JPS62189055A - Ｎｍｒ像を発生する方法と装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 この発明の核磁気共鳴（ＮＭＲ）検査を行なう方法に関
する。更に特定すれば、この発明は最終的に得られる像
の信号対雑音比を改善する為に、サンプル物体の同じ領
域の幾つかの収集されたＮＭＲ像を有利に組合せる改良
された方法に関する。

医学的に診断価値のあるＮＭＲ像を発生する種々の方法
が知られている。一般的に、作像方法では、検査される
物体又は人間が均質な磁界の中に配置されて、無線周波
（ＲＦ）励振及び磁界勾配パルスをかけることを必要と
する。ＲＦパルスが関心のある物体領域内の核スピンを
励振して、ＮＭＲ信号を発生する。磁界勾配パルスはＮ
ＭＲ信号を物体内の特定の領域に局限して、空間情報を
符号化する様に作用する。使われるＲＦパルス及び勾配
パルスの順序と形式の点で、作像方法に違いがある。パ
ルスの特定の組合せが一般的に「パルス順序」と呼ばれ
る。所定のパルス順序では、パルスの間の期間がパルス
順序のタイミング・パラメータと呼ばれる。

観測されるＮＭＲ信号は、核スピン密度（ＭＯ）、スピ
ン格子緩和時間（Ｔ１）及びスピン−スピン緩和時間（
Ｔ２）の様な核スピンのパラメータの分布に公知の形で
関係している。観測される信号に対するこの様な各々の
核スピン・パラメータの寄与は、特定の作像方法（パル
ス順序）並びにタイミング・パラメータの選び方によっ
て変わる。

例えば、スピンエコー作像方式では、１つ又は更に多く
の１８０’時間反転ＲＦパルスを使って、各々のＲＦ励
振パルスに対して多数のスピンエコー信号を発生する。

多重スピンエコー信号の場合、信号が励振された領域内
の同じ核スピンから出るが、相異なるエコ一時間ＴＥＩ
ｉ（ｉ−１・・・４等）に発生する。ここではｉは第１
、第２等のスピンエコー信号を表わす。完全な走査の過
程で、各々の時間ＴＥ、のスピンエコー信号に対応する
像を再生するのに十分なデータが収集される。こういう
像は収集された多重スピンエコーＮＭＲ像として知られ
ている。種々の組織の間のコントラストが、差別的なス
ピン−スピン（Ｔ２）減衰の為に、異なるＴＥ、で変化
する為に、これらの像は同一ではない。更に、全体的な
信号レベルが低下し、ＴＥ、が進むにつれて、像が一層
暗くなる。その為、ＴＥが、ＮＭＲ信号に、そして最終
的には像のコントラストに対するＴ２の寄与に影響する
スピンエコー・パルス順序のタイミング令パラメータで
ある。

医療用ＮＭＲ作像では、多数のスピンエコー像を収集す
る１つの理由は、例えば浮腫の様な種々の病理は一層長
いＴＥ時間に左右される像で見た方がよく判るが、それ
に関連する腫瘍は一層短いエコ一時間で作像した方がよ
い為である。更に、Ｔ１及びＴ２の或る組合せでは、或
る組織又は病理はコントラストがゼロになることが判っ
ているから、多重エコー走査は、構造又は病理が見えな
い慣れを小さくする。この様な多重スピンエコー像が日
常的に収集される別の理由は、２つ以上のスピンエコー
信号を収集しても、走査時間が大幅に長くならないから
である。これは、余分のスピンエコー信号を収集するの
に使われる時間は、次の励振工程より前に、核スピンが
平衡状態に戻るのを待つ為に費されるのが普通である為
である。

この様な多重スピンエコー像を利用するのが望ましい１
つの方法は、例えば像を何等かの形で平均して、平均像
に於ける信号対雑音比（ＳＮＲ）を改善することである
。例えば、同じパルス順序及びタイミング像を収集した
場合、他の像の平均である新しい像は、信号対雑音比が
改善されることが判っている。然し、多重スピンエコー
信号が同じパルス順序を用いて同じ領域から収集される
ものであるが、各々の像が異なるスピンエコー時間に対
応する為に、これらの信号は同じタイミングを持ってい
ない。その結果、タイミングが異なることにより、得ら
れる像で同じ構造が異なるコントラストを持ち、この為
、単に像を加算すると、単純には解釈の出来ない様な像
になり、あまり役に立たなくなる。

同じ物体領域の像をＴＥの同じ値で、但しパルス順序の
繰返し時間ＴＲに異なる値を用いて収集する様な単一ス
ピンエコー順序によって収集された像の解釈でも、同様
な難点がある。各々の像は、差別的なスピン格子（Ｔ１
）回復の為に、コントラストが異なる。その為、ＴＲが
、信号及び像のコントラストに対するＴ１の寄与に影響
する多重ＴＲパルス順序のタイミング・パラメータであ
る。

こういう像を収集するのは、多重エコー像について上に
述べたのと同様な理由である。この場合、異なる病理は
ＴＲの異なる値の時に最もよいコントラストを持つこと
がある。然し、ＴＲの異なる値を用いて（例えば４個の
）像を求めるには、前に述べた多重エコーの場合と異な
り、１つの像を収集するよりもかなり長い時間を必要と
する。ＴＲの異なる値の時に収集された像を組合せて、
最終的な像が、解釈がはっきりしている特徴を持つと共
に改善さ九でいる様にすることが望ましい。

