｑ，ｒ）、混入先のボク
セルを（ｎ，ｌ，ｍ）とする。混入量の計算に必要な高
信号ボクセル内の濃度分布は式１３で表素ことができ
る。ここで、筋肉と脳の濃度差よりボクセルの信号は筋
肉信号と考えて良いから、各画素の筋肉信号はボクセル
信号値を筋肉を含む画素数で割ったものとなる。

【００５２】

【数１３】

【００５３】

【数１４】

【００５４】混入量の計算には、次式を用いる。

【００５５】

【数１５】

【００５６】式１５において、ここではＭを偶数として
いる。

【００５７】次に、求めた混入量により補正を行い、補
正画像を求める（ステップ３）。補正方法は、低信号ボ
クセルに関しては、信号値から混入量を差し引いて求め
る。高信号ボクセルに関しては、信号値に低信号ボクセ
ルへの混入量を加えて求める。以上で、補正は終了す
る。

【００５８】次に、別の実施例について説明する。ま
ず、代謝物画像において隣りあったボクセルの画像信号
比がａ以上のボクセルを探し、高信号ボクセルを見つけ
る。ａは、予め設定しておく。次に、この高信号ボクセ
ルに対応する１Ｈ画像上の高信号領域を確認する。先に
図２２で述べた補正法においてこの高信号領域が筋肉信
号に対応する。つまり、先の筋肉信号に対して行った図
２２の処理をこの高信号領域に対して行う。以上によ
り、補正画像を求めることができる。

【００５９】以上説明した方法では、代謝物画像の高信
号ボクセル内の分布は均一と考えて求めたが、このボク
セルに対応する部分だけを別途高分解能で代謝物画像化
しても求めることができる。この方法で、ボクセル内の
分布を求め、図２２の方法で混入量を計算し、補正する
ことができる。

【００６０】

【発明の効果】以上説明したように、本発明では、Ｔ２
を精度良く計測することが可能であり、Ｔ２分布を精度
良く計測することが可能である。

【００６１】また、ギブスリンギングに関する発明によ
り、高信号領域から低信号領域への混入量を求めること
ができ、精度の良い画像を求めることが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本方法を用いた場合の磁化の回復過程を示す
図。

【図２】 磁気共鳴映像装置のブロック図。

【図３】 ＩＲ法のパルスシーケンスを示す図。

【図４】 ＩＲ法における磁化の回復過程を示す図。

【図５】 ＳＲ法のパルスシーケンスを示す図。

【図６】 ＳＲ法における磁化の回復過程を示す図。

【図７】 ＩＲ法のパルスシーケンスを示す図。

【図８】 ＦＩＲ法における磁化の回復過程を示す図。

【図９】 本発明の一実施例であるＴ１分布を求めるた
めのパルスシーケンスを示す図。

【図１０】 本発明の一実施例であるＴ１分布を求める
ためのパルスシーケンスを示す図。

【図１１】 本発明の一実施例であるＴ１分布を求める
ためのパルスシーケンスを示す図。

【図１２】 本発明の一実施例であるＴ１分布を求める
ためのパルスシーケンスを示す図。

【図１３】 ＣＰＭＧ法によって収集されたエコー信号
列を偶数番目のエコーと奇数番目のエコーで分けてデー
タ配列する例を説明するための図。

【図１４】 スピンエコーのための高周波磁場パルスの
シーケンスを示す図。

【図１５】 ＣＰ法を行うためのパルスシーケンスを示
す図。

【図１６】 ＣＰ法によるエコー信号列をカーブフィッ
ティングした様子を示す図。

【図１７】 ＣＰＭＧ法を行うためのパルスシーケンス
を示す図。

【図１８】 ＣＰＭＧ法によるエコー信号列をカーブフ
ィッティングした様子を示す図。

【図１９】 ＣＰＭＧ法におけるスピンの挙動を説明す
るための図。

【図２０】 本発明の一実施例であるＴ２分布を求める
ためのパルスシーケンスを示す図。

【図２１】 本発明の一実施例であるＴ２分布を求める
ためのパルスシーケンスを示す図。

【図２２】 ギブスリンギングの影響の補正法を表す流
れ図。

【図２３】 代謝物画像におけるボクセルの分布を示し
た図。

【図２４】 ボクセル及び細分割したボクセルの座標を
示す図。

【図２５】 ギブスリンギング現象を説明するための
図。

【符号の説明】

１…静磁場磁石 ２…勾配コイル ３…シムコイル ４…プローブ ５…勾配コイル ６…シムコイル電源 ７…送信部 ８…受信部 ９…データ収集部 １０…計算機システム １１…コンソール １２…パルスシーケンス制御部 １３…画像ディスプレイ

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】一様な静磁場に置かれた被検体に高周波磁
   場及び勾配磁場を印加することにより、前記被検体から
   発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を得る磁
   気共鳴映像装置において、 パルス角が９０度である第１の高周波磁場パルスを印加
   する９０度高周波磁場パルス印加手段と、 前記第１の高周波磁場パルスに対して位相差が９０度で
   あって、パルス角が略１８０度である第２の高周波磁場
   パルスを複数回印加する１８０度高周波磁場パルス印加
   手段と、 前記第２の高周波磁場パルス毎に対応して前記被検体か
   ら発生する磁気共鳴信号を収集する手段と、 前記１８０度高周波磁場パルス印加手段による印加のう
   ち、奇数回目の印加に対応する磁気共鳴信号と、偶数回
   目の印加に対応する磁気共鳴信号とのそれぞれに基づい
   てスピン−スピン緩和時間を求める手段とからなること
   を特徴とする磁気共鳴映像装置。
2. 【請求項２】一様な静磁場に置かれた被検体に高周波磁
   場及び勾配磁場を印加することにより、前記被検体から
   発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を得る磁
   気共鳴映像装置において、 前記磁気共鳴画像を構成する複数のボクセルのうち、一
   のボクセルから他のボクセルへの画像信号の混入量を算
   出する手段と、 この手段により得られた混入量に基づいて前記一のボク
   セルの画像信号から補正画像を求める手段とからなるこ
   とを特徴とする磁気共鳴映像装置。
3. 【請求項３】一様な静磁場に置かれた被検体に高周波磁
   場及び勾配磁場を印加することにより、前記被検体から
   発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を得る磁
   気共鳴映像装置において、 所定の分解能で表現される高分解能画像レベルの領域を
   低分解能画像レベルの領域にブロック化する手段と、 所定の体内組織が低分解能画像レベルの領域内に部分的
   に含まれる領域を前記ブロック化領域から抽出する手段
   と、 前記低分解能画像レベルの領域からの信号を前記ブロッ
   ク化領域に含まれる体内組織の高分解能画像レベルの画
   素数で均等に分割する手段と、 前記体内組織に基づく領域内の信号分布を用いてギブス
   リンギングによる画像信号の減少量及び他の領域への混
   入量を算出する手段と、 前記減少量及び混入量に基づいて低分解能画像レベルの
   領域からの信号分布の補正を行って、低分解能画像レベ
   ルの磁気共鳴画像を再構成する手段を有することを特徴
   とする磁気共鳴映像装置。