JPH0374101B2

JPH0374101B2 -

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Publication number: JPH0374101B2
Application number: JP60196661A
Authority: JP
Priority date: 1985-09-05
Filing date: 1985-09-05
Publication date: 1991-11-25
Also published as: JPS6264348A

Description

【発明の詳細な説明】（産業上の利用分野）本発明は、核磁気共鳴撮像装置（以下核磁気共
鳴をNMRと略す）に関し、特にスキヤン方法お
よび診断の際のデータ処理の方法に関する。

（従来の技術） NMR画像の特徴の一つは、その濃度がプロト
ン ¹H密度（以後ρと記す）だけでなく、緩和時
間T₁、T₂や更にはパルス系列およびRFパルス間
隔等のスキヤンパラメータの関数となつていて、
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）しかし、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
チヤートに示されているように、目的とする疾患
による画像コントラストが大きいパルス系列やス
キヤ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
チヤートに示されているように、撮像条件を変え
て複数の画像を得、画像コントラストがつく撮像
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ヤ
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
キヤンができない等、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T₁、T₂像を得
て、診断に用いるという試みがある。しかしT₁、
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T₁、T₂計算画像はＳ／Ｎ比、
T₁、T₂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ヤン条件で撮像し、スキ
ヤ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
ヤンパラメータでスキヤンし、得られたデータか
らT₁、T₂、ρ計算画像を計算し、次いでパルス
系列の選択とスキヤンパラメータの設定を行うた
めの操作卓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。

（実施例）以下図面において本発明を詳しく説明する。第
１図は本発明に係るNMR撮像装置の一実施例を
示す要部構成図である。図において、１はマグネ
ツトアセンブリで、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H₀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、ｚ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１
４に、RF送信コイルは電力増幅器１８に、そし
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
生す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NMR信号を位相検波する位相検
波回路、２１は位相検波されたプリアンプからの
波形信号を記憶する波形メモリで、ここにはＡ／
Ｄ変換器を含んでいる。

１１は波形メモリ２１からの信号を受け、所定
の信号処理を施して断層像を得るコンピユータ、
１２は得られた断層像を表示するテレビジヨンモ
ニタのような表示器である。

２２は高速画像演算装置で、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、この高速画像演算
装置２２はコンピユータ１１側に含め、一体的な
構成としてもよい。

３０は操作卓で、高速画像演算装置２２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、RFパルス間隔等のスキヤンパラメータ、
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、IR3SE法で求めた３画像と、
SR4SE法により求めた４画像の計７画像から、
T₁、T₂、ρ像を計算する場合を例にとつて説明
する。

なお、IR3SE法は、第２図に示すように、
IRSE法｛反転回復（Inversion Recovery）法と
スピンエコー（Spin Echo）法を組合せたパルス
シーケンス｝に準ずるパルスシーケンスであり、
一つのビユーにおいて、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、SR4SE法とは、第３図に示すように、
SRSE法｛飽和回復（Saturation Recovery）法
とスピンエコー（Spin 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ビユーつき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図に示すスキヤン手順を参照し、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
キヤ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ヤンパラメータ
でスキヤ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ヤン
で行われる。

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

パルス系列としては、撮像したい部分のT₁、
T₂、ρの範囲で、撮像時間が短く、高Ｓ／Ｎ
比、高精度のT₁、T₂、ρ計算画像が得られる
IR3SE法とSR4SE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
SR4SE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T_s1、第１エコー信号以後の各エコ
ー信号の中心間隔T_s2、180°₍₁₎パルスと90°パ
ルスまでの間隔T_d、繰返し時間T_rはそれぞ
れ任意に選ぶことができる。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180°パル
ス、180°₍₂₎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°_-45・270°₄₅・90°_-45のコンポジツト・パル
スを使用している。

各ビユーごと180°パルス数はIR3SE法、
SR4SE法共に偶数である。

なお、コンポジツトパルスの度数に付した
サフイツクス値は励起用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。すなわち、
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
RF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G_xは、プロジエクシ
ヨン勾配で、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方向勾配磁場G_zはスライス勾配、ｙ方
向勾配磁場G_yはワープ勾配で、ｂは180°パル
ス誤差によるアーテイファクトを消去するた
めのスポイラである。また、ｃはビユー間の
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。