従って、この発明の目的は、多重スピンエコー像を有意
に組合せて、信号対雑音比を改善した像を発生する方法
を提供することである。

この発明の別の目的は、相異なるパルス順序の繰返し時
間ＴＲを用いたスピンエコー像を有意に組合せて、最終
的な像のＳＮＲを改善する方法を提供することである。

この発明の別の目的は、ＴＩ及び／又はＴ２の異なる加
重を用いたパルス順序から得られた像を有意に組合せる
方法を提供することである。

発明の要約 この発明の方法は、像のコントラストが少なくとも１つ
のコントラスト決定パラメータによって決定される時、
略同様なコントラストを持つ収集されたＮＭＲ像に較べ
て、信号対雑音比を改善したＮＭＲ像を発生する。この
方法は、サンプル物体から、物体の複数個のＮＭＲパラ
メータを空間的に特徴づけるのに十分なＮＭＲデータを
収集し、少なくとも１つのＮＭＲパラメータに関連する
復数個の値を発生ずる工程を含む。次に、各々のコント
ラスト決定パラメータに対して、或る値を選び、その後
コントラスト決定パラメータの発生された値及び選ばれ
た値を用いて、ＮＭＲ像を発生する。コントラスト決定
パラメータの値は、計算された像が略同様なコントラス
トを持つ収集された像に較べて信号対雑音比が改善され
る様に選ばれる。

この発明の新規と考えられる特徴は、特許請求の範囲に
具体的に記載しであるが、この発明自体の構成、作用及
びその他の目的並びに利点は、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。

発明の詳細な説明 第１回は１例のＮＭＲ装置の主な部品がブロック図で示
されている。然し、これが装置の１例であって、実際に
はこの発明が装置によらないことを承知されたい。装置
の全体的な動作が全体を１００で示す計算機システムに
よって制御される。

このシステムが主計算機１０１（データ・ゼネラル社の
ＭＶ４０００の様な）を含む。計算機にインターフェー
ス１０２が付設され、これを介して複数個の計算機周辺
装置及びその他のＮＭＲ装置の部品が結合される。計算
機周辺装置の中には磁気テープ駆動装置１０４があり、
これを主計算機の指示の下に利用して、患者データ及び
像をテープに記録することが出来る。処理済みの患者デ
ータは像ディスク貯蔵装置１１０にも貯蔵することが出
来る。データの予備処理及びデータの再生の為に配列処
理装置１０６を用いる。像処理装置１０８の作用は、拡
大、像の比較及びグレースケール調節の様な対話形像表
示の操作を行なうことである。計算機システムが、ディ
スク・データ貯蔵装置１１２を利用して、生（再生され
ていない）の像データを貯蔵する手段を備えている。オ
ペレータ・コンソール１１６もインターフェース１０２
によって計算機に結合されていて、患者の検査に関する
データを入力すると共に、走査を開始並びに修了すると
いう様に、ＮＭＲ装置の適正な動作に必要なこの他のデ
ータを入力する手段をオペレータに提供する。オペレー
タ・コンソールは、ディスク又は磁気テープに貯蔵され
た像を表示する為にも使うことが出来る。

計算機システムが夫々全体を１１８及び１２８で示す制
御装置及び勾配増幅器装置により、ＮＭＲ装置を制御す
る。計算機は制御装置１１８と周知の形でディジタル通
信回線１０３（例えばイーサネット回線）を介して連絡
する。制御装置が、パルス制御モジュール（ＰＣＭ）１
２０、無線周波トランシーバ１２２、状態及び制御モジ
ュール（ＳＣＭ）１２４及びいろいろな部品を付勢する
のに必要な全体を１２６で示す電源の様な幾つかの装置
を含んでいる。ＰＣＭが計算機１０１から供給された制
御信号を利用して、勾配コイルの付勢に使われる電流波
形の様なディジタルのタイミング及び制御信号と、ＲＦ
パルスを変調する為にトランシーバで使われるＲＦ包路
線波形を発生する。勾配波形が勾配増幅器装置１２８に
印加される。この装置は全体的にＧ□、Ｇン及びＧ１増
幅器１３０．１３２．１３４で構成されていて、夫々全
体を１３６で示す集成体の中にある対応する勾配コイル
を励振する為に用いられており、これらのコイルは磁石
集成体１４６の一部分である。

勾配コイルは、付勢された時、デカルト座標系のＸ１Ｙ
及びＺ軸方向の向きを持つ略直線的な互いに直交する磁
界勾配Ｇ、　、ｃｙ、Ｇ工を発生する。

各々の勾配を含む平面によって限定された交点が「アイ
ソセンタ」と呼ばれ、通常は静磁界の容積の略中心にあ
る。再生像はアイソセンタを中心とするのが典型的であ
る。

勾配磁界が、トランシーバ１２２によって発生された無
線周波パルスと組合されて、検査する患者の領域から出
るＮＭＲ信号に空間情報を符号化する為に用いられる。

パルス制御モジュールによって発生される波形及び制御
信号をトランシーバ装置１２２でＲＦ搬送波の変調及び
動作モード、即ち送信又は受信モードの制御に使う。送
信モードでは、送信機が制御信号に従って変調された無
線周波の搬送波波形をＲＦ電力増幅器１２３に供給し、
この増幅器が主磁石集成体１４６の中にあるＲＦコイル
１３８を付設する。励振された原子核によって放射され
たＮＭＲ信号を送信に使ったのと同じＲＦコイル又は異
なるＲＦコイルで感知する。トランシーバの受信機部分
で、信号を検波、−波及びディジタル化する。ディジタ
ル化した信号を処理する為に、インターフ−イス１０２
及びトランシーバ１２２を結合する専用の一方向高速デ
ィジタル回線１０５を介して主計算機に送る。

