JPH0779939A

JPH0779939A - 磁気共鳴診断装置

Info

Publication number: JPH0779939A
Application number: JP5229316A
Authority: JP
Inventors: Yoshinori Suzuki; 義規鈴木; Hidehiro Watanabe; 英宏渡邊
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-09-14
Filing date: 1993-09-14
Publication date: 1995-03-28

Abstract

(57)【要約】【目的】被検体内の細胞内液と細胞外液の情報、例え
ば細胞内液量と細胞外液量とを分離して画像化すること
ができる磁気共鳴診断装置を提供することを目的とす
る。【構成】１８０°パルスあるいは９０°パルスに引き
続き、９０°パルスと複数の１８０°パルスという順序
の高周波磁場パルスと、拡散計測用の勾配磁場、および
画像化のための勾配磁場とを印加する手段と、収集され
た信号の再構成によって得られた画像信号を用いて非線
形最小二乗法により各画素の細胞内液量と細胞外液量と
を求める手段とから構成される。【効果】細胞内液量と細胞外液量とを分離して画像化
できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検体における細胞内
と細胞外の情報を分離して得ることのできる磁気共鳴診
断装置、及び短時間で断層像撮影を行なうことのできる
磁気共鳴診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、医用診断装置の開発が進められる
中で、磁気共鳴診断装置が多く用いられている。

【０００３】磁気共鳴診断装置は、被検体内の水の物理
情報を被侵襲に得ることのできる装置である。得られる
物理情報には、スピン−核子緩和時間Ｔ₁、スピン−ス
ピン緩和時間Ｔ₂、拡散計数Ｄといったものがある。し
かし、通常の診断ではこれらの物理情報を直接求める方
法は用いられず、繰り返し時間を短くすることにより、
画像に組織のＴ₁差が反映したコントラストをつけるこ
とのできるＴ₁強調画像化法や、エコー時間を長くする
ことにより、組織のＴ₂差が反映したコントラストをつ
けることのできるＴ₂強調画像化法が用いられる。

【０００４】しかし、従来の方法で得られる水の情報
は、細胞内の水と細胞外の水とを合わせたものであり、
これらを分離した画像を得ることはできなかった。即
ち、画像化する際のピクセルの大きさは通常細胞に比べ
て大きいので、１つのピクセル内に複数の細胞を含んで
しまい、１つのピクセルの画像情報に細胞内及び細胞外
の情報を含んでしまうことになる。

【０００５】もし、細胞内外を分離して画像化すること
ができれば、病気の段階をとらえることのできる可能性
がある。例えば、脳梗塞初期の段階では、細胞が膨らむ
ことが知られており、脳梗塞の段階をとらえられる可能
性がある。また、初期の段階で血栓要因を取り除くこと
ができれば、ほぼ正常状態に回復することができるの
で、臨床的に意味がある。

【０００６】しかし、従来の画像化法では、細胞内液と
細胞外液とが混在した状態をとらえており、切り分けて
画像化することができなかったため、病気の段階を診断
することはできなかった。

【０００７】一方、磁気共鳴診断装置は、ユーザーの要
求や種々の技術開発により、臨床的に使用される空間分
解能が向上するとともにマトリクス数が増加している。
また、特定断面だけではなく、多段面の断層像あるいは
３次元空間画像の要求も高まっており、特に血管画像で
は３次元空間画像を得ることが多い。このようなマトリ
クス数の増加、断面数の増加あるいは３次元空間データ
収集化があると、データ数が増加するとともにデータ収
集時間が増加してしまう。データ収集時間が増加すると
患者を拘束する時間が増加し、患者に苦痛を与えるとと
もに、単位時間あたりの検査患者数が減少し、装置使用
効率が悪くなってしまう。また、腹部や心臓のような動
きの大きな臓器に対しては画質劣化を引き起こす事にも
なる。

