JPH0243497B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の技術分野］ 本発明は核磁気共鳴（以下NMR）映像法に係
り、特に診断に有効とされている緩和時間T₁（ス
ピン−格子緩和時間）を表現した鮮明な映像を得
る方法に関する。 ［発明の技術的背景とその問題点］ NMR映像法は、測定方法の無侵襲性と、細胞
レベルの診断情報抽出能力などの多くのすぐれた
特徴のため、新しい医学診断用技術として注目さ
れている。NMR映像法は、これらの多くの特徴
の反面、通常の測定方法における条件のもとで
は、検出される信号（以下NMR信号）が極めて
微弱なため、実用的な診断が可能な数分間の測定
時間内に得られる信号のSN比が、他のＸ線、核
医学、超音波などを用いた装置の場合に比較して
桁違いに低いことが問題であつた。 一方、測定情報自体も通常の水素原子核を対象
とした場合の測定では、水素原子核の濃度が基本
的には測定されるのであるが、実際は有限の時間
内での繰り返し測定のため、緩和時間の影響が顕
著に表われ多くの物理量が複雑に結び合わさつた
映像が得られる。このような種々の情報を如何に
結びつけて映像表現すれば有効な診断が行なえる
かについては、NMR映像法開発の契機となつた
R.V.Damadianによる緩和時間T₁の測定の実験
以来、多くの研究結果が報告されてきているが、
未だ確定的な結論が得られる段階には到つていな
い。しかしながら、少なくとも緩和時間、なかで
もT₁の長さが悪性腫瘍の診断などに特に有効で
あることは多くの研究者が報告するところであ
る。したがつて、緩和時間T₁にのみに依存しそ
の他の物理量の影響をできるだけ取り除いた映像
（以下T₁画像）を得ることができれば、このT₁映
像は医学的診断上の大きな手助けとなることが期
待される。 ところで、現在の標準的なNMR信号は、 (a) 飽和回復法（saturation recovery method） (b) 反転回復法（inversion recovery method） と呼ばれるパルス系列を用いて採取される。これ
らは所定の励起パルス（又は90゜パルス）及び
180゜パルス等を予め定められたシーケンスのパル
ス系列（後述する）で表現される。 これらの方法を用いて前述の理由により信号の
採取を多数回繰り返した場合に得られる各画素の
信号強度Ｉは、水素原子核密度ρ、スピン−格子
緩和時間T₁、スピン−スピン緩和時間T₂を用い
て、近似的に次のように表わされる。 飽和回復法：Ｉ∝ρ（１−e^-t1/T1）e^-t2/T2
………(1) 反転回復法：Ｉ∝ρ（１−2e^-t0/T1）e^-t3/T2
………(2) ただし、飽和回復法において、t₁は励起パルス
の繰返し時間、t₂は励起パルスから観測されるエ
コー信号までの時間であり、反転回復法におい
て、t₀は最初の180゜パルスから90゜パルスまでの時
間、t₃は励起パルスから観測されるエコー信号ま
での時間を表わす。 従来のNMRを用いた診断装置にあつては、上
記したエコー信号から再構成された画像をそのま
ま映像として表示し診断に提供していた。しかし
ながら、一般に緩和時間T₁およびT₂はそれぞれ
の長さに密接な相関関係があり、T₁の長い組織
は通常T₂も比較的長い。このため、上述した(1)、
(2)式からも明らかなように、T₁、T₂の大きさの
影響がそれぞれの信号の強度に逆の方向に作用す
るため、両緩和時間の効果が相殺され、この重要
な情報が弱められた映像しか得ることができなか
つた。 両方法から形成される映像を比較すれば、反転
回復法による場合に、飽和回復法による場合より
もT₁の寄与が大きい映像が得られている。しか
しながら、(2)式から明らかなように反転回復法で
得られる信号は正負の領域にまたがつたものとな
るため、ρ＝０である被写体の無いバツクグラン
ド領域が中間的な濃度位置となり、通常反転回復
法で得られた映像は荒れたバツクグラウンドの画
像となつている。 これに対し、これらの画像をパラメータを変え