上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、プリアンプ１９、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 I₀＝C_IR3（T₁／T_r）｛１−２・exp（−T_d／T₁）
＋２・exp（−T_r／T₁ ＋T_s1／T₁＋3T_s2／2T₁）−２・exp（−T_r／T₁
＋T_s1／T₁＋T_s2／2T₁）＋２・exp（−T_r／T₁＋T_s1／2T₁）−exp（−T_r／T₁）｝・ρ として、第１エコーは、 I₀・exp（−T_s1／T₂）第２エコーは、 I₀・exp（−T_s1／T₂−T_s1／T₂）第３エコーは、 I₀・exp（−T_s1／T₂−2T_s1／T₂）である。

SR4SE法の信号強度式は I₀＝C_SR4（T₁／T_r）｛１−２・exp（−T_r／T₁＋T
_s1／T₁＋5T_s2／2T₁）＋２・exp（−T_r／T₁＋T_s1／T₁＋3T_s2／2T₁） −２・exp（−T_r／T₁＋T_s1／T₁＋T_s2／
2T₁）＋２・exp（−T_r／T₁＋T_s1／2T₁）−exp（−T_r／
T₁）｝・ρ として、第１エコーは、 I₀・exp（−T_s1／T₂）第２エコーは、 I₀・exp（−T_s1／T₂−T_s2／T₂）第３エコーは、 I₀・exp（−T_s1／T₂−2T_s2／T₂）第４エコーは、 I₀・exp（−T_s1／T₂−3T_s2／T₂）である。

ここで、C_IR3、C_SR4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_o（T_r、T_s、T₁、T₂、ρ）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、 sinα／１＋cosα・exp（−T_r／T₁）
・F_o（T_r、T_s、T₁、T₂、ρ）……(1) となる。

(ロ) 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ｚの点でのαは α＝（π／２）・exp（−Z²） ……(2) となる。

(ハ) (1)式を(2)式によりｚ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。

F_o（T_r、T_s、T₁、T₂、ρ）∫sin｛（π／２）exp
（−Z²）｝／１＋cos｛（π／２）exp（−Z²）｝exp（
−T_r／T₁）dZ……(3) (3)式の積分は（T₁／T_r）のみの関数
であるので、この値をC_pdd（（T₁／T_r）
と書く。

(ニ) C_pddはT₁／T_rのみの関数なので、必
要なT₁／T_rの範囲で数値積分により
C_pddを求め、この値からＣoddをT₁／T_r
の多項式として求めることができる。

以上から、スライス形式の影響を含ん
だ信号強度式F_s（T_r、T_s、T₁、T₂、ρ）
は、F_oと、スライス形状の影響を表わ
す係数C_pddとの積として求まる。

F_s（T_r、T_s、T₁、T₂、ρ）＝F_o（T_r、T_s、
T₁、T₂、ρ）C_pdd（T₁／T_r）ここで、C_pddは、例えば0.2＜T₁／T_r
＜10.0の場合には C_pdd＝8.1537E−６（T₁／T_r）⁶−2.95086E−４（T₁／
T_r）⁵＋4.27675E−３（T₁／T_r）⁴ −3.17902E−２（T₁／T_r）³＋1.29262E−１（T₁／T_r
）²−2.8554E−１（T₁／T_r）＋1.0557 パルスシーケンスが１つの90°パルス
と偶数個の180°パルスから構成されたも
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F_oとすれば、
磁化が倒れる角度がα°のときの信号強度
は sinα／１−cosα・exp（−T_r／T₁）・F_o……(4) 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＜T₁／T₂＜10.0で、スラ
イス形状の影響を表わす係数C_eveoは C_eveo＝−2.4203E−５（T₁／T_r）⁵＋5.6861E−４（T₁／T_r）⁴−3.6523E−３（T₁／T_r）³ −1.0071E−２（T₁／T_r）²＋3.2162E−１（T₁／T_r）
＋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ることにより、ス
ライス形状による系統誤差を除去するこ
とができる。

以上がガウシアン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ｚ
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パルス付均一等のためβ°パ
ルスとなつた場合、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
ｚ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C〓とすれば、
C_pdd・C_eveoと同様にC〓は（T₁／T_r）のみの
関数となり、またその形は180°パルス数の奇
数により決まる。

IR3SEとSR4SEの180°パルス数は共に偶数
のため、T_rを等しくすれば、IR3SEと
SR4SEのC〓は一致する。したがつて、90°パ
ルス誤差の影響は総べての画像でC〓をかける
こととなり、T₁、T₂、ρ計算値へと影響は
ρ値にC〓がかかるだけとなる。