【０００８】従来より、測定時間の短縮を図るため、一
回の励起シーケンスにおいて多段面のデータを収集する
マルチスライス法や、一回のデータを収集にて複数列の
データを収集する高速スピンエコー法や、１回の励起で
２次元画像データを収集するエコープラナー法が開発さ
れてきた。しかし、このような従来の方法は２次元画像
データあるいは３次元画像データを全て収集する方法で
あるため測定時間は十分短縮されていない。特に、３次
元画像データの場合には測定時間の長さが問題となる。
また、エコープラナー法では収集する画像データが多い
と局所的磁場不均一性のため画像が歪んでしまう。

【０００９】さらに、磁気共鳴診断装置では全データを
収集しなければならないため、データ収集の途中で患者
が動いたりするとそれまで計測してきた有効な画像デー
タ全てを捨てなければならなかった。また、全データが
収集し終わるまで画像が見えないため、撮像部位の誤り
などのトラブルにも対応できなかった。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】このように、従来にお
け磁気共鳴診断装置においては被検体内の細胞内液と細
胞外液とを切り離して画像化することができないという
欠点があった。また、撮影時間を短縮するために実施す
るマルチスライス法、高速スピンエコー法及びエコープ
ラナー法等を用いた場合には画質が劣化してしまうとい
う問題があった。

【００１１】この発明はこのような従来の課題を解決す
るためになされたもので、その第１の目的は、細胞内液
と細胞外液とを分離して画像化することのできる磁気共
鳴診断装置を提供することである。

【００１２】また、第２の目的は、撮影時間の短縮する
際の画像の歪みを改善することのできる磁気共鳴診断装
置を提供することである。

【００１３】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本願第１の発明は、第一に１８０°又は９０°パル
スを印加し、続いて９０°パルス、複数の１８０°パル
スの順で高周波磁場パルスを印加するとともに拡散計測
用の勾配磁場パルスを印加する手段と、前記印加した高
周波磁場パルスによって発生したエコー信号を収集し、
これを再構成して画像化する画像化手段と、前記画像化
手段にて得られた複数枚の画像から同一の画素の信号を
取出し、最小自乗法を用いて以下の７成分（イ）細胞内液量Ｍ_0in （ロ）細胞内液のスピン−スピン緩和時間Ｔ_2in （ハ）細胞内液の拡散係数Ｄ_in （ニ）細胞外液量Ｍ_0in （ホ）細胞外液のスピン−スピン緩和時間Ｔ_2ex （ヘ）細胞外液の拡散係数Ｄ_ex （ト）計測されるスピン核子緩和時間Ｔ_1obs のフィッテングを行なう手段と、求められた前記各成分
の値を用いて画像化する手段と、を有することが特徴で
ある。

【００１４】また、本願第２の発明は、一様な静磁場下
に置かれた被検体に所定のタイミングで高周波磁場及び
リード，スライス，エンコード方向の勾配磁場を印加
し、これによって発生するエコー信号を収集して測定デ
ータ列を得、画像の再構成を行なう磁気共鳴診断装置に
おいて、前記測定データ列のうち所望のデータ列のみを
受信すべくシーケンスを実行する手段を有することを特
徴とする。

【００１５】

【作用】上述の如く構成された本願第１の発明によれ
ば、カーブフィッティングを行う際の特性式を決定しこ
の初期値を予め記憶させておく。そして、磁気共鳴信号
を再構成して得られる段数枚の画像の同一ピクセルの信
号を取出し、前記特性式にカーブフィッティングさせ
る。そして、この特性式の成分（Ｍ_0in，Ｔ_2in，
Ｄ_in，Ｍ_0ex，Ｔ_2ex，Ｄ_ex，Ｔ_1obs）を求め、これら
の分布を画像化する。これによって細胞内液と細胞外液
の物理情報を分離して画像化することができる。

【００１６】また、本願第２の発明によれば、磁気共鳴
信号を受信して得られる測定データ列のうち所望のデー
タ列のみを受信して画像の再構成を行なっている。従っ
て、空間周波数成分の多い信号を選択的に収集すればデ
ータの収集時間を短縮化することができ、また、データ
列を減少させたことによる画像歪みを少なくすることが
可能となる。

【００１７】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。図２は、本発明の一実施例に関わる磁気共鳴診断
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。