ＰＣＭ及びＳＣＭは独立の装置であり、その両方が主計
算機１０１、患者位置ぎめ装置１５２の様な周辺装置、
及び相互にも回線１０３を介して連絡する。ＰＣＭ及び
ＳＣＭは何れも１６ビツト・マイクロプロセッサ（例え
ばインテル８０８　Ｂ）で構成されていて、主計算機か
らの指令を処理する。ＳＣＭが患者揺台（図に示してな
い）の位置及び可動の患者整合扇形光ビーム（図に示し
てない）の位置に関する情報を収集する手段を含む。

この情報を主計算機で使って、像の表示及び再生パラメ
ータを修正する。ＳＣＭは患者輸送及び整合装置の作動
という様な作用も開始する。

勾配コイル集成体１３６及びＲＦ送信及び受信コイル１
３８が、分極磁界を発生するのに使われる磁石の中孔の
中に取付けられている。この磁石が主磁石集成体の一部
分であり、主磁石集成体は患者整合装置１４８、シム・
コイル電源１４０及び主磁石電源１４２を含む。シム電
源を用いて、主磁石に関連するシム・コイルを付勢する
。こういうシム・コイルは、分極磁界の非均質性を補正
する為に使われる。抵抗性磁石の場合、主磁石電源１４
２を使って磁石を連続的に付勢する。超導電磁石の場合
、この電源を使って磁石を適正な動作磁界にした後は切
離す。患者整合装置１４８が患者揺台及び輸送装置１５
０及び患者位置ぎめ装置１５２と組合さって作用する。

外部の源からの干渉を最小限に抑える為に、主磁石集成
体、勾配コイル集成体及びＲＦ送信及び受信コイルと関
連した電源及び患者取扱装置で構成されたＮＭＲ装置の
部品は、全体を１４４で示したＲＦ遮蔽室の中に封入さ
れている。一般的に、この遮蔽は室全体を囲む銅又はア
ルミニウムの網目によって構成されている。この網目が
装置によって発生されたＲＦ倍信号出て行かない様にす
ると共に、装置を室の外部で発生されたＲＦ倍信号ら遮
蔽する。動作周波数範囲では約１００ｄｂの両方向減衰
が典型的である。

多重スピンエコー像データを収集するのに役立つパルス
順序が第２図に示されており、この図は普通スピン捩れ
形と呼ばれる２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）ＮＭＲ作
像方法の２つの図を示している。これらの図は、横軸に
示す様に期間１乃至１０及び１１乃至２０で構成されて
いる。完全なパルス順序（走査）は典型的には１２８個
、２５６個又は５１２個の図で構成されており、これら
の図は互いに略同−であるが、縦軸に示す位相符号化磁
界勾配パルスＧｙに各々の図で異なる振幅を用いる（平
均作用が行なわれないと仮定して）点が異なっている。

次に、期間１乃至１０で構成された例としての１つの図
を詳しく説明する。期間１に、正の６２勾配パルスの存
在の下に選択性９０’ＲＦ励振パルスを印加して、サン
プル物体（図に示してない）の内、ラーモア方程式によ
って予測される歳差運動周波数を持つ予定の領域にある
核スピンを選択的に励振する。期間２に負の０２パルス
を印加して、期間１に励振された核スピンの位相戻しを
する。典型的には、Ｇｚ勾配パルスは、期間２にわたる
勾配パルス波形の時間積分が期間１にわたる勾配パルス
波形の時間積分の半分に負の符号を付したものに等しく
なる様に選ばれる。期間２に、Ｇ工勾配パルスと同時に
、Ｇ、ｃ及びＧｙ磁界勾配パルスが印加される。Ｇｙ勾
配の作用は前に触れたが、励振された核スピンに位相情
報を符号化することである。Ｇ工勾配パルスの目的は、
励振された核スピンを予定量だけ位相外しして、ＮＭＲ
スピン・エコー信号が期間４に発生されるのが、期間１
に於ける励振パルスの平均印加時から時間Ｔｌ後になる
様に遅延させることである。期間３に１８０°反転パル
スを印加することにより、スピン・エコー信号が発生さ
れる。期間４に、線形Ｇ、ｃ読出勾配の存在の下に、ス
ピン・エコー信号を標本化する。多重スピンエコー作像
方式では、追加の反転１８０’ＲＦパルスが期間５．　
７．　９に印加され、夫々エコー遅延時間ＴＥ２　、Ｔ
Ｅ３、ＴＥａに発生するスピンエコー信号を期間６，８
゜１０に発生する。期間６．　８．　１０に発生するス
ピンエコー信号も線形Ｇ１続出勾配の存在の下に観測す
る。位相符号化及び読出勾配によってＮＭＲ装置に符号
化されたＮＭＲ情報が、２次元フーリエ変換方式を用い
て周知の形で復元される。１つの図で収集し得るスピン
エコー信号の数が、最終的には関心の持たれる領域内に
ある原子核のＴ２ｔｆｉ和定数によって制限されること
に注意されたい。

前に述べた様な励振／標本化過程が、Ｇｙ勾配をその振
幅範囲にわたって順次進めるまで（１２８個、２５６個
等）、パルス順序の各々の図で繰返される。こうして、
完全な走査の過程で、第２図に示すパルス順序では４個
のスピンエコー信号が各々の図で観測され、こうして夫
々エコ一時間ＴＥＩ乃至ＴＥａに発生するスピン・エコ
ー信号に対応する４つの像を再生するのに十分なデータ
が得られる。第２図に示す繰返し時間ＴＲは、１つの図
のパルス順序の初めと次の図の続くパルス順序（これは
Ｇｙ位相符号化勾配の振幅を別とすれば略同−である）
の初めとの間の期間である。

