JPS6024463A - 核磁気共鳴映像法 - 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１：有効とされている緩和時間Ｔｌ（スピン−格子
緩和時間）を表現した鮮明な映像を得る方法ｉユ関する
。

［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Ｃ−得られる信号の８Ｎ比が、他のＸ線、核
医学、超音波などを用い７’（装置の場合に比較して桁
違いに低いことが問題であった。

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−二表われ多くの物理量が
複雑に結び合わさった映像が得られる。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
ったＲ、　Ｖ、　Ｄａｍａｄｉａｎ　（ユよる緩和時間
’ｒｌ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Ｃ二は到
っていない。

しかし々から、少なくとも緩和時間、なかでもＴｌの長
さが悪性腫瘍の診断などに特Ｃ二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。したがって、緩和時
間Ｔｌｌ二のみに依存しその他の物理量の影響をできる
たけ取り除いた映像（以下’ｒ１画像）を得ることがで
きれば、このＴｌ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１ｇ０’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■は１
、水素原子核密度ρ、スピンー格子緩和時間１゛ｌ、ス
ピン−スピン緩和時間Ｔ２を用いタタシ、飽和回復法Ｃ
二おいて、１１は励起パルスの繰返し時間、ｔ２は励起
パルスから観測さｈるエコー信号までの時間であり、反
転回復法において、ｔｏＦｉ最初の１８０’ハルスから
９００パルスまでの時間＋　”８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っては、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ｌ：提供していた。しかしながら、一般ｌユ緩
和時間Ｔ１およびＴ２けそれぞれの長さに密接な相関関
係があり％Ｔｌの長い組織は通常Ｔｚ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
５二、〒１．　’ｒ＝の大きさの影響がそれぞれの信号
の強度（二連の方向Ｃ作用するため、両緩和時間の効果
が相殺され、との重要な情報が弱められた映像しか得る
ことができなかった。

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Ｔｌ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１二反転回復法で得られる信号は正負の
領域にまたがったものとなるため、ρ＝０である被写体
の無いパックグランド領域が中間的々濃度位置となり１
通常反転回復法で得られた映像は荒れたパックグラウン
ドの画像となっている。

こねに対し、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’ｒｌおよびＴ２を
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８Ｎ比が劣化したものとなる欠点が
ある。このよう１ユ従来１：あっては、緩和時間ＴＩ　
Ｃのみ依存するＴ１映像な得ることが困離であった０ ［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Ｔ口重のみ依存した映像を得るこ
とのできるＮＭＲ映像法を梯形（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８ＲＭ　）と反転
回復法（以下ＩＲＭ）の画法のノ（ルス系夕１１をオリ
用してエコー信号を採取する。この場合、−］−の測定
条件で複数のエコー信号（泥１エコー、第２エコー、・
・・、第Ｎエコー）を採取するととも１″−両法Ｃ−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ｔ２
Ｉ１１（””１　＋　２ｓ　”’＋　Ｎ）Ｃ設定スル。

ソシテ、このようＣ二して得られたエコー信号を宍弐拗
＃≠≠１；次−− 、−一−−−−−−ζ（６）： 一−−−り二帛幹 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ｇ二より８１Ｍ画像及びＩＲＭ画像を得
る。