【００１８】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、全てシーケンス
制御部１２によって制御され、またシーケンス制御部１
２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１０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。

【００１９】本発明の第１実施例では、細胞内と細胞外
を図３に示すようにモデル化し、このモデルに対して細
胞内と細胞外の信号強度のモデル式をたて、フィッティ
ングにより細胞内と外とを切り分ける。

【００２０】図３のモデルにおいて、細胞内と細胞外の
物理量について決定する。即ち、細胞内と細胞外のスピ
ン−核子緩和時間をそれぞれＴ_1in，Ｔ_1ex，スピン−
スピン緩和時間をＴ_2in，Ｔ_2ex，拡散係数をＤ_in，Ｄ
_exと定義する。水分子はＴ₁に対して十分に早く細胞膜
を透過するため、ＺｉｍｍｅｒｍａｎとＢｒｉｔｔｉｎ
の理論により、観測されるＴ₁は１成分となる。そこ
で、観測されるＴ₁をＴ_1obsと定義する。また、細胞内
の水分子のスピンの量をＭ_0in、細胞外の水分子のスピ
ン量をＭ_0exと定義する。

【００２１】次に、図１の流れ図を用いて、細胞内と外
とを切り分ける手順を説明する。まず、図４に示すパル
スシーケンスにより、ＮＭＲ信号を収集する（ステップ
ＳＴ１）。図４において、ｔ_1iは最初の１８０°パルス
と次の９０°パルスの時間間隔（ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ
ｔｉｍｅ），ｔ_2jはそれぞれのマルチエコーに対するエ
コー時間を示す。また、９０°パルスから次の１８０°
パルスまでの間隔をＴ_Dとおく。Ｇ_Dは拡散係数の計測
のための勾配磁場パルスの強度である。

【００２２】このシーケンスにより求められたＮＭＲ信
号を再構成して、図５に示す如くの各ｔ_1i，ｔ_2j，ｂｌ
に対応する画像を求める（ステップＳＴ２）。そして、
各画像の信号強度Ｍ_0obs（ｘ）は次の（１）式のように
表すことができる。

【００２３】

【数１】Ｍ_obs（ｘ）＝［１−｛２−ｅｘｐ（−Ｔ_D／Ｔ_1obs（ｘ）｝・ｅｘｐ（−ｔ_1i／Ｔ_1obs（ｘ））］ ×［Ｍ_0in（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2in（ｘ）｝・ｅｘｐ｛−ｂｌＤ_in（ｘ）｝＋Ｍ_0ex（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2ex（ｘ）｝・ｅｘｐ｛−ｂｌＤ_ex（ｘ）｝］ …（１）ここで、ｂｌは次の（２）式で表すことができる。

【００２４】

【数２】ｂｌ＝（γＧ）²δ²（Δ−δ／３） …（２）そして、各ピクセルごとに、（１）式に示したモデル式
を用いて、非線形最小二乗法によるカーブフィッティン
グを行なう（ステップＳＴ３）。これには、例えばＭａ
ｒｑｕａｒｄｔの方法を用いればよい。また、上記モデ
ル式の場合、Ｍ_0in，Ｍ_0ex，Ｔ_1obs，Ｔ_2in，
Ｔ_2ex，Ｄ_in，Ｄ_exの７成分系になり、解の安定性が問
題となる。このため、予めそれぞれのパラメータの初期
値の分布Ｍ_0in1（ｘ），Ｍ_0ex1（ｘ），Ｔ
_1obs1（ｘ），Ｔ_2in1（ｘ），Ｔ_2ex1（ｘ），Ｄ
_in1（ｘ），Ｄ_ex1（ｘ）をデータベース化しておく。
初期値には正常状態における値を用いれば良い。ピクセ
ルごとに、この初期値を用いてカーブフィッティングを
行ない、７つのパラメータを求める（ステップＳＴ
４）。

【００２５】次に、求めた値により各パラメータの画像
を得ることができる（ステップＳＴ５）。ここで、Ｍ
_0in（ｘ），Ｍ_0ex（ｘ）はそれぞれ細胞内液量および
細胞外液量の分布を示している。

