JPS6264348A - 核磁気共鳴撮像装置 - 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】 〈産業上の利用分野） 本発明は、核磁気共鳴信号装！！（以下核磁気共鳴をＮ
ＭＲと略す）に関し、特にスキャン方法および診断の際
のデータ処理の方法に閏する。

（従来の技術） ＮＭＲ画像の特徴の一つは、そのｉｌ１度がプロトンＬ
Ｈ密度（以後ρと記す）だけでなく、緩和時間Ｔ１、Ｔ
２や更にはパルス系列おＪ：びＲＦパルス間隔等のスキ
ャンパラメータの関数となっていて、測定パラメータを
様々に変えて種々のコントラストの画像が得られ、疾患
に関する多様な情報が得られることにある。

（発明が解決しようとする問題点） （６，かじ、逆に臨床データ間の相互比較が難しくなり
、画像に客観性がなくなる点があることも否めない。

現在行なわれている撮像法は、第９図のフロータト−ト
に示されるように、目的とする疾患による１ｉｉｉ像フ
ントラストが大きいパルス系列やスキャンパラメータを
経験的に選んでいる。また、臨床例のない疾患に対して
は、第１０図のフロータト−トに示されるように、ｔａ
撮像条件変えて複数のｉｉｉ像を得、画像コントラスト
がつ＜ｍ像条件と疾患を経験的に対応付けている。この
ような臨床データの蓄積方法は非能率であるばかりでな
く、実際の臨床では、多数の撮像条件でスキャンしなけ
ればならないこと、更に過去の臨床データのない疾患で
は最適コントラストが得られるスキャンができない等、
実用上大きな問題がある。

一方、複数のＮＭＲ像から画像間演算を行い、画像に客
観的に意味のある純粋なＴ＋　、Ｔ２像を得て、診断に
用いるという試みがある。しかしＴ９．Ｔ２値からだけ
では総べての疾患が診断できないこと、また現在のＴ＋
、ＴｚＲ１算画像はＳ／Ｎ　Ｉｔ　＊　Ｔ　＋　、Ｔ　
２値の精度が悪く、実用に耐えないこと等大きな問題点
がある。

本発明の目的は、この様な点に鑑み、あらゆる疾患に対
して同一のスキャン条件で画像し、スキャン時間の短縮
化を図るようにする一方、得られる画像の物理的意味が
明確であると共に診断に有効な画像コントラストがあり
客観性のある画像を得ることのできる核磁気共鳴撮像装
置を提供することにある。

（問題点を解決するための手段） この様な目的を達成するために本発明では、対象物に高
周波パルスおよび磁場を印加して核磁気共鳴信号を発生
させ、この信号を用いて対象物の組織に関する画像を得
るようにした核磁気共鳴撮像装置において、 あらかじめ設定された最適なパルス系列とスキャンパラ
メータでスキセンし、得られたデータからＴ＋　、Ｔ２
　、ρ計算画像を計算し、次いでパルス系列の選択とス
キャンパラメータの設定を行うための操作卓の人力に応
じ診断に都合のよい画像を再合成する制御・演算手段を
具備したことを特徴とする。

（実施例） 以下図面を用いて本発明の詳細な説明する。第１図は本
発明に係るＮＭＲｉｉｉｌ像装置の一実施例を示１ｊ要
部構成図である。図において、１はマグネットアセンブ
リで、内部には対象物を挿入するための空間部分（孔）
が設けられ、この空間部分を取巻くようにして、対象物
に一様静磁場Ｈｏを印加する主磁場コイル２と、勾配磁
場を発生するための勾配磁場コイル３（個別に勾配磁場
を発生することができるように構成されたＸ勾配磁場コ
イル、ｙ勾配磁場コイル、２勾配磁場コイルより構成さ
れる）と、対象物内の原子核のスピンを励起するための
高周波パルスを与えるＲＦ送信コイル４と、対象物から
のＮＭＲ信号を検出する受信用コイル５等が配置されて
いる。

主磁場コイルは静磁場制御回路１５に、Ｇｘ。

Ｇｙ、Ｇｚ各勾配磁場コイルは勾配磁場制御回路１４に
、ＲＦ送信コイルは電力増幅器１８に、でしてＮＭＲ信
号の受信用コイルはプリアンプ１９に、それぞれ接続さ
れている。