て複数枚得て、各画素の濃度の相互比較からT₁
およびT₂を求めて表示する方法も行なわれてい
るが、計算法にもよるが、これらの映像はSN比
が劣化したものとなる欠点がある。このように従
来にあつては、緩和時間T₁にのみ依存するT₁映
像を得ることが困難であつた。 ［発明の目的］ 本発明は、他の物理量とりわけ緩和時間T₂の
影響を極力少なくして緩和時間T₁にのみ依存し
た映像を得ることのできるNMR映像法を提供す
ることを目的とする。 ［発明の概要］ 本発明は、上述した飽和回復法（以下SRM）
と反転回復法（以下IRM）の両法のパルス系列
を利用してエコー信号を採取する。この場合、同
一の測定条件で複数のエコー信号（第１エコー、
第２エコー、…、第Ｎエコー）を採取するととも
に両法において励起パルスから各第ｎ（ｎ＝１、
２、…、Ｎ）エコーまでのエコー間隔時間を等し
くt_2o（ｎ＝１、２、…、Ｎ）に設定する。そし
て、このようにして得られたエコー信号を夫々加
算し、この加算されたエコー信号に基づいて夫々
画像再構成処理によりSRM画像及びIRM画像を
得る。 このとき得られる、SRM画像のある画素の信
号強度をI_SRMとしIRM画像の対応する画素の信号
強度をI_IRMとすれば、夫々以下のように示され
る。 I_SRM∝ρ（１−e^-t1/T1）（e^-t21/T2＋e^-t22/T2＋…＋e
^-t2N/T2）………(3) I_IRM∝ρ（１−2e^-t0/T1）（e^-t21/T2＋e^-t22/T2＋…＋
e^-t2N/T2）………(4) そして、本発明は上記SRM画像及びIRM画像
の対応する画素信号同志の比を求めることにより
緩和時間T₁にのみ依存するT₁画像を作成するも
のである。 すなわち、(3)、(4)式の比を求めることにより Ｒ＝（１−2e^-t0/T1）／（１−e^-t1/T1）
………(5) となる。 なお、SRM及びIRMのパルス系列で採取する
エコー信号数が弱干異なつていても良好なT₁画
像が得られることが実験で認められているので、
必ずしも一致させる必要はない。 ［発明の効果］ (5)式から明らかなように、本発明により形成さ
れたT₁画像は特に緩和時間T₂の影響が除かれて
おり、緩和時間T₁にのみ依存するT₁画像を提供
することができる。また本発明によれば多数のエ
コーの重ね合せによりSN比のよい情報が得られ
るので大幅な画質の向上がはかれている。更に上
記比を求める際、I_IRMがほとんど無いρ＝０の領
域は低レベル領域として区別することができるの
で、この部分の計算から除くことが可能であり、
これにより従来のIRMのみの画像で生ずるよう
なバツクグラウンド領域の画面の荒れも無い画像
が得られる。一般にNMR装置ではプローブヘツ
ドから測定部位までの距離に応じて感度が不均一
なため、得られたSRM画像あるいはIRM画像も
この影響を大きく受けていた。しかるに、本発明
によれば夫々同一測定条件で得られた画像中の対
応する画素信号同志の比を求めるため上記感度の
不均一の影響をも除いた画像が得られ、この意味
でも画質が大幅に改善されている。すなわち、従
来にあつては得られた画像を用いて診断しようと
したとき、感度の不均一性に起因する異常箇所ら
しくみえる部分と真に被検体の組織内の異常部分
とを見極わめる必要があつたが、本発明によれば
かかる判断が不用であり診断の容易な画像を提供
できる。 更に両方法のパルス系列によるエコー信号のエ
コー間隔時間を比較的短かくとることができるの
で、多数のエコー信号を採取しても全体の繰り返
し時間には影響を与えずに収集することができ、
特に測定時間を延長する必要はない。むしろ、エ
コー信号の待ち時間をきわめて短くとることによ
りT₂の減衰を受けない画像情報を多数採取でき
るので、全体の測定時間を逆に減少させることが
可能である。 ［発明の実施例］ 第１図は本発明の一実施例の全体構成図であ
る。図において、１１乃至１４は空心常電導磁石
であり、均一で時間的に安定な静磁界H₀を形成