【００２６】こうして、細胞内外を分離した画像を得る
ことができるのである。また、第１実施例において、ｐ
ｅｒｆｕｓｉｏｎ（還流）の影響に関しては触れていな
い。ｐｅｒｆｕｓｉｏｎの影響を考える場合には、上記
の各モデル式に、ｐｅｒｆｕｓｉｏｎの量をＭ
_0perfusion，ｐｅｒｆｕｓｉｏｎによる減衰の係数をＤ
_pとおいたとき、Ｍ_0perfusion・ｅｘｐ−（ｂｌ・
Ｄ_p）の項を追加すればよい。また、ｐｅｒｆｕｓｉｏ
ｎによる減衰は早いため、小さいｂｌをかけただけでｐ
ｅｒｆｕｓｉｏｎによる項は無視できるようになる。つ
まり、ｂｌ＝０近辺のデータを取らずに、ｐｅｒｆｕｓ
ｉｏｎの項を無視したモデル式を用いれば良い。

【００２７】次に、本発明の第２実施例について説明す
る。

【００２８】（１）式で示したモデル式は、拡散係数の
計測用の勾配磁場Ｇ_Dを印加した場合に対応する式であ
る。これに対して、Ｇ_D＝０，すなわちｂｌ＝０の場合
には、信号強度は次の（３）式に示すモデル式に従う。

【００２９】

【数３】Ｍ_obs（ｘ）＝［１−｛２−ｅｘｐ（−Ｔ_D／Ｔ_1obs（ｘ））・ｅｘｐ（−ｔ_2j／Ｔ_1obs（ｘ）｝］ ×［Ｍ_0in（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2in（ｘ）｝＋Ｍ_0ex（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2ex（ｘ）｝］ …（３）そして、この実施例では、まずｂｌ＝０に対応するシー
ケンス、即ち、図６に示すパルスシーケンスによりデー
タの収集を行なう。そして、各ピクセル毎に（３）式の
モデル式を用いてカーブフィッティングを行なう。

【００３０】この方法では、パラメータ数が５つとな
り、解の安定性が増す。この方法により、５成分
Ｍ_0in，Ｍ_0ex，Ｔ_1obs，Ｔ_2in，Ｔ_2exの分布を求め
ることができる。細胞内液量の分布と細胞外液量の分布
を求めるまででよければ、ここまでの段階でやめて良
い。細胞内外の拡散係数まで求める場合には、Ｇ_Dを加
えたシーケンスにより画像を求め、（１）式をモデル式
としたフィッティングを行えば良い。ここでは、先に求
めた５成分を初期値として７成分のフィッティングを行
なうか、あるいは（１）式において求めた５成分を固定
して、２成分のフィッティングを行なえば良い。

【００３１】次に、第３の実施例について説明する。こ
の方法では、第１実施例の方法で求めた画像信号を用い
る。これらの画像信号を図７のように、ｂｌに関して総
和をとる。総和の画像信号に対するモデル式は、次の
（４）式のようになる。

【００３２】

【数４】この変形により、７成分のモデル式から５成分のモデル
式にすることができ、総和画像信号の５成分フィッティ
ングによりパラメータを求めることができる。次に、求
めたパラメータＴ_1obs，Ｔ_2in，Ｔ_2exを用いて、他の
パラメータＭ_0i _n，Ｔ_0ex，Ｄ_in，Ｄ_exを求める。この
求め方は、第２実施例の方法に示した方法と同じであ
る。

【００３３】上記に示した第３実施例の方法では、ｂｌ
に関して総和をとった。これと同様に、ｔ_2jに関して総
和をとる方法を用いても良い。この方法では、最初に求
められるパラメータはＴ_1obs，Ｄ_in，Ｄ_exであり、これ
らを用いることにより、残りのパラメータＭ_0in，Ｍ
_0ex，Ｔ_2in，Ｔ_2exを求めることができる。