１３はコントローラで、勾配磁場や高周波磁場の発生シ
ーケンスを制御すると共に得られたＮＭＲ信号を波形メ
モリ２１に取込むために必要な制御を行う。

１７はゲート変調回路、１６は高周波信号を発生ずる高
周波発振器である。ゲート変調回路１７は、コントロー
ラ１３からの制御信号により高周波発振器１６が出力し
た高周波信号を適宜に変調し、所定の位相の高周波パル
スを生成する。この高周波パルスはＲＦ電力増幅器１８
を通してＲＦ送信コイル４に加えられる。

１９は検出コイル５から得られるＮＭＲ信号を増幅する
プリアンプ、２０は高周波発振器の出力信号を参照して
Ｎｌｌ信号を位相検波すう位相検波回路、２１は位相検
波されたプリアンプからの波形信号を記憶リ−る波形メ
モリで、ここにはＡ／Ｄ変換器を含んでいる。

１１は波形メモリ２１からの信号を受り、所定の信号処
理を施して断ａｍを得るコンピュータ、１２は得られた
断層像を表示器るテレビジョン七二夕のような表示器で
ある。

２２は高速画像演ｎ装置で、パイプライン方式や並列演
算により例えば数分の１秒で画像の演算が完了するもの
である。なお、この高速画像演埠装置２２はコンピュー
タ１１側に含め、一体内な構成としてもよい。

３０は操作卓で、高速ｉｉｉ像演算装Ｗ１２２と連結さ
れ、本装置に必要な各種の情報、例えばパルス系列、Ｒ
Ｆパルス間隔等のスキャンパラメータ、その他を入力す
るための入力手段である。

この様な構成における計算画像作成の手順について次に
説明する。

ここでは、ｌＲ３８Ｅ法で求めた３画像と、５Ｒ４ＳＥ
法により求めたべ画像の計７画像から、Ｔ＋％Ｔ２％ρ
像をＨ，ｌ篩する場合を例にとって説明する。

なお、ＩＲ３ＳＥ法は、第２図に示すように、Ｉ　Ｒ８
Ｅ法（反転回復＜　Ｉ　ｎｖｅｒｓｉｏｎ　　Ｒｅｃｏ
ｖｅｒｙ　＞法とスピンエコー（３ｐｉｒ＋　Ｅｃｈｏ
　）法を組合せたパルスシーケンス）に準するパルスシ
ーケンスであり、一つのビューにおいて、１８０″″パ
ルスを繰返し３回印加して、３つのエコー信号を得るよ
うにした方式である。

また、５Ｒ４ＳＥ払とは、第３図に示すように、５Ｒ８
Ｅ法（飽和回復（３ａｔｕｒａｔｉｏｎ　Ｒｅｃｏｖｅ
ｒｙ　）法とスピンエコー（８１）ｉｎ　Ｅｃｈｏ　）
法を組合せたパルスシーケンス）に準じたものであり、
１８０゜パルスを４回印加し１ビユ一つき４個のエコー
信号を得るマルチエコー法である。

以下第４図に示すスキャン手順を参照し、主として本発
明の特徴とする動作について説明する。

Ａ）　あらかじめ最適化されたパルス系列およびスキャ
ンパラメータを設定しておく。本装置は設定されたパル
ス系列およびスキャンパラメータでスキャンするように
プログラムされており、いかなる疾患を撮影する目的で
も同一スキャンで行われる。

ただし、所望の撮像部位、例えば頭部、胴、胆等に関連
して最適なパルス系列のスキャンパラメータは変り、パ
ルス系列のスキャン条件は以下のようにして決定される
。

パルス系列としては、ｍｓしたい部分のＴＩ＋Ｔ２．ρ
の範囲で、撮像時間が短く、高Ｓ／Ｎ比、高精度のＴ＋
　、Ｔ２　、ρＳ１算画像が得られるＩＲ３ＳＥ法と５
Ｒ４８Ｅ法とを組合せたパルス系列を用いるのが望まし
い。そのＩＲ３ＳＥ法と５Ｒ４ＳＥ法との組合せの場合
の最適なパラメータは次のようにして求められる。