以上から、IR3SEとSR4SEのT_r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。

T_r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C_eveoもIR3SEとSR4SE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C_eveoがかかるだけとなる。したがつ
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) スキヤンパラメータの最適化人体のT₁、T₂、ρ計算画像の評価関数が
最良となるスキヤ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、求まるT₁、
T₂、ρ値とから計算画像の評価関数を最良
にするスキヤンパラメータを求める手法につ
いて説明する。ここでは評価関数として正規
化した標準偏差の和、すなわち、 ρ_T1／T₁＋σ_T2／T₂＋σ〓／ρ ただし、σ_T1、σ_T2、σ〓はT₁、T₂、ρの標準
偏差を用いる。

７つの画像のスキヤンパラメータを〓₁、
〓₂、…、〓₇、信号強度式をF₁、F₂、…、F₇
とすれば、画像から最小２乗法により計算し
たT₁、T₂、ρの値の共分散行列V_T1T2〓は V_T1T2〓＝（A^TV₁₂₃ ^-1A）^-1 ただし、V₁₂₃は原画像の共分散行列で原画
像の分散σ²は、平均値をｎ、サンプリング時
間をT_aとして、σ²∝n^-1T_a ^-1で表わされ、ま
たＡは、となる。

したがつて、T₁、T₂、ρの値の分散はV_T1T2〓
の対角要素として求まる。

以上から、計算画像の評価関数が〓₁、〓₂、
…、〓₇、T_a1、T_a2、…、T_a7、n₁、n₂、…、n₇の
関数として求まる。

このような原理に基づき、次のような手順によ
り適切なスキヤ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T₁、T₂、ρの範囲と、
原画像の分散から、計算画像の評価関数を
スキヤ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価関数がスキヤ
ンパラメータの多変数関数として求まつた
ので、多変数関数の極値を求める方法（シ
ンプレツクス法等）により評価関数が最良
となるスキヤンパラメータを求める。

このようにして求めたスキヤンパラメータ
の一例を示せば次の通りである。なお、
IR3SE法とSR4SE法でのT_rは等しくしてい
る。

トータルスキヤンタイムを600秒でスキヤン
する場合には IR3SE法においては T_r＝2.36秒 T_d＝0.56秒 T_s1＝0.02秒 T_s2＝0.02秒平均回数（AVE）＝１ SR4SE法においては T_r＝2.36秒 T_s1＝0.02秒 T_s2＝0.079秒平均回数（AVE）＝１また、トータルスキヤンタイムは300秒
でスキヤンする場合には IR3SE法では T_r＝1.18秒 T_d＝0.41秒 T_s1＝0.02秒 T_s2＝0.02秒平均回数（AVE）＝１ SR4SE法においては T_r＝1.18秒 T_s1＝0.02秒 T_s2＝0.074秒平均回数（AVE）＝１ (5) 前記(4)のスキヤンパラメータで撮像する。

すなわち、IR3SE法において、ワープ勾配
（勾配磁場G_y）の互いに異なる所定のビユー
（ビユー数は例えば127）にわたつて上記のパ
ラメータでスキヤンし、エコー信号を測定す
る。測定採取したエコー信号を第１、第２及
び第３エコー信号群ごとに分け、コンピユー
タ１１を使つてそれぞれ２次元画像に再構成
して３枚の原画像を得る。

次にSR4SE法において、ワープ勾配（勾
配磁場G_y）の互いに異なる所定のビユー
（ビユー数は例えば127）にわたつて上記のパ
ラメータでスキヤンし、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、同様にコンピユータ１１を
使つてそれぞれ２次元画像に再構成して４枚
の原画像を得る。

(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T₁、T₂、
ρ計算画像を得る（コンピユータ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G_x、
G_y、G_zと、スライス、プロジエクシヨン、ワ
ープ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密
なT₁、T₂、ρ値が分かつたことになる。

(C) 操作卓３０は再合成画像のためのパラメータ
入力部を持つており、ここからパラメータを入
力することができる。高速画像演算装置２２は
任意のパルス系列やスキヤンパラメータの画像
をT₁、T₂、ρ値を用いて高速に演算し、得ら
れた画像は表示装置１２で表示される。