第２図に示す様に、ＴＲは相次ぐ図の９０’ＲＦパルス
の平均印加時の間で測定する。典型的には、１回の走査
の過程でＴＲを変更しない。然し、或る走査と次の走査
とでＴＲを換えることが出来る。

典型的なパルス順序によって励振されたスピンによって
ＮＭＲ装置に発生される信号は、ＮＭＲの分野で周知の
ブロッホ方程式を用いて解析することが出来る。（１９
８２年にニューヨーク州のアカデミツク・プレス社から
出版されたＰ、マンスフイールド、　Ｐ、　Ｇ、モリス
の著書「生物医学に於けるＮＭＲ作像」、第４２頁、及
びジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス誌、
第４巻第３６６頁（１９７１年）所載のＲ，フリーマン
及びＨ，Ｄ、　Ｗ、　　ヒルの論文参照。）エコー１個
のスピンエコー順序（例えば第４図）にブロッホ方程式
を適用した結果（１９８４年にクラバブル・プレス社か
ら出版されたＴ、Ｈ，ニュートン及びり、　Ｇ、ボッズ
編集「モダン・ニューロロジー」第２巻、第５章、第９
７頁以降参照）が次の式によって表わされる。

ｎ個のエコーに対して、同様な解析によって次の式が得
られる。

ここで１１　は１番目のエコーに対応する像の所定の画
素の強度、Ａは変換係数、ＴＲは順序の繰返し時間、△
ＴＥは相次ぐエコ一時間の間の時間（即ち一般的にはΔ
ＴＥ＝ＴＥ＋　　　＋　−ＴＥＩ　）＋ である。

式（１）及び（２）で表わす様な式を用いた、計算によ
る像について考えておくのがよいと思われる。計算によ
る像は、各々の画素が組織に特有なパラメータ、例えば
Ｔ　Ｉ　、Ｔ　２又はスピン密度Ｍｏの内の１つだけに
比例する強度を持つ像である。別の有用な考えは擬似密
度（Ｐ　Ｄ）像であり、この場合強度はスピン密度に、
緩和パラメータ（例えばＴ１又はＴ２）及びタイミング
・パラメータ（例えばＴＲ又はＴＥ）の内の１つだけの
或る関数を重みとして乗じた値に比例する。像データか
らこの様な計算による像を作り出す方法、並びにこの発
明に、それを応用することを次に説明する。

簡単の為、作像する物体内の各々の画素位置を３つのＮ
ＭＲパラメータ、即ちスピン格子緩和時間Ｔｌｓスピン
・スピン緩和時間Ｔ２及びスピン密度Ｍ０で記述するこ
とが出来ると仮定する。勿論、この各々のパラメータが
画素毎に変わり得る。

この方法が簡単な例として、多重スピンエコー・データ
の場合を考える。エコ一時間ＴＥ、に対応する像内の所
定の画素の強度は、式（２）を簡単にした形で、次の様
に表わされる。

関数ｆはこの順序のＴ１依存性を含んでいる。即ち 計算によるＴ２像内の特定の画素に対するＴ２の値は、
公知の（例えば１９６９年にニューヨーク州のマツフグ
ローヒル社から出版されたＰ、Ｒ。

レビントンの著書「物理科学の為のデータ還元解析」、
第８章及び第１１章参照）線形最小自乗方法を用いて、
各々のエコ一時間ＴＥ、に於ける強度データに対するは
め合せを実施することにより、次の指数関数の形で求め
ることが出来る。

式（３）によって記述されるデータ点と式（２）によっ
て記述されるはめ合せのパラメータ（ＰＤ。

ＴＥ、及びＴ２）の間の関係が第３図に図式的に示され
ている。式（４）では、Ａ、ＭＯ及びｆ　（ＴＩ　、Ｔ
Ｒ％ΔＴＥ）が、それらがＴ２に関係を持たない為に、
定数ＰＤの中に入っている。

定数ＰＤは、実際には真の核スピン密度分布Ｍ□　。

Ｔ１、ＴＲ及び△ＴＥに依存性を持つので、擬似スピン
密度と呼ぶことが出来る。式（４）では、Ｔ２減衰が１
個の減衰定数Ｔ２を持つ指数関数形であると仮定してい
る。典型的には、４個のデータ点（第３図の３００乃至
３０３）に対し、１個の指数関数で良好なはめ合せが得
られる。医療用ＮＭＲ作像では、臨床的な経験に基づい
て、大抵の組織は、４個のデータ点に対して１個の指数
関数のモデルではうまく行かない程明白に多数の指数関
数ではないことが判っている。

脂肪の多い肝臓又は胸の様に、組織内の一層多くのデー
タ点が多数の指数関数に属することが判っている場合、
はめ合せに使われる関数は更に項が多くなる。はめ合せ
方程式を例えば１個の指数関数（式（４））から２つの
指数関数に拡張する場合が式（５）に示されている。

式（５）は、２つのスピン−スピン減衰定数（Ｔ２□及
びＴ２゜）を持つ系に対する式（３）の更に正確な表示
であり、Ｐ　Ｄ　ｏｌがスピン−スピン緩和時間”２１
に対応する擬似スピン密度であり、ＰＤｏ２がＴ２２に
対応する擬似スピン密度である。

この場合、”２１、Ｔ２゜及びＰＤｏ２／ＰＤｏ１を得
る為に、一層複雑な方程式をデータにはめ合せなければ
ならない。一般的に、この為には、式（４）によって記
述される一層簡単な場合と同じ精度を得るには、−屑多
くのスピンエコー信号を収集することが必要である。よ
り多くの指数関数に拡張することは、式（５）に更に多
くの項を追加することによって達成される。