このとき得られる。　８ＲＭ画像のある画素の信号強度
をＩ８ＲＭとしＩＲＭ画像の対応する画素の信号強度を
ＩＩＲＭとすれば、夫々以下のよう（二足される。

−−−−−−−−（８１ 一−−−−−−−（４） そして、本発明は上記８ＲＭ画像及びＩＲＭ画像の対コ 応する画素信号〆志の比をめることにより緩和。

時間Ｔｌ≦二のみ依存するＴ１画像を作成するものであ
る０ すなわち、（８１，（４）式の比をめるととミニよりと
なる。

なお、　８ＲＭ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っていても良好な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ｌ二、本発明により形成され
たＴ１画像は特Ｃ二緩和時間Ｔ２の影響が除かれており
、緩和時間″［Ｉ　Ｃのみ依存するＴ、画像を提供する
ことができる。また本発明ｇ二よれば多数のエコーの重
ね合せにより８Ｎ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。更に上記比をめる際、ＩＩＲ
Ｍがほとんど無いρ＝００領域は低レベル領域として区
別することができるので、この部分を計算から除くこと
が可能であり、これＣ二より従来のＩＲＭのみの画像で
生ずるようなバッ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Ｃ：、ＮＭＲ装置ではグローブヘ
ッドから測定部位までの距離ｌ重心じて感度が不均一な
ため、得られた８ＲＭ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ｇ二、本発明ｇ二よれば
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Ｃ二改善されて
いる。すなわち、従来Ｃ：あっ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
ったが、本発明ｌ二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（重両方法のパルス系列ｌ二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１：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ととｇ二よりＴ２の減
衰を受けない画像情報を多数採取できるのでｔ全体の測
定時間ン迎Ｃ二諷夕δぜることが口」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Ｃ：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靜磁界ＨＱ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１５０００
ｅである。】５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１ｍ、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。

したがって、各コイル（二流す電流の大きさの組合せ１
：より任意方向への傾斜磁場を形成することができる。

プローブヘッド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って生じた微小なＮＭ
Ｒ信号を感度良く検出するための、−組のくら形コイル
である。プローブヘッド１７は被検者＋０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Ｃユ設けられている。

静磁場駆動部１８はコイル１１乃至１４１−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
によって指示される。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靜磁界ＨＱ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Ｃ二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ッド１７に供給するとともに、プ
ローブヘッド１７で検出されたＮＭＲ信号を増幅、検波
した後アナログ／ディジタル変換を行なう。プローブヘ
ッド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８ＲＭ又はＩＲＭのパル
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信号なＡ／Ｄ変換するタイミン
グ制御も行っている。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２００は、静磁場強度ＨＯ
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って変調器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
ッド１７ａに導びかれる。一方、プローブヘッド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に導ひかれる。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によって指定され
るサンプルリング間隔で、検波器２０４の出力信号をデ
ィジタル信号ｇ二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４２Ｆｉ送受信部２０より
８ＲＭ及びＩＲＭの各パルス系列で得られたディジタル
信号同志の加算を行なう。画像処理部４４けＳＲＭのパ
ルス系列の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Ｃ二よりＴ１画像を作成し磁気ディ
スクやフロッピーディスクからなる記憶部５０１−収容
される。

コンソール６０９表示制御部７０及び表示部８０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
は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Ｃユ応じて色付けして、表示部８
０　Ｉ＝　’？４示させる。また表示部８０にはＴ１画
像だけでなく、そのもととなったＳＲＭ画像又はＩＲＭ
画像と並らべて表示してもよい０ 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何構成法について簡単Ｃ二説明す
る。これらの詳細については、例えば本発明者が発表し
たｒＮＭＲイメージング」（「計測と制御Ｊ　Ｖｏｌ、
　２１．　Ｎｏ、　１０　ｐ１７−２６．昭和５７年ｌ
θ月）番二足されている。

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Ｔｌ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Ｃ二、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１】乃至１４で与えられる静磁場ＨＯ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１０ａ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
ｌ二直交するＸ軸方向へ線形勾配磁場Ｇ方ｘ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Ｓ
ＥＰはプローブヘッド１７より加えられる。ここで励起
パルス５ｎｐＨ時間軸方向に４（Ｌ・ｔ／２）／ｌＩ−
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＝　１　ＧｗΔＸの幅をもつ。なおγは測定
対象とする核種（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Ｃユもとの熱平衡状態に指数
関数的葛二近づいていく。この緩和現象を表わす時定数
として前述した緩和時間’ｒｌ、　Ｔ２がある。緩和時
間Ｔｌ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けスピン−スピン緩和時間又は横縦
和時間とも呼ばれる。

本発明はとのよ５Ｊニして指定されたスライス面内の組
織での緩和時間Ｔｌの分布状態を示すＴ１画ＩＪＪ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＊
定のθ方向（図では２軸方向）に発生した線形勾配磁場
Ｈｅのもとで得られるラーそア周波数に対する共鳴信号
の強さは、等磁場強度線２７二沿って存在する対象の原
子核の信号の総積分量を与え、る０したがって、被検体
の存在する範囲の磁場強度分布ｇ二対応するラーモア周
波数Ｃユ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Ｃ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Ｃ二Ｘ線ＣＴ装置で用いられて
いるフィ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１ユ原像を再構成することができ
る。