【００３４】次に、本発明の第４の実施例を示す。この
方法では、細胞内液、細胞外液に関して知られている情
報を用いて、先に示したモデル式を近似し、簡便に細胞
内液量の分布と細胞外液量の分布を求める。

【００３５】細胞内液は、核やミトコンドリアといった
細胞質により、細胞外と比較して、Ｔ₂が短く、Ｄが小
さい。それぞれのおおよその値を図８に示した。この関
数を用いると、以下のそれぞれの場合のＭ_obsを次のよ
うに近似することができる。

【００３６】まず、ｂｌが小さい場合、細胞内液の信号
の拡散による減衰はほとんどないため、（５）式のよう
になる。

【００３７】

【数５】Ｍ_obs（ｘ）＝［１−｛２−ｅｘｐ（−Ｔ_D／Ｔ_1obs（ｘ））｝・ｅｘｐ｛−ｔ_1i／Ｔ_1obs（ｘ）｝］ ×［Ｍ_0in（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2in（ｘ）｝・ｅｘｐ｛−ｂｌ・Ｄ_in（ｘ）｝＋Ｍ_0ex（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2ex（ｘ）｝・ｅｘｐ｛−ｂｌ・Ｄ_ex（ｘ）｝］〜［１−｛２−ｅｘｐ（−Ｔ_D／Ｔ_1obs（ｘ））｝・ｅｘｐ｛−ｔ_1i／Ｔ_1obs（ｘ）｝］ ×［Ｍ_0in（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2in（ｘ）｝＋Ｍ_0ex（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2ex（ｘ）｝・ｅｘｐ｛−ｂｌ・Ｄ_ex（ｘ）｝］ …（５）次に、ｔ_2jを短くしておけば、細胞外液のＴ_2exによる
減衰が小さくなり、次の（６）式のように近似できる。
但し、Ｔ_2jは１つ、すなわちエコー数は１つにする。

【００３８】

【数６】Ｍ_obs（ｘ）〜［１−｛２−ｅｘｐ（−Ｔ_D／Ｔ_1obs（ｘ））｝・ｅｘｐ｛−ｔ_1i／Ｔ_1obs（ｘ）｝］ ×［ｃｏｎｓｔ＋Ｍ_0ex（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｂｌ・Ｄ_ex（ｘ）｝］ …（６）そして、（５），（６）式によって細胞内液に関する項
を定数に近似することができる。

【００３９】次に、細胞外液に関する項を定数と近似す
る方法を説明する。上述のように、細胞外液ではＴ_2ex
が長いので、短いｔ_2jでは細胞外液のＴ_2exによる減衰
が小さくなる。このため、ｅｘｐ（−ｔ_2j／Ｔ_2ex）を
定数と近似することができる。このもとで、拡散係数計
測のためのＧ強度を０、すなわちｂｌ＝０とすると、
（７）式のように近似できる。

【００４０】

【数７】Ｍ_obs（ｘ）〜［１−｛２−ｅｘｐ（−Ｔ_D／Ｔ_1obs（ｘ））｝・ｅｘｐ｛−ｔ_1i／Ｔ_1obs（ｘ）｝］ ×［Ｍ_0in（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2in（ｘ）｝＋ｃｏｎｓｔ］ …（７）以上のモデル式（５）〜（７）式を用いて細胞内液量、
細胞外液量を求めることができる。

【００４１】まず、図９に示すシーケンスを用いて、細
胞外液のイメージングを行なう。このシーケンスにおい
て、ｔ_1i，ｂｌを変化させてイメージングを行なう。ｂ
ｌは、なるべく小さく設定する。例えば、Ｄ_ex〜１０^-5
ｃｍ²／ｓより、ｂｌ＝２×１０⁵ｓ／ｃｍ²で、信号
強度が約１０％となるから、ｂｌは２×１０⁵ｓ／ｃｍ
²よりも小さい値に設定する。ｂｌ，ｔ_1iのパラメータ
数は、２以上であればいくつでもよい。このシーケンス
によって収集されたデータを再構成して、それぞれのｂ
ｌ，ｔ_1iに対応した画像を求める。次に、各ピクセルご
とに、（６）式のモデル式によりカーブフィッティング
を行ない、Ｍ_0ex（ｘ），Ｄ_ex（ｘ）を求める。この
方法では、単一ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌとなるので、両
辺の対数をとることにより、線形最小二乗法を用いても
Ｍ_0ex（ｘ），Ｄ_ex（ｘ）を求めることができる。