次に簡単の為に、単一指数関数の場合を考えると、式（
４）を利用して、像内の各点（画素）にはめ合せを行な
い、２つの新しい像を求めることが出来る。１つは、各
点の強度がその点に於けるはめ合せから得られたＰＤの
値である像であり、もう１つは各点の強度がはめ合せに
よるＴ２である像である。単一指数関数では、次に示す
様な式により、式（４）によって、データＩｉからパラ
メータＴ２及びＰＤの妥当な評価を発生することが出来
ることを証明し得る。こういう方程式は、線形化最小自
乗解析によるものである。当業者であれば、Ｔ２及びＰ
Ｄを計算する為に、この他の同等な式を用いることが理
解されよう。

ＰＤ工。ａ（６ｂ） ’／＋−Ｉｎ　　（Ｉｔ　　）　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　（７ａ）Ｘ、　−ＴＥ、　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　（７ｂ）シビＩｉ／σ１
（７ｃ） である。典型的には、ＮＭＲでは、値工１は何れもσ１
の同じ値を持っている。ＰＤ像はＴ１及び真のスピン密
度の両方の因子を含んでいるが、Ｔ２像はＴ２因子だけ
を含んでいる。式（７ａ）乃至（７ｃ）を用いて計算さ
れたＴ２及びＰＤの値を式（４）で用いて、（第３図の
横軸に沿って示す様な）実際のスピンエコー・データが
観測されなかった特定のスピン・エコ一時間ＴＥＣに対
応する像を発生することが出来る。式（４）を使って前
に決定したＰＤ及びＴ２の対応する値を用いて、像の各
点に於ける像の強度Ｉ。（縦軸に示す。ＩＣ−ＰＤｅ　
”−Ｔ２）を計算する。

ＴＥＣの任意の値でこういう発生像を作ることが可能で
ある。然し、第３図に示す様に、実際に観測されたスピ
ンエコー信号Ｔ　Ｅ　＋乃至ＴＥａに入る時間範囲内に
ある１６０時間を選ぶことが最も妥当である。ＴＥＣが
増加するにつれて、Ｔ２のコントラストは、雑音が支配
するまで、一般的に一層明らかになる。ＴＥＣで発生像
と実際の（収集された）像が一致するかどうかは、選ば
れたＴＥＣの値並びにはめ合せの程度に関係する。ＴＥ
Ｃの値が、多重エコー順序の収集された像の範囲（即ち
、Ｔ　Ｅ　＋　とＴＥａの間）にある場合、一致は良好
である。この範囲外のＴＥＣの値では、計算像が正確な
値から発散することがある。多重指数関数データに対し
て単一指数関数のはめ合せを用いた場合、特にそうであ
る。然し、一般的に発生像は、ＴＥ、のその値で収集さ
れた像のコントラストのよい表示になる傾向がある。発
生像は、単一スピンエコー像がＴＥＣで収集した場合に
持つ様なコントラストを再現する為に、元の収集された
像の有意の組合せである。

この発明の方法の１つの用途は、次の式を用いて、各々
の画素に於ける像の強度値１゜を計算することにより、
スピンエコー像を発生することである。

ここでＴ２及びＰＤは式（６ａ）乃至（６ｄ）を用いて
計算する。Ｉｃ５ＴＥＣと式（３）に用いたＩｉ、ＴＥ
、の典型的な値の間の関係が第３図に図式的に示されて
いる。発生像は一般的に、同じスピンエコー時間ＴＥＣ
及び順序繰返し時間ＴＲで、単一スピンエコー信号を用
いて収集された像に較べて、信号対雑音比が一層よい。

発生像が収集された像に較べた改善されたＳ／Ｎを持つ
かどうかは、分散比Ｒが１より小さな値を持つかどうか
による。ここで Ｒ２の式は、像がＴＥ−ＴＥＣの時に収集された場合に
得られる像の画素の分散に対する、発生像の画素の分散
の比である。従って、この式が１より小さい時、収集像
の分散が発生像の分散より大きい。両方の像で画素の強
度は同じであるから、信号を分散の平方根で除したＳＮ
Ｒは、発生像の方がすぐれている。

発生像が改善された信号対雑音比を持つかどうかを判定
する為に式（９）を使うことは例にすぎない。この他の
方法も用いることが出来る。例えば、ＴＥＣの相異なる
値に於ける多数の像を発生し、その後、これらの像の信
号対雑音比を略同じコントラストを持つ収集像の信号対
雑音比と比較して、信号対雑音比が改善されたＴＥＣの
値を求める実験的な方式を用いることが出来る。

式（９）は、式（６ａ）乃至（６ｄ）から公知の統計及
び数学的な手法を用いて導き出される。

式（５）によって例示される様なこの他の信号の依存性
を表わす公式、又は式（６ａ）乃至（６ｂ）とは異なる
計算式では、当業者が導き出すことの出来る変更した式
を使う。

次に式（９）を導き出す１例を、参考の為に説明する。

計算像（ＩＣ）の分散をσ２Ｉｃと記す。ＩＣは式（８
）で表わされる。σ２■ｃは、ＴＥＣが一定であるから
、ＰＤ及びＴ２の統計的な変動の関数である。ＰＤ及び
Ｔ２の統計的な変動が、ＰＤ及びＴ２が１．の関数であ
る（式（６ａ）乃至（６ｄ））から、■１の（独立の）
統計的な変動によって決定される。この方法の制約とは
ならないが、各々の１１　はＮＭＲデータ収集の特殊性
の為に、同じ分散を持つ。ベビントンの様な標準的な参
考文献から ここでσ２がＩｉの（共通の）分散である。偏微分は式
（６ａ）乃至（６ｄ）を用いて計算する。