θ方向の線形勾配磁場Ｈθの発生はコイル１５１−より
行なわれる。既述の通り、コイル１５はｓ、ｙ、ｚｊ二
対応する方向口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−２平面内にある
場合、ｙ軸方向及び２軸方向のそれぞれＣ二線形勾配磁
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８ＲＭ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
ロコンピュータにより構成されているので第５図に示す
フロー図Ｃ二従ってこれを説明するが、タイマーとパル
ス発生器の組合せ５二よりハードウェアとして構成でき
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（二
位置訣めされた後、オペレータのマニュアル操作により
又は位置検出回路を用いて自動的１ニタイミング制御部
３（）はシーケンス制御を開始する。

まずブロックＢ１においては静磁場ＨＱ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ｌ二従ってコイル１１乃
至１４に励磁電流を印加することＣ二より所定の静磁場
ＨＱを発生する。ブロック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。ブロックＢ３Ｃおい
て制御部３０は同様Ｃ型内部カウンタ（図示せず）をク
リアする０この内部カウンタの内容はＳＲＭ又はＬＲＭ
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。

ブロックＢ４においては８１Ｍ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
。ブロックＢ５では内部カウンタの内容を１だけカウン
トアツプし、ブロック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ックＢ４
の処理を行なう。ブロックＢ４の処理がＭ回繰り返され
たとき、ブロック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。

次のブロックＢ８乃至Ｂ１２は、いま説明したプロック
Ｂ３乃至Ｂ７における処理と同様であり、ブロック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る点のみ相違する。このブロ
ック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Ｃ二して、ある角度θ方向に関し、ＳＲＭト
■ＲＭとの両者へパルス系列覆二より夫々投影データを
多数採取した後、ブロックＢ１３では角変カウンタの内
容を所定のきざみ幅Δθだけ増加させる。ブロックＢ１
４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°未満であればブロッ
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’ｒ１画像の作成Ｓ二必要とす
る充分多数の角度方向の投影データを採取した後、ブロ
ックＢ１５では線３１「二出力していた励磁信号を解除
して静磁場ＨＯの発生を停止する。またブロックＢ１６
で制御部３０は線３７Ｉ：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図のブロック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。８１Ｍ
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＋・・・、　
１００Ｎが用いられ、かつこれらは等時間間隔２τで発
生されるものとしている。また、マイクロコンピュータ
からなる制御部３０は予め図示しない内部メモリ１−り
１゜ 要とする励起パルスＳＥＰ及び１＃０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、の発生を指示する
信号を出力する。この線形勾配磁場Ｇ・に同期させて励
起パルスＳＥＰを変調器２０１（ユ供給する。

これＣ二より被検体ｌＯの特定スライス面りＱａ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ＨＯ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１時間の後１８
０°パルス１００１を線３３を介して変調器２０１　Ｃ
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Ｆｉ１８０°変化する。そ
してこの状態から磁化ベクトルが漸進的−二静磁場ＨＯ
）方向へ変化時こ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け、励起パルスＳＥＰ
から２τ時間の後１ｆｊ３４を介してＡ／Ｄ変換器２０
５にサンプリングパルスを順次印加し、エコー信号１１
０１の時間軸方向５ユ多数点のディ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Ｈθを形成す
るため、線３２を介して＃４剰磁場駆動部１９にｙ軸方
向Ｃ発生すべき静磁場鴨■θ及び２軸方向Ｃユ発生すべ
き静磁場Ｑｚｓｔｎθを指示し、これらの合成によって
Ｈ＃を発生させる。

制御部３０は以下同様にして最初の１８００パルス１０
０１からｊ原電２τ時間間隔で（Ｎ−１）個の１８０°
パルス１ｏｏＢ、・・・、　ｌ０ＯＮを線３３に出力し
、夫々の１８０゜パルス１００ｇ　、・・・、　１００
Ｎから１時間後に得られるエコー信号１１０２ｅ・・・
、　ｌｌ０Ｎを収集するためのサンプリングパルスを順
次線３４１−出力する。

このようＣ二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５二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めている。