【００４２】次に、図６のシーケンスを用いて、細胞内
液のイメージングを行なう。このシーケンスにおいて、
ｔ_1iを変化させてイメージングを行なう。但しこのシー
ケンスでは、ｔ_2jは短くし、例えば５０ｍｓ以下に設定
しておく。データ収集、再構成によって得られた画像か
ら細胞内液量を求める。各ピクセルの信号強度は（７）
式に従うから、この式を用いてフィッティングを行な
う。先に示したように、この場合でも線形最小二乗法を
用いて求めても良い。以上の方法により、Ｍ
_0in（ｘ），Ｔ_2in（ｘ）を求めることができる。

【００４３】次に、これらのモデル式を用いた他の方法
について説明する。この方法では、図４に示すシーケン
スを用いる。但し、このシーケンスでは先と同様にｂｌ
を小さく、ｔ_2jを短く設定しておく。この条件下では、
観測される信号強度は、次の（８）式で表される。

【００４４】

【数８】Ｍ_obs（ｘ）〜［１−｛２−ｅｘｐ（−Ｔ_D／Ｔ_1obs（ｘ））・ｅｘｐ｛−ｔ_1i／Ｔ_1obs（ｘ）｝］ ×［Ｍ_0in（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｔ_2j／Ｔ_2in（ｘ）｝＋Ｍ_0ex（ｘ）・ｅｘｐ｛−ｂｌ・Ｄ_ex（ｘ）｝］ …（８）そして各ｂｌ，ｔ_2jに対応する画像において、各ピクセ
ルごとに（８）式のモデル式でフィッティングすれば良
い。これによって、Ｍ_0in（ｘ），Ｍ_0ex（ｘ），Ｔ
_2in（ｘ），Ｄ_ex（ｘ）を求めることができ、細胞内液
量の分布Ｍ_0in（ｘ）、細胞外液量の分布Ｍ_0ex（ｘ）
を得ることができる。

【００４５】最後に、ｔ_1iの設定について説明する。上
記方法では、第一のパルスに１８０°パルスを用いるＦ
ＩＲ（First Inversion Recovery）法を使用している。
１８０°パルスを用いると、縦緩和時間Ｔ₁に関する項
は（９）式のようになる。

【００４６】

【数９】Ｔ₁に関する項＝１−（２−ｅｘｐ（Ｔ_D／Ｔ₁））ｅｘｐ（−ｔ_1i／Ｔ₁） …（９）これに対し、図１０のシーケンスのように、第一のパル
スに９０°パルスを用いるＳＲ法では、Ｔ₁に関する項
は、（１０）式のようになる。

【００４７】

【数１０】Ｔ₁に関する項＝１−ｅｘｐ（−ｔ_1i／Ｔ₁） …（１０）この方法では、Ｔ₁に関する項が、待ち時間Ｔ_Dに依ら
ないため、Ｔ_Dを短くすることができ、観測時間を短く
することができる。このため、ＳＲ法を用いることが観
測時間の短縮につながる。

【００４８】一方、ｔ_1iと各々の項の関係については、
（９）式に従う曲線は、図１１のように、（１０）式に
従う曲線は、図１２のようになる。そこで、それぞれの
信号強度が大きい領域を用いるようにｔ_1iを設定すれば
（図１３）、信号強度、すなわちＭ_0en，Ｍ_0exを精度
良く求めることができ、しかもＳＲ法を用いることによ
り観測時間を短くすることができる。

【００４９】この方法では、まずＦＩＲ法のシーケンス
により、データを収集し、再構成により画像を求める。
次に、ＳＲ法のシーケンスにより、画像を求める。この
ときの画像信号は、（１１）式に従う。