（１）パルスシーケンスについて 第２図及び第３図のパルスシーケンスにおいて、９０°
パルスと第１エコー信号の中心までの間隔ＴＳ　Ｉ　、
第１エコー信号以後の各エコー信号の中心間隔Ｔｓ２．
１８０″″（リバルスと９０°パルスまでの間隔Ｔｄ、
繰返し時間Ｔｒはそれぞれ任意に運ぶことができる。こ
れらの時間管理はコントローラ１３で行われる。

１８０°（１）パルスは、スピン反転用の１８０９パル
ス、１８０’ｃｚ）はスピンエコー用１８０°パルスで
、パルス誤差を小さくするためにどちらも９０　＊−４
，・２７０゛斗テ　・９０　’−４ｉｒのコンポジット
・パルスを使用している。

各ビューごとの１８０°パルス数はＩＲ３ＳＥ法、５Ｒ
４ＳＥ法共に偶数である。

なお、コンポジットパルスの度数に付したサフィックス
値は励起用９０°パルスとの位相差を表わし、これらの
パルスは非選択パルスである。

励起用９０°パルスは、選択パルスはであり、ガウシア
ン変調されたものである。

このような９０°パルスないし１８０°パルスの印加は
次のようにして行われる。すなわら、コントローラ１３
の制御のもとにゲート変調回路１７を通して得た所定の
９０゛パルス又は１８０°パルス信号を電力増幅器１８
を介してＲＦ送信コイル４に与え、対象物に印加するＲ
Ｆ磁場を発生させる。

他方、勾配磁場については次の通りである。Ｘ方向の勾
配磁場Ｇｘは、プロジェクション勾配で、ａは１８０°
パルスによるスライス面外のノイズを消去するためのス
ポイラである。

Ｚ方向勾装置ａ　Ｉａ　Ｇ　ｚはスライス勾配、ｙ方向
勾配ｔａ場Ｇｙはワーブ勾配で、ｂは１８０°パルス誤
差によるアーティファクトを消去するためのスポイラで
ある。また、Ｃはビュー間の相関を取除くためのスポイ
ラである。

各勾配磁場の印加はコントローラ１３により制御される
。

」−記のようなパルスシーケンスにより発生した各エコ
ー信号は受信コイル５で検出される。受信コイルで検出
されたスピンエコー信号は、ブリアン１１９１位相検波
回路２０を経て波形メモリ２１に蓄えられる。

（２）　　信号強度式について ■ＩＲ３ＳＥ法の信号強度式は ｌ。□　Ｃｘｇ３ＣＴｉ／Ｔｒ　）ｆｌ　−２−ｅ−ｑ
（−Ｔｉ　／／副’ｒ２”ｅｘＰ（−Ｔｒ／Ｔ＋ｍ＋／
Ｔｒ＋３Ｔｓ２／２工）−、ｌ）、ｅ付（−Ｔｒ／石＋
Ｔｓ＋／Ｔ＋　十ＴＳｚ／２７；ル２．ｅ”ｌ’　Ｃ−
Ｔｒ／　Ｔ＋士１デカ石９−（χｐ（−Ｔｒ／工、））
−／’として、第１エコーは、 １ｏ　−ｆ３Ｘｌｌ　　（−Ｔｓ　＋　／Ｔ２　）第２
エコーは、 １ｏ　−ｅＸｌ）　　（Ｔｓ　＋　／Ｔ２　　Ｔ！Ｉ　
＋　／Ｔ２　）第３エコーは、 Ｉｏ　−ｅＸｌ）　　（Ｔｓ　＋　／Ｔ２−２Ｔｓ　＋
　／Ｔ２　）である。

■５Ｒ４ＳＥｒＡの信号強度式は Ｌ−Ｃｓｑ（ｍＡ）（１−２ｅｑ（−Ｔｒ／Ｔｉ＋Ｔｓ
＋／石＋”１Ｔｓｚ／２石少＋２υ１（−ゴ’Ａ　ｔＴ
ｓ＋／工＋３石７２丁１）−Ｃχｌ’　（’−Ｔ、／Ｔ
；　）ｌ＝　ｆとして、第１エコーは、 １ｏ　−８Ｘｉ）　　（Ｔｓ　＋　／Ｔ２　）第２エコ
ーは、 １ｏ−ｅＸｌ）（Ｔ！ＩＩ／Ｔ２　　Ｔｓ２／Ｔ２）第
３エコーは、 １ｏ　・ｅＸＩ）（Ｔｓ＋／Ｔ２２Ｔｓｚ／Ｔ２）第４
エコーは、 １ｏ　　　−ｅＸＩ）　　　（−Ｔｓ　　Ｉ　／Ｔ２　
　　３ＴＭ２　　／Ｔ２　　）である。