するための４つのコイルからなる。その静磁場強
度は例えば1500Oeである。１５は傾斜磁場を形
成するためのコイルである。図面では簡略化して
示したが通常互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸の夫々
に対応する方向へ傾斜磁場を発生する３組のコイ
ルからなる。したがつて、各コイルに流す電流の
大きさの組合せにより任意方向への傾斜磁場を形
成することができる。プローブヘツド１７は核磁
気共鳴を起こすための高周波磁場を形成すること
及びこれによつて生じた微小なNMR信号を感度
良く検出するための、一組のくら形コイルであ
る。プローブヘツド１７は被検者１０にできるだ
け密着させた方が効率が良いので３種類のコイル
のなかでは最も内側に設けられている。 静磁場駆動部１８はコイル１１乃至１４に流す
電流を供給している。傾斜磁場駆動部１９はコイ
ル１５に流す電流を供給している。これらの駆動
部が対応するコイルへ電流を供給するタイミング
は、タイミング制御部３０によつて指示される。
一般的には、NMR信号（又はエコー信号）の採
取中、静磁場駆動部１８は連続して所定電流を供
給しつづけ静磁界H₀を形成させているが、傾斜
磁場駆動部１９は間欠的に互いに異なる大きさの
電流を供給し、多数の方向に傾斜磁界を形成さ
せ、これらに対応したNMR信号を収集する。 送受信部２０は核磁気共鳴を起こさせるための
高周波電流を発生しプローブヘツド１７に供給す
るともに、プローブヘツド１７で検出された
NMR信号と増幅、検波した後アナログ／デイジ
タル変換を行なう。プローブヘツド１７に供給さ
れる高周波電流は、上述した励起パルスや180゜パ
ルス等からなるSRM又はIRMのバルス系列であ
り、そのパルス形状や時間間隔はタイミング制御
部３０により指定される。また、タイミング制御
部３０は、受信したNMR信号をＡ／Ｄ変換する
タイミング制御も行つている。第２図は送受信部
２０の一構成例を示している。高周波発振器２０
０は、静磁場強度H₀に対応する水素原子核の共
鳴周波数（6.36MHz）の正弦波信号を発生する。
この高周波信号は、タイミング制御部３０から供
給される励起パルスや180゜パルスからなるパルス
系列に従つて変調器２０１で変調された後、電力
増幅器２０２で電力増幅されてプローブヘツド１
７ａに導びかれる。一方、プローブヘツド１７ｂ
で検出されたNMR信号は増幅器２０３で増幅さ
れた後検波器２０４に導びかれる。検波器２０４
は高周波発振器２００の出力信号を基準信号とし
て検波する。Ａ／Ｄ変換器２０５はタイミング制
御部３０によつて指定されるサンプルリング間隔
で、検波器２０４の出力信号をデイジタル信号に
変換して信号処理部４０へ出力する。 第１図の信号処理部４０は加算処理部４２と画
像処理部４４とからなる。加算処理部４２は送受
信部２０よりSRM及びIRMの各パルス系列で得
られたデイジタル信号同志の加算を行なう。画像
処理部４４はSRMのパルス系列に加算された信
号を用いてSRM画像を再構成するとともにIRM
のパルス系列の加算された信号を用いてIRM画
像を再構成し、しかる後両画像の対応する画素デ
ータ間の除算によりT₁画像を作成し磁気デイス
クやフロツピーデイスクからなる記憶部５０に収
容される。 コンソール６０、表示制御部７０及び表示部８
０は得られたT₁画像等を表示させて医師の診断
に供するためのものであり、従来のＸ線CT装置
が有するものを用いることができる。オペレータ
のキー操作によりコンソール６０から画像選択信
号が発生されると、表示制御部７０が指定された
画像を記憶部５０から取り出し、通常各画素デー
タの濃淡レベルに応じて色付けして、表示部８０
に表示させる。また表示部８０にはT₁画像だけ
でなく、そのもととなつたSRM画像部又はIRM
画像と並らべて表示してもよい。 ここで、本実施例が利用しているイメージング
方式である選択励起法及び投影再構成法について