この微分は、各々の１１の平均値で計算すべきである。

ここで平均は頭の「−」を付したＩｉ　、ＰＤ又はＴ２
によって表わされている。典型的には、妥当に良好なＳ
ＮＲ（例えば７より大きい、これはＮＭＲ作像で普通そ
うである）に対し、Ｔ２及びＴ２は互換性をもって用い
ることが出来る。

次に 連鎖法則及び式（６ｂ）から、 式（６Ｃ）から 式（７ａ）から ａＹ＋　　　１ ｃｌｌ、　　　Ｉ□ 連鎖法則を再び用いると 式（６ａ）から 式（７Ｃ）のＷｉを用い、■、の平均値に対する式（式
（１１））を・用いると、上の式から、ここで又、又２
等の表式が式（９）に用いられたものである。

この為、以上のことと式（１２）から この時、式（１０）は次の様になる。

更に上のことと式（６ｄ）から この為 和を計算すると これが式（９）である。

ＴＥＣに対する式Ｒ−ａＩｃ／ｃｙが、Ｎ−４、ＴＥ、
−２５，５０，７５，１００ミリ秒及びＴ２−５．１５
，３０，５０，１００．２００及び３００に対し、第６
Ａ図及び第６Ｂ図にグラフで示されている。Ｒが１より
小さくなる２つの領域があることに注意されたい。最初
の領域はＴＥＣ−５Ｑミリ秒の近くである。もう１つの
領域はＴＥ、の大きな値に対するものである。例えば、
Ｔ２＝２００ミリ秒では、 ２５≦ＴＥＣ≦１２５ミリ秒及びＴＥＣ＞４６０ミリ秒
で、値が１より小さい。典型的には、式（９）の指数関
数形の減衰が支配する為に、Ｒが１より小さい様なＴＥ
Ｃが常にある。第６Ａ図で、５≦Ｔ２≦１００ミリ秒で
は、中間領域が１より低く、この結果σＩＣがσに対し
て改善される様な大きな領域がある。例えば、Ｔ：＝５
０ミリ秒では、ＴＥＣ＞３Ｑミリ秒であれば、全てのＴ
ＥＣで改善になる。

上に述べたこの発明の方法では、Ｔ２像を用いて、実質
的にＰＤ像を或る値のＴＥＣに補外することにより、発
生像が発生される。

この発明の別の実施例では、ＰＤ像を或るＴＥＣのスピ
ンエコー時間に直接的に補外する代りに、Ｔ２像だけを
用いて、スピンエコー時間ＴＥ、乃至ＴＥａの各々の収
集像を、各々の画素に次の係数 を乗することにより、特定のスピンエコー時間ＴＥＣに
補外することが出来る。この表式で、ＴＥ、は収集像の
エコーの時間であり、Ｔ２は補外する特定の画素に対す
るＴ２の値（式（７）を用いて決定される）である。例
えばＴ　Ｅ　＋乃至ＴＥＡの時に収集された各々の像に
こういう係数を適用することにより、実質的に各々の像
が選ばれたスピンエコー時間ＴＥＣに補外又は補間され
る。即ち、スピンエコー時間Ｔ１乃至Ｔａ　　（ｍ４図
）に対応する点３００乃至３０３によって夫々表わされ
る強度を曲線３０４に沿って移動して、スピンエコー時
間ＴＥＣに於ける、参照数字３０５で示した様な典型的
な強度を発生することが出来る。こういう係数を用いる
ことによって得られた新しい像は、それらが同じスピン
エコー時間ＴＥＣに収集されたかの様に、同じコントラ
ストを持っている。次に新しい像を平均して、補作時間
ＴＥＣに収集した場合の１個の像に較べて、信号対雑音
比（ＳＮＲ）が改善されている可能性のある像を発生す
ることが出来る。この様に補外して平均した像は、エコ
一時間ＴＥＣに収集された像に対応するものとして解釈
するのが容易であり、ＴＲ及びＴ１依存性は変わらない
が、補外せずに加算した場合はそうはならない。

式（８）について説明した補外手順は、補作時間に於け
る収集像に較べて、補外した像の雑音を増加又は減少す
ることがある。補外して平均した像のＳＮＲが改善され
る様なＴＥＣの値が、統計的に漸近形の正規性が許せる
位に、即ち、中心極限定理を使うことが出来る位に高い
収集像のＳ／Ｎに対し、式（９）によって記述されるこ
とが理解されよう。

一般的に、発生像は、補外して平均した像と同じ情報を
含んでいる。然し、式が非線形であるか゛ら、２つの方
法の間でデータの加重が異なる。然し、コントラストの
解釈能力並びに雑音の減少（大抵の場合）を生かすとい
う重要な特徴は、両方の実施例に共通である。更に、像
が実際に選ばれたエコ一時間ＴＥＣに収集された場合、
収集像と補外して平均した像、即ち発生像の間に差があ
ることに注意されたい。こういう差は、Ｔ２の評価に誤
差を生ずる元の像にある誤差の為、並びに式（２）で行
なわれる近似の為である。例えば、前に式（３）につい
て述べた様に、或る組織は実際に所定の画素の位置でＴ
２に幾つかの値を持っている。

この発明の更に別の実施例では、Ｔ１の感度を変えるタ
イミング・パラメータを変えたパルス順序を用いて、組
合せ像を求めることが出来る。例えば、第４図は、第２
図について前に説明したパルス順序と略同−であるが、
各々の図で１個のスピンエコー信号しか観測しない様な
２次元スピン捩れ形パルス順序を示している。即ち、期
間４及び８で、期間３及び７に１８０＠ＲＦパルスを印
加することによりて、１個のスピンエコーだけが発生さ
れる。この場合、一連の単独スピンエコー像を同一のス
ピンエコー時間ＴＥを用いて求めるが、各々の像は一意
的な順序の繰返し時間ＴＲ。