ここで、ＣＬＲ３、Ｃ５ＧＬ４はスライス形状の影響を
表わす関数で、次のように求められる。

スライス形状の影響を含まない信号強度式をＦ　ｎ　　
（Ｔｒ、Ｔｓ、Ｔ１、Ｔｚげ）とする。

イ）９０°パルスにより磁化の倒れる角度がα。

のときの信号強度はパルスシーケンスが１個の９０°パ
ルスと奇数個の１８０°パルスから構成されたものであ
る場合には、 となる。

口）ガウシアン９０″パルスを用いていれば、スライス
中央から距離２の点でのαは ｃ（”　（Ｋ／２　）　ｅＺＰ（−Ｚリ　　　　　　　
、、・（２）となる。

ハ）　（１）式を（２）式により２で積分すればスライ
ス形状の影響を含んだ信号強度が求まり、次式となる。

・・−（３） （３）式の積分はく王、／丁Ｔ）のみの関数であるので
、この値をｃ、、ｇ　　＜　Ｉ−＋　／　Ｔｒ　）と書
く。

二）Ｃ０４はＴ＋／Ｔｒのみの関数なので、必要なＴ　
＋　／　Ｔ　ｒの範囲で数値積分によりＣ−を求め、こ
の値からＣ−をＴ＋／Ｔｒの多項式として求めることが
できる。

以上から、スライス形状の影響を含んだ信号強度式Ｆ　
ｓ　＜　Ｔｒ、Ｔｓ、τ、、Ｔ、、Ｊ’　）は、Ｆｎと
、スライス形状の影響を表わす係数Ｃ０ａ４　　との積
として求まる。

Ｆ　ｓ　　（Ｔｒ、Ｔｓ、Ｔ＋、Ｔ＞、ア）＝　Ｆｎ　
（Ｔ；、Ｔ、、Ｔ、、Ｔｚ、ｆ）　Ｃｏｄｄ　　（Ｔ＋
　／Ｔｒ　）ここで、Ｃ６ＪＪ　　は、例えば０．２＜
　Ｔ　ｌ／　Ｔｒ　＜１０．０の場合には Ｃ，４−８，１５３７Ｅ　　　６（ＴＩ　／　Ｔｒ　）
　’−２，９５０８６Ｅ　　　４　（Ｔ　＋　／　Ｔ　
ｒ　）　’＋　４，２７６７５Ｅ　−３（Ｔ　Ｉ／　Ｔ
ｒ　）　’−３，１７９０２Ｅ−２（ＴＩ　　／Ｔｒ　
）　３＋　　１．２９２６２Ｅ　　−１（ＴＩ　　／Ｔ
ｒ　　）　　２−２．８５５４　Ｅ　−１（丁１／Ｔτ
）−＋−１，０５５７ パルスシーケンスが１つの９０”パルスと偶数個の１８
０′パルスから構成されたちのである場合には、スライ
ス形状の影響を含まない信号強度式をＦｎとすれば、磁
化が倒れる角度がα°のときの信号強度は となり、以下上述の場合と同様に計算可能である。

例えば、ガウシアン９０’パルスを用いていれば、０．
２＜　Ｔ　＋　／　Ｔ　２　＜　１０．０で、スライス
形状の影響を表わす係数ｃ　ａｖｅｚは Ｃ，ｖ、、　−−２，４２０３Ｅ−５（ＴＩ　／Ｔｒ　
）　’＋　　５．６８６１　　Ｅ　　　　４（Ｔ’＋　
　／Ｔｒ　　）’−３，（８５２３Ｅ　−３（ＴＩ　／
Ｔｒ　）コ−１，００７１Ｅ−２（ＴＩ　　／Ｔｒ　　
）’＋　　３．２１６２　　Ｅ　　−１（Ｔ　　雷　／
Ｔｒ）十　　０．９１７８ である。