なお、一連のＮ個のエコー信号は…ｌが最も強いイｇ号
であり、　Ｔ２を時定数として次第１−減衰するもので
ある。したがって本発明では時間間隔てはτ＜＜Ｔ２で
あることが望ましい（従来のＳ’ＲＭではほぼＴ２と同
程度であつｆｃ　）　。

第７図は第５図のブロックＢ９での処理を説明するため
の反転回復法によるノくルス系列を示す図でおる。ＩＲ
Ｍのパルス系列はＳＲＭのパルス系列とほとんど同じで
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ｔｏの後励起パルスＳＩＰを印加して
いる。この励起パルスＳＢＰ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ＩＢＭによるエコー信号の採取も同−傾斜
磁Ｓ条件で各ＮｘＭ回行々われる。

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　ｉｔ　、加算器４２１゜
加算値を一時収容するためのバッファ４２２．バッファ
４２２用のアドレスカウンタ４２３及びディマルチプレ
クサ４２４により構成されている。アドレスカウンタ４
２３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ッファ４２２のアドレスとしてい
る。バッファ４２２は１工コー信号の枚数のサンプリン
グされたディジタル値を収容可能な大きさで１図示を省
略したが第５図のブロックＢ３及びＢ８で制御部３０の
内部カウンタがクリアされる際Ｃ二同様Ｃニクリアされ
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ッファ４
２２から仁のアドレスＣ：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ィマルチプレクサ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ィジタル値である。そ
して加算器４２１の出力はバッファ４２２の同一アドレ
スに書き込まれる。

このよう≦ユして加算処理部４２のバッファ４２２には
同一の傾斜磁場Ｈ，の条件下で採取されたＮｘＭ個のエ
コー信号をサンプリング位置対応ｄ二加算した値が得ら
れる。

制御部３（）は、ブロックＢ７及びＢ１２で線３５ｃｍ
切り換え信号を出力するとともＣ＠　３４に同様々サン
プリングパルスを出力することにより、バッファ４２２
内の加算されたデータをディマルチプレクサ４２４を介
して記憶部５０に転送する。この場合、ブロックＢ７の
転送時ｌ：はバッファ４２２　Ｃ８ＲＭ　Ｉ＝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Ｒ１ｔ二収容される。また
、ブロック１２の転送時にはバッファ４２２Ｉ−ＩＲＭ
＋：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。

Ｂ１０図は第１図の信号処理部４ｏ内の画像処理部４４
の概略フローチャートである。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
Ｃ二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。

ブロックＢ１６で起動されると、画像処理部４４はまず
ブロックＳ１で領域Ｒ１のデータを用いてＳＲＭＷＩ像
を再構成し、記憶部５０のＳＲＭｗＪ像領域Ｒ３へ得ら
れた８１Ｍ画像を収容する。次ＣニブロックＳ２で領域
Ｒ２のデータを用いてＩＲＭ画像を再構成し、ＩＢＭ画
像領域Ｒ４へ得られたＩＲＭ画像を収容する。

これらブロック８１．８２内での再構成処理方法は同一
であり、例えばＸ線ＣＴ装置Ｃ；用いらノ１ているフィ
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。

そしてブロック８３（二おいて、領域Ｒ３及び領域Ｒ４
内の画像データを用いて１１画像を作成する。

得られた’ｒ１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８１Ｍ画像の各画素データで除算することＣ二よ
り得られる。

第１１図はこのブロックＳ３での処理フローを示してい
る。ここでは、８ＲＭ画像の各画素データなＩｓｎＭ（
Ｌ　ｋ）＋　１８Ｍ画像の各画素チータラＩＩＲＭ（Ｊ
＋　ｋ）　＋　１１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ＪｘＫ画素からなるものと
する。