（ｉ−１・・・ｎｕｎはこの一連の中にある像の総数）
に対して求める。即ち、１つの像が得られる様な１回の
走査の間、ＴＲを一定に保つが、一連の中の２番目の像
が得られる様なこの後の走査では変更するという様にす
る。この様な一連のスピンエコー像の画素強度は次の式
で表わされる。

Ｉビ＾Ｍｏｈ（ＴＥ、　　　Ｔ２）ｆ（ＴＲ，、ＴＥ、
　　　丁、’）　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　（１４）ここでｆ及びｈは所定のパ
ラメータに対するパルス順序の依存性を含む関数である
。例えば、第４図に示す様な単一スピンエコー・パルス
順序ではこれはＰＤ及びＴｉ関数を用いて書き直すこと
が出来る。

！、　−ＰＤ’ｒ　（ＴＲ，、ＴＥ、　Ｔ、　）　　　
　　　　　　　　　（１７ａ）Ｐ［ｌ−ＡＭｏｈ（７Ｂ
、　Ｔ２） 更に具体的に云うと、 Ｉ’Ｄ’　−ＡＭｏ　ｅ−″［：／Ｔ２従って、前に多
重スピンエコー像について説明した様に、前にベビント
ンについて述べたのと同様なはめ合せ手順により、各々
の画素に対するＴ１の値及びＰＤ’　を求めることが出
来る。

次の形の係数ｇを収集された各々の画素の強度に乗する
ことにより、補外／補間像を第５図に示す様に、或る予
定の順序の繰返し時間ＴＲＣで計算することが出来る。

今の例では 或るいはこの代りに、 ＋ｏ−ＡＭ。ｈ（ＴＥ、　Ｔ２）　ｆ（ＴＲＣ、　ＴＩ
Ｅ、　Ｔ、　）を計算する。今の例では その後、この発明のこの実施例では、種々の補外像を組
合せて（例えば平均して）、（ＴＲＣの或る値に対し）
Ｓ／Ｎを改善することが出来る。この代りに、所望のＴ
ＲＣに於ける発生像を式（１２）を用いて計算し、やは
りＴＲＣの或る値に対ング・パラメータを変えて十分な
像を求め、Ｔ１、Ｔ２、Ｍ（、（スピン密度）又はその
他のパラメータ（例えば”２１、”２２、Ｍｏｌ、Ｍｏ
２等の前に説明したもの）に対する像の強度の依存性を
表わす方程式が判っていれば、各々の画素の式を強度デ
ータにはめ合せることにより、各々のパラメータのマツ
プ又は像を求めることが出来る。次に、この方程式をマ
ツプと共に用いて、使われた特定のパルス順序にとって
適切なＴＲ５ＴＥ及びその他のタイミング・パラメータ
の選ばれた組合せに対し、元の像を抽斗／補間すること
が出来る。例えば反転回復形のパルス順序では、ＴＩｉ
ＴＥ及びＴＲタイミング・パラメータを使う。ＴＥ及び
ＴＲは前に定義した通りであり、ＴＩは反転１８０’Ｒ
Ｆパルス（又は断熱高速通過）と９０°ＲＦ検出パルス
の間の時間的な期間である。この発明では、これらの像
を有利に組合せて、同じ時間パラメータで実際に収集さ
れた測定値を用いて構成された像に較べて、信号対雑音
比を一層よくした像を発生することが出来る。この代り
に、所望のＴＲ。

ＴＥに於ける発生像を形成することが出来る。組合せ像
の利点は、所定の組織又は病理に対して最もよいコント
ラストが得られる様にする為に、ＴＲ，ＴＥ又はその他
のタイミング・パラメータの選ばれた組合せで、像を発
生することが出来ることである。所定の組織又は病理が
或る範囲のＴ１、Ｔコ、Ｍｏ等を持っていることが先験
的に判っていた場合、公知の方程式、例えば式（１）を
用いて、この組織又は病理に対してコントラストが最大
になる様なＴＲ，ＴＥ等の最もよい組合せを予測するこ
とが出来る。その後、組合せ像は、この−組のＴＲ，Ｔ
Ｅに対応する様に選ぶことが出来る。

この発明の好ましい実施例を例として２　ＥＤＦＴパル
ス順序の場合について説明した。当業者であれば、この
発明が３次元形の順序を用いても実施し得ることが理解
されよう。この場合、第２図の期間２，１２等に可変振
幅を持つＧ、Ｌ位相符号化勾配パルスを印加して、空間
的な像情報をＺ軸方向に符号化する。３次元スピン捩れ
形パルス順序が米国特許第４，４３１，９６８号に記載
されている。

更に、この発明がフーリエ変換形態外の作像順序を用い
て実施し得ることが理解されよう。こういう順序の例と
しては、２次元及び３次元形の多重角度投影再生方法が
ある。こういう順序では、関心のあるサンプル領域内の
複数個の角度（例えば、２次元形では、少なくとも１８
０’の円弧の範囲内の角度）からＮＭＲ投影データを求
める。

各々の方向で得られた線積分投影データを逆投影するこ
とにより、像が再生される。この発明の方法は、各々の
異なる投影を１つの図として取扱えば、こういう順序で
もそのまま用いることが出来る。