ここで求めたスライス形状の影響を含んだ信号強度式を
用いイ・ことにより、スライス形状による系統誤差を除
ムＪることがでさる。

以上がガウン７ン９０″パルスを用いた場合の計算であ
るが、他の９０°パルスを用いた場合でもスライス中央
から距離２の点での９０°パルスにより磁化が倒れる角
度αが求まれば同様に計算できる。

（３）９０’″パルス誤差による系統誤差について９０
°パルスがＲＦパルス不均−等のためβ°パルスとなっ
た場合、得られる信号強度は前記（２）の場合と同様に
（１）式又は（４）式を（５）式により２で積分すれば
求まる。

α−β・ｅｘｐ（−ｚ２）　　　　　　　・・・（５）
この影響を表わす係数をＣＩＳ　　とすれば、Ｃｅｄｊ
。

ｃ　ｅｖｔ’ｗと同様にＣ／３は（Ｔ＋／Ｔｒ）のみの
関数となり、またその形は１８０°パルス数の偶奇によ
り決まる。

ＩＲ３ＳＥと５Ｒ４ＳＥの１８０°パルス数は共に偶数
のため、Ｔｒを等しくすれば、ＩＲ３ＳＥと５Ｒ４ＳＥ
のＣｐ　は一致する。したがって、９０°パルス誤差の
影響は総べての画像でＣｐ　をかけることとなり、ＴＩ
　、Ｔ２　＋ρ計算値への影響はρ値にＣμがかかるだ
けとなる。

以上から、ＩＲ３ＳＥと５Ｒ４ＳＥのＴｒを等しくすれ
ば、Ｔ１、Ｔ２値への９０’パルス誤差による系統誤差
を除くことができる。

Ｔｒを等しくしたことによる他の効果として次のことが
ある。スライス形状の影響を表わす係数ＣｖＪｅｈｃも
ｒＲ３ｓＥと５Ｒ４ＳＥで一致するため、スライス形状
による系統誤差はやはりρ値にＣｔＶｅｉ％がかかるだ
けとなる。したがって、ρ値を精度良く求める必要がな
ければ、スライス形状の影響を含まない通常の信号強度
式を用いてもよい。またスライス形状が不明の場合にも
有効である。

（４）　　スキャンパラメータの最適化人体のＴ１．Ｔ
２．ρ計算画像の評価関数が最良となるスキャンパラメ
ータを誤差伝播の法則により計算する。信号強度式には
前記（２）の信号強度式を用いる。

ここで、信号強度の理論式と、求めるＴ１、Ｔ２、ρ値
とから計算ｉｉｉ像の評価関数を最良にするスキャンバ
ラメークを求める手法について説明する。ここでは評（
１１ｉ関数として正規化した標準偏差の和、すなわち、 σｖ、　　／　Ｔ　＋　　＋σＴ、　／　Ｔ　２＋σｒ
　／ρただし、σ１．σ−１σｒはＴ　＋　＊　Ｔ　２
１ρの標準偏差 を用いる。

７つの画像のスキャンパラメータをＰ１、Ｉｈ、”、。

Ｆ７　、信号強度式をＦ＋　＋　Ｆ２　＋　−−−ｒ　
Ｆ７とすれば、画像から最小２乗法により計算したＴＩ
。

Ｔ２１ρの値の共分散行列ｖｍＴＬ　ｆはＶ工Ｔｚｒ−
（Ａ”　Ｖ、２；１Ａ　＞　−’ただし、ｖ１□つ　は
原画像の共分散行列で、原画像の分散σ２は、平均値を
ｎ、サン１９２フ１間をＴａとして、σ２τｎ→Ｔａ−
１で表わされ、またＡは、 となる。