８１０で内部カウンタｋ（図示せず）を初期設定し、Ｓ
１１で内部カウンタｊ（図示せず）を初期設定している
。８１２で領域Ｒ３から８１Ｍ画像の１画素データｌ５
Ｒｎ（Ｌｋ）を取り出し、８１３でこのデータが微小値
ΔＩ以下かどうか判定する。ＩａｐＭ（ｊ、　ｋ）がΔ
１以下（背景部分）でおれば８１６　＋二進みＲ（ｊ、
ｋ）を予じめ定められた値ＲＱとする。一方１１ｓｎＭ
（ｊ、　ｋ）がΔＩより大きれば８１４に進み、領域Ｒ
４から対応するＩＲＭ画像のデータＩｒａＭ（ｊ、　ｋ
）を取り出す。８１５ではＩｘｉＭ（Ｌｋ）をＩｓｍＭ
（ｊ、ｋ）で除算し、これをＲ（ｊ、ｋ）とする０８１
５又は８１５の結果を用いて、Ｓ１７ではＲ（Ｊ、ｋ）
を領域Ｒ８５に書き込む。８１８で内部カウンタｊをカ
ウントアツプし、８１９でｊがＪに達したか判定し、ｊ
＜Ｊであればａｌｌ乃至８１７の処理を繰り返し、Ｊ≧
Ｊであれば８２０へ進む。８２０で同様Ｃ型内部カウン
タｋをカウントアツプし、Ｓ２１でｋかに５二達したか
判定し、ｋ（ＫであればＳ１１乃至８２０の処理を繰り
返し、ｋ≧にであれば処理を終える。

以上説明した本発明の実施例（−おいては、ＳＲＭ及び
ＩＲＭのいずれＣユおいても、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の整数倍にとって
いることと、測定をＭ回繰り返している点を考慮すれば
８ＲＭ画像及びＩＲＭ画像の画素データは夫々上記（８
）式及び（４）式に代えて次のようζ二表わされる。

但し、ＳＲＭでｔｌは励起パルスＳＥＰの周期、ＩＲＭ
でｔｏＦ！最初の１８０°パルスから励起ノ（ルスまで
の時間である。

したがって得られるＴ１画像の画素データは＼頃 となり、緩和時間Ｔｌ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ｈ　’０≦１１の
条件が満たされるならばＴｌの増加≦ユ従って単調減少
する。第１２図にＴｌとＲとの関係を図示した。図にお
いて、曲線２００はｔｏ＝　０．４　ｓｅｃ　、ｔｌ　
＝　Ｑ、４　ｓｅｃに設定した場合であり、曲線２１０
はｔｏ　＝　０．２ｓｅｃ　、　ｔｌ＝　Ｑ、　４　ｓ
ｅｃに設定した場合を夫々示す。なおｔｏがｔｌよりわ
ずか大きくても単調性が失われるのはＴｌが０の近傍で
あるので実用上はそれほど問題Ｃ二ならない。

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信号として得られ次。すなわち、こ
の方法では被写体の２次元７−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
元フーリエ変換の伯楽座標によって表現される情報を採
取するものとして２次元７−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Ｈａの方向０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Ｓ
ＲＭ＋二よる場合の線形勾配磁場Ｇ、、Ｇｚの与え方を
示す０すなわち、まず所定のＧ、を７１時間だけ印加し
た後Ｇｚを７２時間だけ印加する。このτｙを所定のき
ざみ幅Δτで順次増加させ、同時にＴ２をΔτ毎（二順
次減少させる（τｙ十τ２を一定に保つ）０ 例えば第５図１−おいて、Ｂ２でτ、を初期値τｍ１ｎ
ｉ　＋−設定し、Ｂ１３でτｙ＝τν＋△τをめ、Ｂ１
４でτ、が終了値τ。ａｘ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ＩＢＭ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Ｃニスライス面内の画像を得ることができる。

なおＧ、、　Ｇｚ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ＩＯの動きの影響を少なく
するため同一線形勾配磁場Ｈθの下で８ＲＭ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、壕ずＳＲＭによりＨ，の角度θを変
化させて８ＲＭ　ｐ１１１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Ｈθの角度θを変
化させてＩＲＭ画傭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
並行して行ったが、遂次的Ｃ二行っ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σ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ャート、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
用図及び第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ャニド、第１２図は緩和時間Ｔ
ｌと画素信号Ｒとの関係を示す図、第１３図Ｆｉ２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０ １】乃至】５・・・コイル　１７・・・プローブヘッド
２０・・・送受信部　３０・・・タイミング制御部４０
・・・信号処理部　５０・・・記憶部第１０図 第１１図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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ｇ二おいて、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＃
   １は同数個のエコー信号をノ瞳次採取する段階と、 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ｇ二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【二関する第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Ｃ二より第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。