この発明を特定の実施例及び例について説明したが、当
業者には、以上の説明から、この他の変更が考えられよ
う。従って、特許請求の範囲内で、この発明はここに具
体的に説明した以外の形で実施することが出来ることを
承知されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図はＮＭＲ装置の簡略ブロック図、第２図はこの発
明の方法を実施するのに役立つ、スピン捩れ形として知
られているスピンエコー、フーリエ変換形ＮＭＲパルス
順序の一例の２つの図を示すグラフ、 第３図はスピン・スピンの減衰による可変の振幅を持つ
ＮＭＲスピンエコー信号列を示すグラフ、第４図は第２
図と同様なグラフで、異なる繰返し時間ＴＲで像データ
を収集する為にこの発明に用いることの出来るスピン捩
れ形パルス順序の２つの図を示す。 第５図は順序の繰返し時間ＴＲに対して画素の強度を示
すグラフ、 第６Ａ図及び第６Ｂ図はスピン・エコー遅延時間ＴＥＣ
に対して比Ｒを示すグラフである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）像のコントラストが少なくとも１つのコントラスト
   決定のパラメータによって決定される時、略同様なコン
   トラストを持つ収集されたＮＭＲ像に較べて信号対雑音
   比を改善したＮＭＲ像を発生する方法に於て、 （ａ）サンプル物体から、該物体の複数個のＮＭＲパラ
   メータを空間的に特徴づけるのに十分なＮＭＲデータを
   収集し、 （ｂ）前記ＮＭＲパラメータの少なくとも１つに関係す
   る複数個の値を発生し、 （ｃ）各々のコントラスト決定パラメータに対して或る
   値を選び、 （ｄ）前記発生された値及び前記選ばれたコントラスト
   決定パラメータの値を用いてＮＭＲ像を計算し、 （ｅ）計算による像が略同様なコントラストを持つ収集
   された像に較べて信号対雑音比が改善される様に、前記
   コントラスト決定パラメータの値を選択する工程を含む
   方法。 ２）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、前記物
   体のＮＭＲパラメータがスピン−スピン緩和時間Ｔ＿２
   及びその擬似密度で構成され、前記１つのコントラスト
   決定パラメータがスピンエコー時間ＴＥ＿Ｃである方法
   。 ３）特許請求の範囲２）に記載した方法に於て、複数個
   の値を発生する工程が、複数個のＴ＿２の値を発生する
   ことである方法。 ４）特許請求の範囲３）に記載した方法に於て、前記コ
   ントラスト決定パラメータＴＥ＿Ｃの値を選ぶ工程が、
   分散比Ｒが１より小さくなる様にＴＥ＿Ｃを選ぶことで
   ある方法。 ５）特許請求の範囲４）に記載した方法に於て、前記分
   散比Ｒが次の式 Ｒ＾２＝｛［ｅ＾−＾２＾Ｔ＾（Ｅ＿Ｃ）＾／＾（Ｔ＿
   ２）］／｛Ｎ＾＊［＠Ｘ＠＾２−（＠Ｘ＠）＾２］｝｝
   ［＠Ｘ＠＾２−（＠Ｘ＠）＾２＋（＠Ｘ＠−ＴＥ＿Ｃ）
   ＾２］によって計算される方法。 ６）特許請求の範囲４）に記載した方法に於て、複数個
   のスピンエコー時間ＴＥ＿ｉ（ｉ＝１、２…、ｎ）にＮ
   ＭＲデータを収集し、 対応するＴＥ＿ｉスピンエコー時間に収集されたＮＭＲ
   データを使って各々の像Ｉ＿ｉが構成される様にして、
   Ｉ＿ｉ（ｉ＝１、２…、ｎ）個の収集された像を発生し
   、 各々の収集された像Ｉ＿ｉに対し、各々の前記Ｉ＿ｉ、
   像にある画素と同じ数のＴ＿２の値を発生し、該Ｔ＿２
   の値は少なくとも２つの収集された像からの対応する画
   素の強度情報を用いて発生され、各々の前記Ｔ＿２の値
   に対し、 ｅ＾−＾［＾Ｔ＾（Ｅ＿Ｃ）＾−＾Ｔ＾（Ｅ＿ｉ）＾］
   ＾／＾（Ｔ＿２）の形の補外係数を発生し、 前記１つの収集された像の画素強度に、対応して発生さ
   れた補外係数を乗じて、時刻ＴＥ＿Ｃに収集された像と
   略同様な像コントラスト特性を持つ第１の新しい像を作
   ることにより、少なくとも１つの収集された像を時間Ｔ
   Ｅ＿Ｃに補外する工程を含む方法。 ７）特許請求の範囲６）に記載した方法に於て、別の１
   つの収集された像を前記時間ＴＥ＿Ｃに対して補外して
   、第２の新しい像を作り、 前記第１及び第２の新しい像を平均して、時刻ＴＥ＿Ｃ
   に収集された像に較べて信号対雑音比が改善された平均
   像を作る工程を含む方法。 ８）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、前記物
   体のＮＭＲパラメータがスピン−格子緩和時間Ｔ＿１及
   びそれに関連した擬似密度であり、前記１つのコントラ
   スト決定パラメータがパルス順序の繰返し時間ＴＲであ
   る方法。 ９）特許請求の範囲８）に記載した方法に於て、複数個
   の値を発生する工程が複数個のＴ＿１の値を発生するこ
   とである方法。 １０）特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、前記
   コントラスト決定パラメータＴＲ＿Ｃの値を選ぶ工程が
   、分散比Ｒが１より小さくなる様にＴＲ＿Ｃを選ぶこと
   である方法。 １１）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、前記
   物体のＮＭＲパラメータがスピン−スピン及びスピン−
   格子緩和時間並びに関連したスピン密度Ｍ＿０であり、
   前記パルス順序の繰返し時間ＴＲ及びスピンエコー時間
   ＴＥが前記コントラスト決定パラメータとして選ばれる
   方法。