したがプて、Ｔ　＋　＊　Ｔ２　＋ρの値の分散はｖ１
＋Ｔｉ　ｆの対角要素として求まる。

以」：から、計算画像の評価関数が８．Ｐ工２．・・７
Ｐ７　、　Ｔａ＋　ｒ　Ｔ（ＬＺ　、　・・−ｔ　ＴＱ
７　、４１−＋　ｐ　’Ｌ、／”４７の関数として求ま
る。

このようなＩｉ；２理に基づき、次のような手順により
適切なスキャンパラメータが求められる。

■信号強度の理論式を定める。

■理論式と、測定したいＴ　＋　ｒ　Ｔａｒ　＋ρの範
囲と、原画像の分散から、計暮画像の評価関数をスキャ
ンパラメータの関数として求める。

■上記■において計算画像の評（ｆｆ［Ｉ数がスキャン
パラメータの多変数関数として求まったので、多変数関
数の極値を求める方法（シンプレックス法等）により評
価関数が最良となるスキャンバラメークを求める。

このようにして求めたスキャンパラメータの一例を示せ
ば次の通りである。なお、ＩＲＧＳＥ法と５Ｒ４ＳＥ法
でのｒｒは等しくしている。

■トータルスキャンタイムを６００秒でスキャンする場
合には ＩＲ３ＳＥ法においては Ｔｒ−２，３６秒 Ｔｃ＋　−０，５８秒 下、　、　−０，０２秒 Ｔ、　、　−０，０２秒 平均回数（ＡＶＥ）−１ ＳＲ４ＳＥ法においては Ｔｒ−２，３６秒 Ｔ、　、　−０，０２秒 Ｔ５゜−０，０７９秒 平均口！！！（ＡＶＥ）−１ ■また、トータルスキャンタイムは３００秒でスキャン
する場合には ＩＲ３ＳＥ法では Ｔｒ＝１．１８秒 Ｔｄ−０，４１秒 Ｔ、　、　−０，０２秒 Ｔ５□−０，０２秒 平均回数（ＡＶＥ＞−１ ＳＲ４ＳＥ法では Ｔｒ　＝　１．１８秒 Ｔｓ　＋　−０，０２秒 Ｔｓ　２−　０．０７４秒 平均回数（ＡＶＥ）−１ （５）前記（４）のスキャンパラメータで撮像する。

すなわち、ｌＲ３８Ｅ法において、ワーブ勾配（勾配磁
場Ｇｙ＞の互いに異なる所定のビュー（ビュー数は例え
ば１２７）にわたって上記のパラメータでスキセンし、
エコー信号を測定する。１１１定採取した１コ一信号を
第１、第２及び第３エコー信号群ごとに分け、コンピュ
ータ１１を使ってそれぞれ２次元画像に再構成して３枚
の原画像を得る。

次にＳ　Ｒ４Ｓ　Ｅ法において、ワーブ勾配（勾配磁場
Ｇｙ）の互いに異なる所定のビュー（ビュー数は例えば
１２７）にわたって上記のパラメータでスキャンし、同
様にエコー信号を測定し波形メモリ２１に格納する。得
られたデータを第１、第２、第３及び第４エコー信号群
ごとに分け、同様にコンピュータ１１を使ってそれぞれ
２次元画像に再構成して４枚の原画像を傳る。

Ｂ）　前記（５）で得られた７枚の原画像を用い、画像
間演算を行い非線形最小２乗法によりＴ＋　、　Ｔ２、
ρ計算画像を１ｑる（コンピュータ１１にて演算により
求める。）。

なお、以上の手法において、勾配磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ
と、スライス、プロジェクション、ワーブの関係は任意
である。

このようにして各画素に相当する部位の精Ｗ！なＴ１．
Ｔ２．ρ値が分かったことになる。

Ｃ）　操作卓３０は再合成画像のためのパラメータ入力
部を持っており、ここからパラメータを入力することが
できる。高速画像ｖＪ算装置１！Ｆ２２は任意のパルス
系列やスキャンパラメータの画像をＴ１＋Ｔ２＋ρ値を
用いて高速に演算し、冑られた画像は表示装置１２で表
示される。

例えば、まずＩＲ８Ｅ法のパルス系列を選択する。次に
スキャンパラメータであるＴ　ｄ＊　Ｔ　ｓ　＊Ｔｒの
設定ボタンを適当時間押圧する。押圧時間長さに対応し
て各Ｔｃｉ　、Ｔｓ　、Ｔｒが設定され、その設定値の
再合成画像が表示される。Ｔｒのボタンを更に押し続け
ると、Ｔｙの変化に伴い画像コントラストが変化するこ
とが分り、診断に最適なコントラストの画像をリアルタ
イムで見出すことができる。