簡単に説明する。これらの詳細については、例え
ば本発明者が発表した「NMRイメージング」
（「計測と制御」Vol.21、No.10p17−26、昭和57年
10月）に示されている。 NMR映像法においては、通常被検体のある特
定の断面（以下スライス面）を指定して、このス
ライス面の画像を作成する。本実施例では、被検
体のあるスライス面内の組織が持つ緩和時間T₁
の分布を示すT₁画像を作成するが、このスライ
ス面を指定するために、選択励起法を用いる。 例えば、第３図に示すように、被検体１０の体
軸と垂直なスライス面１０ａ（スライス厚△ｘ）
を指定するものとし、ここでは体軸方向をｘ軸と
する。なお、コイル１１乃至１４で与えられる静
磁場H₀もここではｘ軸方向とするが必ずしもそ
の必要はない。選択励起法は、選択励起パルス
（以下励起パルス）を用いて上記スライス面１０
ａ内の原子核スピン系のみを選択的に励起（磁化
ベクトルを90゜倒す）するものである。すなわち、
第２図に示すように、スライス面１０ａに直交す
るｘ軸方向へ線形勾配磁場G_xｘを与えた状態で、
励起パルスSEPを加える。 線形勾配磁場はコイル１５より加えられ、励起
パルスSEPはプローブヘツド１７より加えられ
る。ここで励起パルスSEPは時間軸方向にsin（△
ω・ｔ／２）／ｔに比例した関数であり、ラーモ
ア周波数はスライス厚△ｘに対し△ω＝γG_x△ｘ
の幅をもつ、なおγは測定対象となる核種（ここ
では水素原子核）の回転磁気比である。 このような方法でスライス面内の励起された核
スピン系は、励起パルス印加後次第にもとの熱平
衡状態に指数関数的に近づいていく。この緩和現
象を表わす時定数として前述した緩和時間T₁、
T₂がある。緩和時間T₁はスピン−格子緩和時間
又は縦緩和時間とも呼ばれる。緩和時間T₂はス
ピン−スピン緩和時間又は横縦和時間とも呼ばれ
る。 本発明はこのようにして指定されたスライス面
内の組織での緩和時間T₁の分布状態を示すT₁画
像を得るものである。このT₁画像を再構成する
手法として本実施例では投影再構成法を用いる。
第４図に示すように、スライス面１０ａが存在す
る平面（yz平面）内の特定のθ方向（図ではｚ
軸方向）に発生した線形勾配磁場H〓のもとで得
られるラーモア周波数に対する共鳴信号の強さ
は、等磁場強度線ｌに沿つて存在する対象の原子
核の信号の総積分量を与える。したがつて、被検
体の存在する範囲の磁場強度分布に対応するラー
モア周波数における共鳴振幅を測定すれば、印加
された線形勾配磁場方向のNMR信号に関する投
影関数Ｐ（θ、ω）が得られる。被検体をめぐる
各方向からの多数の投影関数が得られれば、既に
Ｘ線CT装置で用いられているフイルタ補正逆投
影法などの画像構成アルゴリズムにより、きわめ
て正確に原像を再構成することができる。 θ方向に線形勾配磁場H〓の発生はコイル１５
により行なわれる。既述の通りコイル１５はｘ、
ｙ、ｚに対応する方向に夫々磁界を発生する３種
のコイルからなるので、本例のようにスライス面
がｙ−ｚ平面内にある場合、ｙ軸方向及びｚ軸方
向のそれぞれに線形勾配磁場を生成して、これら
を各座標軸に対する方向余弦の割合で混合すれ
ば、スライス面内の任意のθ方向への線形勾配磁
場が発生できる。そして、上記投影関数は前述し
たSRM又はIRMのパルス系列を用いて得ること
ができる。 第１図のタイミング制御部３０は、これらの静
磁場やパルス系列（高周波磁場）を発生するタイ
ミングを制御している。本実施例では、タイミン
グ制御部３０がマイクロコンピユータにより構成
されているので第５図に示すフロー図に従つてこ
れを説明するが、タイマーとパルス発生器の組合
せによりハードウエアとして構成できることはい
うまでもない。 第５図はT₁画像を再構成するに必要なNMR信
号を採取する全体シーケンスを示すフロー図であ
る。第１図に示した各種コイル内部に被検体１０
が正確に位置決めされた後、オペレータのマニユ
アル操作により又は位置検出回路を用いて自動的
にタイミング制御部３０はシーケンス制御を開始