【００５０】

【数１１】そして、（１１）式を用いて、各ピクセルごとにカーブ
フィッティングを行ない、各パラメータを求めることが
できる。この方法は、これまで説明した全ての方法で用
いることが可能である。

【００５１】次に、本発明の請求項２に係る第５実施例
について説明する。

【００５２】一般に、磁気共鳴診断装置では測定対象を
フーリエ変換した離散的データ列が収集される（収集さ
れたデータ列の空間をｋ空間と呼ぶ）。そして、一回の
リード勾配磁場の反転により、１列のデータが収集さ
れ、例えば図１５に示す如くのｋ空間上のデータが得ら
れる。収集されたデータ列は、撮像した測定対象の空間
周波数成分により信号強度が異なることになる。即ち、
図１６に示すように測定対象物の空間周波数成分が高い
位置において信号強度が強くなる。この信号強度の大き
な領域は、測定対象部位や撮像領域が同一であれば、測
定対象によらずほぼ同一になる。即ち、経験的に信号強
度の強い領域を類推することができる。

【００５３】従来の方法では、この様な信号強度の大小
に注目せず、ｋ空間上の全データを収集していた。これ
に対し本発明では、この空間周波数成分の統計的大小に
着目して、ｋ空間上の全データを収集せず、測定するデ
ータ列を予め調べていた統計データに基づき、統計的に
信号成分の多いデータ列のみのデータを収集し、そのデ
ータをもとに再構成する。

【００５４】図１４はこのような第５実施例を説明する
ための模式図である。

【００５５】患者を診断する上で測定する場所や測定領
域は多岐に渡るが、臨床上測定したい測定部位ならびに
測定領域組み合わせは特定パターンに限定される。この
ように臨床的に好発する測定部位や測定領域を撮像する
シーケンスに関し、予め測定データを蓄積し、ｋ空間上
のデータを加算平均しておく。つまり、図１４（ａ）に
示す如くのｋ空間に対して例えば同図（ｂ）に示す如く
のヒストグラムを作成する。

【００５６】このような、加算平均したｋ空間データ中
央部の縦方向のヒストグラムを調べ、特定スレッショル
ド以上の列のデータ（データ収集領域２１）を収集する
ようにする（図１４（ｃ）斜線部）。このような、デー
タ列を収集し、データ収集していない領域には０を代入
して、画像を再構成すると、画像歪みの少ない画像が得
られる。なお、図１４（ｂ）のような統計データを多数
収集・保存しておき、シーケンスの種類や撮像部位によ
り、データ収集領域を決定するものとする。このよう
に、データ収集領域を決めているので、データ収集時間
を短縮することができ、撮影時間の短縮化を図ることが
できる。

【００５７】厳密には、ｋ空間上の空間周波数成分のパ
ターンは患者ごとに異なるので、統計データに基づき一
連のデータ収集を行なった後、測定したデータの信号強
度（中央部、縦方向のヒストグラム）の大きな部分近傍
のデータを信号強度が小さくなるまで収集するようにす
ると、患者のｋ空間信号分布パターンに合わせたデータ
収集が可能となる。

【００５８】この際、データを追加するごとに逆フーリ
エ変換処理をして画像を再構成することも可能である。
また、この場合には再構成時間が長くなるので、取られ
た空間周波数に合致した空間基定画像を足し合わせるこ
とにより、画像を再構成する方法を採用しても良い。ま
た、本実施例では、データ収集再構成ごとに画像を表示
するので、医者がデータ収集を増加しても画質改善が行
われなくなった場合には、データ収集を中止することに
より、さらに撮像時間を短縮することができる。更に、
このような方法によれば、万が一患者が動いた場合で
も、動かない前の画像有効な画像データより画像を再構
成する事ができる。

【００５９】また、本実施例では測定データ量が少ない
ため、エコープラナー法の場合、一回の励起当りのデー
タ収集時間が短くでき、磁場不均一性等による画像歪み
も少なくなる。更に、本実施例では、全データを収集し
ていないので、測定対象を完全には復元できないが、空
間周波数成分の多い信号を選択的に収集しているので臨
床上使用する上で問題は無い。