また、Ｔｒが無限大等のように実際には実現し得ない条
件での画像や、非常に長いｍ像時間を要する画像ら容易
に得ることができる。このときの演算において、ＩＲ８
Ｅ法ではその信号強度の理論式として Ｉｒｅ−ｉｅχｐ　（−Ｔｓ　／　Ｔｔン１−２ｅｚＰ
（−Ｔａ　／Ｔｉ　）ｔ２　・ｅ’２十ζ−Ｔ／王±Ｔ
Ｓ／２Ｔ＋　）−ｅχｌ’（−Ｔ／工）１を用いる。他
のパルスシーケンス例えばＳＲ法。

ＳＥ法等についても、理論式を前もってプログラムして
おけば、同様に再構成画像を得ることができる。

更にパルス系列とは全く関係のない架空の画像を再合成
し、疾患を識別することもできる。例えば、フィッシャ
ー（１”　１ｓｈｅｒ　）の識別関数を最大にするＴｌ
　＊　Ｔ２　ｓρの輪形結合画像を用いることもできる
。更にこの揚台Ｔ　Ｉ　＋　７２　＊ρの各押しボタン
があり、押圧時間に対応した重みで線形結合することが
できる。

（他の実施例） 本発明は上記実施例に限定されるものではなく次のよう
にすることもできる。

（＋）ｌ像条件（パルス系列、スキャンパラメータ）は
、短い撮像時間で、高Ｓ／Ｎ比、高￥ｉ度なＴ１＋Ｔ２
．ρ計算画像が得られるものであればよ０゜なぜなら、
結果として得られる再合成１ｉｌｉ１１１が従来法のス
キャン画像より高品質でなければ意味がないからである
。

他のパルス系列としては、ＩＲｎＳＥ法（ｎはＭ数）と
ＦＲｍＳＥ法（ＦＲはＦａｓｔ　Ｒｅｃｏｖｅｒｙ法の
略で、ＦＲ法とＳＥ法の組合せで１ビユーごとにｍ個の
エコー信号を得るようにしたもの。なおＦＲ４ＳＥ法の
パルスシーケンスは第５図に示す通りである。）を用い
てもよい。また、ＩＲ３ＳＥ法とＳＲ４ＳＥ法に限らず
、一般にＩＲｎＳＥ法とＳＲｍＳＥ法（ｎ、ｍｌ、ｌｔ
！Ｉｌ数）であってもよい。

第６図には各パルス系列の組合せとＴ１．Ｔ２゜ρ計算
画像の分散の和について、また第７図には各パルス系列
におけるＴ１、Ｔ２計算画像のＴＩｖＴ２値の分散につ
いて、また第８図には各パルス系列の用いる画像数とＴ
１、Ｔ２．ρ計算画像の分散の和についてそれぞれ示し
である。

また、撮像条件はどんな疾患に対しても同一としたが、
更に効果的なスキャンをするためには、いくつかのスキ
ャンプログラムが準備されており、任意に選択可能に構
成されていてもよい。要するに、診断は総べて再合成画
像を用いることにある。

（発明の効果） 以上説明したように、本発明によれば、次のような効果
がある。

０）総べての疾患に対しても、同一のパルス系列、スキ
ャンパラメータで１ｌｌＩＩＩするため、医師がＭｌ像
条件を選択する必要がない。したがって、疾患と撮像条
件の関係を知らなくても画一的な撮像が可能である。撮
像条件を誤ったため、ｍ像から疾患を識別できず、再ス
キャンを行う等の無駄な操作が不要となる。また、未知
の疾患に対しても、何の配慮も要せず、同様に撮像する
ことができる。

このような点から、本発明は実用に供してＮＭＲ装置の
広い普及に大きな効果がある。

（２）疾患によっては、従来長い開会時間を要するもの
があったが、本発明によれば撮像時間は短縮される。

（３）同一のｌ像条件を用いるため、１１１ｍ間に客観
性があり、相互比較することができる。総べてのＮＭＲ
像が同−撮像条件であれば、情報交換やデータ蓄積に画
期的意味がある。