する。 まずブロツクＢ１においては静磁場H₀を発生
させるため線３１を介して静磁場駆動部１８に励
磁信号を供給する。駆動部１８はこの励磁信号に
従つてコイル１１乃至１４に励磁電流を印加する
ことにより所定の静磁場H₀を発生する。ブロツ
クＢ２において制御部３０は内部に有する（図示
せず）角度カウンタをクリアする。この角度カウ
ンタの内容は採取される投影データ（投影関数）
の方向を示す角度θを与える。ブロツクＢ３にお
いて制御部３０は同様に内部カウンタ（図示せ
ず）をクリアする。この内部カウンタの内容は
SRM又はIRMのパルス系列の繰り返し回数をカ
ウントするのに用いている。 ブロツクＢ４においてはSRMのパルス系列を
用いた投影データの採取と得られた投影データの
加算処理が行なわれる。この様子は第６図及び第
８図を用いて後述する。ブロツクＢ５では内部カ
ウンタの内容を１だけカウントアツプし、ブロツ
クＢ６で内部カウンタの内容が所定の繰り返し回
数Ｍに達したかどうか判定する。内部カウンタの
内容（ｍ）がＭより小さければ再びブロツクＢ４
の処理を行なう。ブロツクＢ４の処理がＭ回繰り
返されたとき、ブロツクＢ７に進み、このとき得
られている加算データを記憶部５０へ転送する。 次のブロツクＢ８乃至Ｂ１２は、いま説明した
ブロツクＢ３乃至Ｂ７における処理と同様であ
り、ブロツクＢ９においてはIRMのパルス系列
を用いた投影データの採取とその加算処理が行な
われる点のみ相違する。このブロツクＢ９での処
理は第７図及び第８図を用いて後述する。 以上のようにして、ある角度θ方向に関し、
SRMとIRMとの両者へパルス系列により夫々投
影データを多数採取した後、ブロツクＢ１３では
角度カウンタの内容を所定のきざみ幅△θだけ増
加させる。ブロツクＢ１４では角度カウンタの内
容（θ）が180゜を越えるかどうか判定し、角度θ
が180゜未満であればブロツクＢ３乃至Ｂ１２の処
理を繰り返す。角度θが180゜を越えたとき、すな
わちT₁画像の作成に必要とする充分多数の角度
方向の投影データを採取した後、ブロツクＢ１５
では線３１に出力していた励磁信号を解除して静
磁場H₀の発生を停止する。またブロツクＢ１６
で制御部３０は線３７に起動信号を出力し、信号
処理部４０の画像処理部４４を起動する。 第６図は第５図のブロツクＢ４での処理を説明
するための飽和回復法によるパルス系列を示す図
である。SRMでは、まず励起パルスSEPを加え
た後、180°パルスを印加してエコー信号を観測す
る。本実施例では同一条件でＮ回エコー信号を採
取するのでＮ個の180゜パルス１００₁，１００₂，
…，１００_Nが用いられ、かつこれは等時間間隔
で2τで発生されるものとしている。また、マイク
ロコンピユータからなる制御部３０は予め図示し
ない内部メモリに必要とする励起パルスSEP及び
180゜パルスの波形データを収容しており、これら
を所定のタイミングで読み出して送受信部２０の
変調器２０１へ供給する。 まず制御部３０は線３２を介して傾斜磁場駆動
部１９にスライス面選択用の線形勾配磁場G_xの
発生を指示する信号を出力する。この線形勾配磁
場G_xに同期させて励起パルスSEPを変調器２０
１に供給する。これにより被検体１０の特定スラ
イス面１０ａ内のスピン系のみが選択的に励起さ
れ、このスピン系の磁化ベクトルは静磁場H₀の
方向から90゜だけ傾けられる。 次に制御部３０は励起パルスSEPからτ時間の
後180゜パルス１００₁を線３３を介して変調器２
０１に供給する。この180゜パルスによりスライス
面内のスピン系の磁化ベクトルの方向は180℃変
化する。そしてこの状態から磁化ベクトルが漸進
的に静磁場H₀の方向へ変化時に得られるエコー
信号（投影データ）を観測する。すなわち、制御
部３０は、励起パルスSEPから2τ時間の後線３４
を介してＡ／Ｄ変換器２０５にサンプリングパル
スを順次印加し、エコー信号１１０ ₁の時間軸方
向に多数点のデイジタルデータを順次得て信号処