例えば、まずIRSE法のパルス系列を選択す
る。次にスキヤンパラメータであるT_d、T_s、
T_r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T_d、T_s、T_rが設定され、
その設定値の再合成画像が表示される。T_rの
ボタンを更に押し続けると、T_r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、T_r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、非常に長い撮像時間
を要する画像も容易に得ることができる。この
ときの演算において、IRSE法ではその信号強
度の理論式として I_IR＝ρ・exp（−T_s／T₂）｛１−２・exp（−T_d
／T₁）＋２・exp（−T_r／T₁＋T_s／2T₁） −exp（−T_r／T₁）｝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、理論式を前もつてプログ
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、フイツシヤー（Fisher）の識別関数を
最大にするT₁、T₂、ρの線形結合画像を用い
ることもできる。更にこの場合T₁、T₂、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。

(1) 撮像条件（パルス系列、スキヤンパラメー
タ）は、短い撮像時間で、高Ｓ／Ｎ比、高精度
なT₁、T₂、ρ計算画像が得られるものであれ
ばよい。なぜなら、結果として得られる再合成
画像が従来法のスキヤ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は整
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、ｍは整数）であつてもよい。

第６図には各パルス系列の組合せとT₁、T₂、
ρ係数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係数画像の
T₁、T₂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T₁、T₂、ρ計算
画像の分散の和についてそれぞれ示してある。

また、撮像条件はどんな疾患に対しても同一
としたが、更に効果的なスキヤンをするめに
は、いくつかのスキヤ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
たことにある。

（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。

(1) 総べての疾患に対しても、同一のパルス系
列、スキヤンパラメータで撮像するため、医師
が撮像条件を選択する必要がない。したがつ
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。撮像条件を誤つたた
め、画像から疾患を識別できず、再スキヤンを
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) 疾患によつては、従来長い撮像時間を要する
ものがあつた、本発明によれば撮像時間は短縮
される。

(3) 同一の撮像条件を用いるため、画像間に客観
性があり、相互比較することができる。総べて
のNMR像が同一撮像条件であれば、情報交換
やデータ蓄積に画期的な意味がある。

(4) 再合成画像で診断するため、常に最良の画像
コントラストが得られ、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ヤン
パラメータで自由にスキヤンできるようにして
いたためハードウエアが複雑であつたが、本発
明では唯一の撮像条件（又は少数の撮像条件）
であるため、ハードウエアが簡素化できる。

(6) あらゆる疾患や複合した疾患にも対応でき
る。疾患の種類により、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
難であつたが本発明ではいかなる条件の場合の
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態診断だけでな
く、高精度なT₁、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
実施例を示す要部構成図、第２図はIR3SE法のパ
ルスシーケンスを示す図、第３図はSR4SE法の
パルスシーケンスを示す図、第４図はスキヤン手
順を示す図、第５図はFR4SE法のパルスシーケ
ンスを示す図、第６図は各パルス系列の組合せと
T₁、T₂、ρ計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T₁、T₂計算画像の
T₁、T₂値の分散を示す図、第８図は各パルス系
列の用いる画像数とT₁、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
キヤン手順について説明するためのフローチヤー
トである。１……マグネツトアセンブリ、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……コンピユー
タ、１２……表示器、１３……コントローラ、１
４……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。

Claims

【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、撮像したい部分のT1、T2、ρの範囲で、撮像
時間が短くしかも高Ｓ／Ｎ比、高精度なT1、
T2、ρ計算画像が得られるようなパルス系列と
下記ないしの方法により求めたスキヤンパラ
メータにより、同一の撮像部位についてはいかな
る疾患を撮像する目的に対しても同一スキヤンで
撮像し、この撮影により得られたデータからT1、T2、
ρ計算画像を求め、操作卓からの入力信号に応じ
て画像を再合成する機能を有する制御・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。記信号強度の理論式を定める。この理論式と、測定したいT1、T2、ρの範
囲と、原画像の分散から、計算画像の評価関数
をスキヤンパラメータの多変数関数として求め
る。多変数関数の極値を求める方法により前記評
価関数が最良となるスキヤンパラメータを求め
る。２前記スキヤンの際に用いるパルス系列とし
て、IRnSE法とSRmSE法（ｎ、ｍは整数）、ま
たはIRnSE法とFRmSE法（ｎ、ｍは整数）を使
用するように構成したことを特徴とする請求項１
に記載の核磁気共鳴撮像装置。３前記スキヤンの際に用いるパルス系列とし
て、IR3SE法とSR4SE法、またはIR3SE法と
FR4SE法を使用するように構成したことを特徴
とする請求項１に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、スキヤ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
を特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴撮像装
置。