（４）再合成ＷｊＩ像で診断するため、常に最良の画像
コントラストがｔｉられ、診断が迅速かつ正確に行われ
る。

（５）従来の装置では各種のパルス系列やスキャンパラ
メータで自由にスキャンできるようにしていたためハー
ドウェアが複雑であったが、本発明では唯一のＩａ像条
件（又は少数の撮像条件）であるため、ハードウェアが
簡素化できる。

（６）あらゆる疾患や複合した疾患にも対応できる。

疾患の８ｉ類により、最大コントラストが得られる撮像
条件が異なるため、従来装置では困難であったが本発明
ではいかなる条何の場合の画像でも再合成画像により得
ることができる。

（７）画像コントラストを用いた形ａＳ断だけでなく、
＾精度なＴＩ　、　Ｔ２　、ρ値が得られるので、これ
ら生体情報から病理学的診断も可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る核磁気共鳴撮像装置の一実施例を
示す装部構成図、第２図はＩＲ３ＳＥ法のパルスシーケ
ンスを示す図、第３図は５Ｒ４ＳＥ法のパルスシーケン
スを示す図、第４図はスキャン手順を示す図、第５図は
ＦＲ４ＳＥ法のパルスシーケンスを示す因、第６図は各
パルス系列の組合せとＴＩ＋７２．ρ割算画像の分散の
和を示す図、第７図は各パルス系列におけるＴＩ　、Ｔ
２計算画像のＴ１、Ｔ２ｍの分散を示す図、第８図は各
パルス系列の用いる画像数とＴ　＋　ｒ　Ｔ２　＊ρ計
算画像の分散の和を示す図、 第９図ないし第１０図は従来のスキャン手順について説
明するためのフローチャートである。 １・・・マグネットアセンブリ、２・・・主磁場コイル
、３・・・勾配磁場コイル、４・・・ＲＦ送信コイル、
５・・・受信用コイル、１１・・・コンピュータ、１２
・・・表示器、１３・・・コントローラ、１４・・・勾
配磁場制御回路、１５・・・静磁場制御回路、１６・・
・高周波発振器、１７・・・ゲート変調回路、１８・・
・電力増幅器、１９・・・プリアンプ、２０・・・位相
検波回路、２１・・・波形メモリ、３０・・・操作卓。 第６図 ５ｌ（７ｂｌ＝　　ｂＨ２ｓｋ　　’ｐＨｊ５ヒ　’ｐ
Ｈ４’：ｋ　　ｂＨ４ｂｈ　　’：？４ｂヒ　５ド４ｂ
ｈＭ７回

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）対象物に高周波パルスおよび磁場を印加して核磁気
   共鳴信号を発生させ、この信号を用いて対象物の組織に
   関する画像を得るようにした核磁気共鳴撮像装置におい
   て、 あらかじめ設定された最適なパルス系列とスキャンパラ
   メータでスキャンし、得られたデータからＴ＿１、Ｔ＿
   ２、ρ計算画像を計算し、次いでパルス系列の選択及び
   スキャンパラメータの設定を行う操作卓からの入力に応
   じ診断に都合のよい画像を再合成する制御・演算手段を
   具備したことを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。 ２）前記スキャンの際に用いるパルス系列として、ＩＲ
   ｎＳＥ法とＳＲｍＳＥ法（ｎ、ｍは整数）、又はＩＲｎ
   ＳＥ法とＦＲｍＳＥ法（ｎ、ｍは整数）を使用すること
   ができるように構成されたことを特徴とする特許請求の
   範囲第１項記載の核磁気共鳴撮像装置。 ３）前記スキャンの際に用いるパルス系列として、ＩＲ
   ３ＳＥ法とＳＲ４ＳＥ法、又はＩＲ３ＳＥ法とＦＲ４Ｓ
   Ｅ法を使用するように構成されたことを特徴とする特許
   請求の範囲第１項記載の核磁気共鳴撮像装置。 ４）前記操作卓は、画像再合成の際、パルス系列の選択
   と、スキャンパラメータ設定の連続可変が可能であり、
   しかも再合成画像表示がリアルタイムに追従するような
   設定が可能に構成されたことを特徴とする特許請求の範
   囲第１項記載の核磁気共鳴撮像装置。