理部４０へ供給する。このとき、制御部３０は、
スライス面内のθ方向へ線形勾配磁場H〓を形成
するため、線３２を介して傾斜磁場駆動部１９に
ｙ軸方向に発生すべき静磁場G_ycosθ及びｚ軸方
向に発生すべき静磁場G_zsinθを指示し、これらの
合成によつてH〓を発生させる。 制御部３０は以下同様にして最初の180゜パルス
１００₁から順次2τ時間間隔で（Ｎ−１）個の
180゜パルス１００₂，…，１００_Nを線３３に出力
し、夫々の１８０゜パルス１００₂，…，１００_N
からτ時間後に得られるエコー信号１１０ ₂，…，
１１０_Nを収集するためのサンプリングパルスを
順次線３４に出力する。 このように本実施例では同一の傾斜磁場条件下
でＮ回連続的にエコー信号を採取するとともにこ
のシーケンスを第５図からも明らかなようにＭ回
繰り返す。そしてこのエコー信号の採取と同時に
加算処理部４２はこれらエコー信号の加算値を求
めている。 なお、一連のＮ個のエコー信号は100 ₁が最も強
い信号であり、T₂を時定数として次第に減衰す
るものである。したがつて本発明では時間間隔τ
はτ≪T₂であることが望ましい（従来のSRMで
はほぼT₂と同程度であつた）。 第７図は第５図のブロツクＢ９での処理を説明
するための反転回復法によるパルス系列を示す図
である。IRMのパルス系列はSRMのパルス系例
とほとんど同じであり、唯励起パルスSEPを印加
する以前に180゜パルスを予め印加している点のみ
相違している。 すなわち、IRMでは、まず180゜パルス１００₀
を印加し、待ち時間t₀の後励起パルスSEPを印加
している。この励起パルスSEP以後のパルス系列
はSRMと全く同様であるのでその説明は省略す
る。本実施例ではIRMによるエコー信号の採取
も同一傾斜磁場条件で各Ｎ×Ｍ回行なわれる。 第８図は信号処理部４０内の加算処理部４２の
一構成例を示す。この加算処理部４２は、加算器
４２１、加算値を一時収容するためのバツフア４
２２、バツフア４２２用のアドレスカウンタ４２
３及びデイマルチプレクサ４２４により構成され
ている。アドレスカウンタ４２３は線３４を介し
て供給されるサンプリングパルスを計数しその計
数値をバツフア４２２のアドレスとしている。バ
ツフア４２２は１エコー信号の複数のサンプリン
グされたデイジタル値を収容可能な大きさで、図
示を省略したが第５図のブロツクＢ３及びＢ８で
制御部３０の内部カウンタがクリアされる際に同
様にクリアされる。 線３４にサンプリングパルスが加えられると、
アドレスカウンタ４２３は１だけアドレスを増加
してバツフア４２２からこのアドレスに対応する
格納値を読み出す。この読み出されたデータはデ
イマルチプレクサ４２４（通常出力端子Ａを選択
している）を介して加算器４２１の一方の入力と
して加えられる。加算器４２１の他方の入力は送
受信部２０のＡ／Ｄ変換器２０５から得られるエ
コー信号をサンプリングしたデイジタル値であ
る。そして加算器４２１の出力はバツフア４２２
の同一アドレスに書き込まれる。 このようにして加算処理部４２のバツフア４２
２には同一の傾斜磁場H〓の条件下で採取された
Ｎ×Ｍ個のエコー信号をサンプリング位置対応に
加算した値が得られる。 制御部３０は、ブロツクＢ７及びＢ１２で線３
５に切り換え信号を出力するとともに線３４に同
様なサンプリングパルスを出力することにより、
バツフア４２２内の加算されたデータをデイマル
チプレクサ４２４を介して記憶部５０に転送す
る。この場合、ブロツクＢ７の転送時にはバツフ
ア４２２にSRMによる加算データが得られてい
るので、これらは記憶部５０（第９図）のSRM
加算データ領域R1に収容される。また、ブロツ
ク１２の転送時にはバツフア４２２にIRMによ
る加算データが得られているので、これらは記憶
部５０のIRM加算データ領域に収容される。 第１０図は第１図の信号処理部４０内の画像処
理部４４の概略フローチヤートである。この画像
処理部４４は必要に応じて専用高速演算装置を備
えたミニコンピユータにより構成できるもので従