【００６０】また、本実施例の変形例として、特定デー
タ列にて加算平均を行なう方法、即ち、中央部縦方向ヒ
ストグラムにて信号強度が大きなデータ列に対しては加
算平均を行なうようにしても良い。この様にすることに
より、Ｓ／Ｎの良い画像が得られることになる。

【００６１】

【発明の効果】以上説明したように、本願第１の発明に
よれば、細胞内液と細胞外液の情報を分離して画像化す
ることができるので、脳梗塞等、病状の段階をとらえる
ことができ、臨床的に極めて有用となる。

【００６２】また、本願第２の発明によれば、画像デー
タの収集時間を短縮することができ、これによる画像歪
みを極力抑えることができる。これによって、磁気共鳴
診断の迅速化、患者の負担の軽減化を図ることができる
という効果が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】細胞内と細胞外の情報を分離した画像を得るた
めの手順を示す流れ図である。

【図２】本発明に係る磁気共鳴診断装置の概略的な構成
を示すブロック図である。

【図３】細胞内と細胞外のモデルを示す図である。

【図４】細胞内と細胞外の情報を分離した画像を得るた
めのパルスシーケンス図である。

【図５】図４のシーケンスによって得られた画像を示す
説明図である。

【図６】細胞内と細胞外の情報を分離した画像を得るた
めのパルスシーケンス図である。

【図７】ｂｌ方向に足し合わせることを示した説明図で
ある。

【図８】細胞内液と細胞外液の拡散係数Ｄ，スピン−ス
ピン緩和時間Ｔ₂のおおよその値を示す図である。

【図９】細胞内と細胞外の情報を分離した画像を得るた
めの他のパルスシーケンス図である。

【図１０】細胞内と細胞外の情報を分離した画像を得る
ための更に他のパルスシーケンス図である。

【図１１】ＦＩＲ法における緩和過程を示す説明図であ
る。

【図１２】ＳＲ法における緩和過程を示す説明図であ
る。

【図１３】ＦＩＲ法とＳＲ法とを組み合わせたときの緩
和過程を示す説明図である。

【図１４】本願第２の発明に係り、ｋ空間上のデータ収
集部位を示す説明図である。

【図１５】１回のリード勾配磁場の反転によるデータ収
集模式図である。

【図１６】縦方向ヒストグラムの説明図である。

【符号の説明】

１静磁場磁石２勾配コイル３プローブ４シムコイル５勾配コイル電源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シーケンス制御部１３画像ディスプレイ２１データ収集領域

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】第一に１８０°又は９０°パルスを印加
し、続いて９０°パルス、複数の１８０°パルスの順で
高周波磁場パルスを印加するとともに拡散計測用の勾配
磁場パルスを印加する手段と、前記印加した高周波磁場パルスによって発生したエコー
信号を収集し、これを再構成して画像化する画像化手段
と、前記画像化手段にて得られた複数枚の画像から同一の画
素の信号を取出し、最小自乗法を用いて以下の７成分（イ）細胞内液量Ｍ_0in （ロ）細胞内液のスピン−スピン緩和時間Ｔ_2in （ハ）細胞内液の拡散係数Ｄ_in （ニ）細胞外液量Ｍ_0ex （ホ）細胞外液のスピン−スピン緩和時間Ｔ_2ex （ヘ）細胞外液の拡散係数Ｄ_ex （ト）計測されるスピン核子緩和時間Ｔ_1obs のフィッティングを行なう手段と、求められた前記各成分の値を用いて画像化する手段と、を有することを特徴とする磁気共鳴診断装置。
【請求項２】一様な静磁場下に置かれた被検体に所定
のタイミングで高周波磁場及びリード，スライス，エン
コード方向の勾配磁場を印加し、これによって発生する
エコー信号を収集して測定データ列を得、画像の再構成
を行なう磁気共鳴診断装置において、前記測定データ列のうち所望のデータ列のみを受信すべ
くシーケンスを実行する手段を有することを特徴とする
磁気共鳴診断装置。