来のＸ線CT装置で通常用いられているものでよ
い。 ブロツクＢ１６で起動されると、画像処理部４
４はまずブロツクＳ１で領域R1のデータを用い
てSRM画像を再構成し、記憶部５０のSRM画像
領域R3へ得られたSRM画像を収容する。次にブ
ロツクＳ２で領域R2のデータを用いてIRM画像
を再構成し、IRM画像領域R4へ得られたIRM画
像を収容する。これらブロツクＳ１，Ｓ２内での
再構成処理方法は同一であり、例えばＸ線CT装
置に用いられているフイルター補正逆投影法など
の画像再構成アルゴリズムをそのまま適用するこ
とができるのでその詳細な説明は省略する。 そしてブロツクＳ３において、領域R3及び領
域R4内の画像データを用いてT₁画像を作成する。
得られたT₁画像は記憶部５０のT₁画像領域R5に
収容される。T₁画像はIRM画像の各画素データ
を対応するSRM画像の各画素データを除算する
ことにより得られる。 第１１図はこのブロツクＳ３での処理フローを
示している。ここでは、SRM画像の各画素デー
タをI_SRM（ｊ、ｋ）、IRM画像の各画素データを
I_IRM（ｊ、ｋ）、T₁画像の各画素データをＲ（ｊ、
ｋ）で夫々表わすものとし、夫々Ｊ×Ｋ画素から
なるものとする。 Ｓ１０で内部カウンタｋ（図示せず）を初期設
定し、Ｓ１１で内部カウンタｊ（図示せず）を初
期設定している。Ｓ１２で領域R3からSRM画像
の１画素データI_SRM（ｊ、ｋ）を取り出し、Ｓ１
３でこのデータが微小値△Ｉ以下かどうか判定す
る。I_SRM（ｊ、ｋ）が△Ｉ以下（背景部分）であ
ればＳ１６に進みＲ（ｊ、ｋ）を予じめ定められ
た値R₀とする。一方、I_SRM（ｊ、ｋ）が△Ｉより
大きればＳ１４に進み、領域R4から対応する
IRM画像のデータI_IRM（ｊ、ｋ）を取り出す。Ｓ
１５ではI_IRM（ｊ、ｋ）をI_SRM（ｊ、ｋ）で除算し、
これをＲ（ｊ、ｋ）とする。Ｓ１５又はＳ１５の
結果を用いて、Ｓ１７ではＲ（ｊ、ｋ）を領域R5
に書き込む。Ｓ１８で内部カウンタｊをカウント
アツプし、Ｓ１９でｊがＪに達したか判定し、ｊ
＜ＪであればＳ１１乃至Ｓ１７の処理を繰り返
し、ｊ≧ＪであればＳ２０へ進む。Ｓ２０で同様
に内部カウンタｋをカウントアツプし、Ｓ２１で
ｋがＫに達したか判定し、ｋ＜ＫであればＳ１１
乃至Ｓ２０の処理を繰り返し、ｋ≧Ｋであれば処
理を終える。 以上説明した本発明の実施例においては、
SRM及びIRMのいずれにおいても、励起パルス
SEPからエコー信号までのエコー間隔時間を2τの
整数倍にとつていることと、測定をＭ回繰り返し
ている点を考慮すればSRM画像及びIRM画像の
の画素データは夫々上記(3)式及び(4)式に代えて次
のように表わされる。 I_SRM∝Mρ（１−e^-t1/T1）・_N 〓ⁿ⁼¹ e^-2n〓^/T1 ………(3)′ I_IRM∝Mρ（１−2e^-t0/T1）・_N 〓ⁿ⁼¹ e^-2n〓^/T1 ………(4)′ 但し、SRMでt₁は励起パルスSEPの周期、
IRMでt₀は最初の180゜パルスから励起パルスまで
の時間である。 したがつて得られるT₁画像の画素データは Ｒ（ｊ、ｋ）＝１−2e^-t0/T1／１−e^-t1/T1………(
5)′ となり、緩和時間T₁にのみ依存する画像となる。
(5)′式は一見複雑な形にみえるが、t₀≦t₁の条件
が満たされるならばT₁の増加に従つて単調減少
する。第１２図にT₁とＲとの関係を図示した。
図において、曲線２００はt₀＝0.4sec、t₁＝0.4sec
に設定した場合であり、曲線２１０はt₀＝0.2sec、
t₁＝0.4secに設定した場合を夫々示す。なおt₀がt₁
よりわずか大きくても単調性が失われるのはT₁
が０の近傍であるので実用上はそれほど問題にな
らない。 上記実施例は投影再構成法を用いたもので、被
写体の２次元フーリエ変換関数の原点を通る種々
の方向への直線上のデータがNMR信号として得
られた。すなわち、この方法では被写体の２次元
フーリエ変換関数の極座標表現における情報を採
取する。これに対し、被写体の２次元フーリエ変
換の直交座標によつて表現される情報を採取する
ものとして２次元フーリエ変換映像法があり、本
発明はこれにも適用することができる。 上記実施例では線形勾配磁場H〓の方向θを多
数変化させて投影データを収集したが、２次元フ
ーリエ変換映像法では線形勾配磁場の方向は一定
としてその磁場の印加時間を順次変化させてデー
タを収集する。第１３図にSRMによる場合の線
形勾配磁場G_y，G_zの与え方を示す。すなわち、
まず所定のG_yをτ_y時間だけ印加した後G_zをτ_z時間
だけ印加する。このτ_yを所定のきざみ幅△τで順
次増加させ、同時にτ_zを△τ毎に順次減少させる
（τ_y＋τ_zを一定に保つ）。 例えば第５図において、Ｂ２でτ_yを初期値τ_nioi
に設定し、Ｂ１３でτ_y＝τ_y＋△τを求め、Ｂ１４
でτ_yが終了値τ_naxを越えるか判定すればよい。 なお、エコー信号のサンプリングは磁場を切り
換えた時点より行なう。その他の動作は第６図の
場合と全く同様である。またIRMを用いる場合
も同様であるので説明を省略する。 そして画像再構成としては、得られた直交座標
表現の２次元フーリエ関数をそのまま２次元逆フ
ーリエ変換すればただちにスライス面内の画像を
得ることができる。なお、G_y、G_zの印加時間を
一定として、その磁場強度を順次変化する手法を
用いることもできる。 その他本発明は種々変形して実施することがで
きる。例えば、上記実施例では被検体１０の動き
の影響を少なくするため同一線形勾配磁場H〓の
下でSRM及びIRMの投影データを採取したが、
被検体１０の動きが無視できる程度であれば、ま
ずSRMによりH〓の角度θを変化させてSRM画像
用の投影データ群をすべて収集し、しかる後
IRMにより同じくH〓の角度θを変化させてIRM
画像用の投影データを収集してもよい。 また上記実施例では投影データの収集とその加
等処理を並行して行つたが、遂次的に行つてもよ
いことはいうまでもない。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の全体構成図、第２
図は本発明の一実施例で用いる送受信回路の一構
成図、第３図及び第４図は本発明の一実施例の動
作原理を説明するための図、第５図は本発明の一
実施例の制御部の動作を説明するためのフローチ
ヤート、第６図及び第７図は夫々本発明の一実施
例で用いる飽和回復法及び反転回復法のパルス系
列を説明するための波形図、第８図は本発明の一
実施例で用いる加算処理部の一構成図、第９図は
本発明の一実施例で用いる記憶部のメモリマツプ
を示す図、第１０図及び第１１図は本発明の一実
施例で用いる画像処理部の動作を示すフローチヤ
ート、第１２図は緩和時間T₁と画素信号Ｒとの
関係を示す図、第１３図は２次元フーリエ変換映
像法を用いた場合の静磁場の印加方法を説明する
ための図である。 １１乃至１５……コイル、１７……プローブヘ
ツド、２０……送受信部、３０……タイミング制
御部、４０……信号処理部、５０……記憶部。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 核磁気共鳴を用いて被検体の指定されたスラ
   イス面に関する画像を作成する方法において、 飽和回復法と反転回復法のパルス系列を共通す
   るエコー間隔時間で夫々ほぼ同数個のエコー信号
   を順次採取する段階と、 各々のパルス系列により得られたエコー信号同
   志を加算する段階と、 飽和回復法により得られた加算されたエコー信
   号を用いて前記スライス面に関する第１の画像を
   再構成するとともに反転回復法により得られた加
   算されたエコー信号を用いて前記スライス面に関
   する第２の画像を再構成する段階と、 前記第２の画像の各画素信号を前記第１の画像
   の対応する画素信号で除算することにより第３の
   画像を作成する段階とを備えたことを特徴とする
   核磁気共鳴映像法。