JPS6085357A - 核磁気共鳴映像装置 - 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】 し発明の技術分野］ 本発明は、核磁気共鳴（ｎｕｃｌｅａｒ　ｍａｇｎｅＮ
ｃｒｅｓＯｌｌａｎ（ｅ　〜以下、ｆＮＭＲＪと称する
）技術をコンピュータ断層（ｃｏｎｐｕｔｅｄ　ｔｏｍ
ｏｇｒａｐｌ］〜以下、ｒＣＴＪと称する）技術に応用
した、いわゆる診断用ＮＭＲ装置（以下、ｒＮＭＲ−Ｃ
ＴＪと称する）のごときＮＭＲ映像装置に係り、特に逆
投影による画像再構成法を適用した際に短時間で再構成
画像を得るための高速再構成処理技術に関づるものであ
る。

［発明の技術的背景〕 被検体にＮＭＲ現象を生ぜしめ、誘起されたＮＭＲ信号
を検出して被検体の特定断面上における特定原子核の共
鳴情報の多方向についてのプロジェクションデータを得
、これらプロジェクションデータに基づく画像再構成処
理により、当該断面における上記特定原子核のスピン密
度および緩和時定数の少なくとも一方の反映された画像
情報を得るＮ　Ｍ　Ｒ映像法を用いたＮＭＲ−ＣＴはＮ
ＭＲ現象を診断のために利用する装置である。このＮＭ
　Ｒ−ＣＴにおいて、逆投影画像再構成法を適用した場
合、コンボリューション計算および画像再構成演算等が
必要となる。このことにより、ＮＭＲ−ＣＴシステムの
ホストｃｐｕ　＜中央処理装置）に対して大きな負担が
かかるばかりでなく、画像再構成に要する時間も無視す
ることはできない。

マタ、従来、Ｘ線ＣＴ装置（以下、ｒＸ−ＣＴＪと称す
る）に用いられている高速再構成演算部（以下５、ｒＦ
ｌｌＪｊと称する〉は、Ｘ−ＣＴとＮＭＲ−ＣＴとの原
理の相違によりそのまま流用することはできず、Ｎ　Ｍ
　Ｒ−ＣＴ用のＦＲＵの開発が望まれている。さらに、
ＮＭＲ−ＣＴの普及のためには、その実現のためのコス
トは極力低減することが要求される。

［発明の目的］ 本発明の目的とするところは、画像再構成に要する時間
を短縮し、撮像の効率を向上し１ｑで、しかも構成、ロ
スト等の点で合理的なＮ　Ｍ　Ｒ映像装置を提供するこ
とにある。

［発明の概要］ 本発明は、再構成画像マトリクスにおける特定ライン方
向についてのプロジェクションデータの再構成開始点位
置、サンプル間隔およびプロジェクションデータの所要
の補正係数値を与えることにより、上記再構成開始点に
対する上記」ノンプル間隔の逐次加算のみによって該再
構成開始点に対応するライン方向についてのプロジェク
ションデータの再構成サンプル位置をめ該サンプル位置
について上記マトリクス座標上にバックプロジェクショ
ンを行なって当該ラインについての高速バックプロジェ
クションを行なう再構成演算部と、各プロジェクション
の上記各ラインについての再構成開始点位置、サンプル
間隔および補正係数値を逐次発生し上記再構成演算部に
与える定数発生部と、上記再構成演算部によりバックプ
ロジェクションされた画像データを加算的に累積保持す
る画像メモリと、これら再構成演算部、定数発生部およ
び画像メモリを所定のタイミングで動作させるコントロ
ール部とを具備したことを特徴としている。

（発明の実施例コ まず、本発明の原理について説明する。

バックプロジェクション処理は、フィルタ補正後のプロ
ジェクションデータＱ　（Ｓ、θ）により原字間におけ
る像ｆ（’Ｘ、Ｖ）をめることであり、プロジェクショ
ンデータがパラレルビームである場合には、次式のよう
になる。

ｔ　（ｘ、ｙ）＝Ｃ，ｒｏ　ｑ（Ｓ、θ）ｄθ・・・　
（１） （ここで１．５＝ｘｃｏｓ　Ｏ＋ｙｓｉｎ　θ、Ｃ＝一
定である。） 上記（１）式は連続系についてのものであるが、離散系
についてもほぼ同様にして次式が成立する。

ｆ　（ｘ、ｙ）＝ＣΣｑ（Ｓ、θ１（）Δθ珍二〇 ・・・（２） 実際のサンプリングされたプロジェクションデータ上に
おいて請求めたい点（Ｘ、　ｙ）に正しく対応する点は
一般的には存在しない。そこで、第１図に示す原理図に
対応する次式により補間（直線補間）する。

ａ　（Ｓ、θ） 一αＱ（Ａ＋１．０）＋βＱ　（Ｃθ〉−αΔｑｅ　＋
ｑ　（ｚ、θ）　・・・　（３）（ここで、α−５−Ｚ
　、β−１−α、Δｑｅ＝０（，６＋１．θ）−ｑ（ｚ
、θ）である。）Ｎ　Ｍ　Ｒは原理的にパラレルビーム
と考えてよいので以上の理論が適用できる。それに対し
て一般的にＸ−ＣＴはファンビームであるので、通常の
場合各種の処理によってパラレルビームとしてのデータ
に変換し、上述と同様の理論により画像を得る。ざらに
Ｘ−ＣＴの場合はＸ線検出器からのデータにいろいろな
補正操作を加えているので、Ｘ−ＣＴにおけるＦＲＵを
ＮＭＲ−ＣＴに流用することはできない。しかし、パラ
レルビふムに変換した後の処理を考えると、Ｘ−ＣＴと
ＮＭＲ−ＣＴは同様の原理により画像を得ているので、
互換性があると考えられる。

本発明は、この点に着目したもので、Ｘ−ＣＴにおける
ＦＲＵの再構成演算部および画像メモリをＮＭＲ−ＣＴ
に利用可能とすることにより、ＮＭＲ−ＣＴ用ＦＲＵを
さほど複雑な構成を要することなく実現し、コストの低
減をも可能とするものでおる。

ここで、Ｘ−ＣＴとＮＭＲ−ＣＴの再構成演算のビット
精度および画像マトリクスの相違については一般的に無
視することができる。

Ｘ−ＣＴ用ＦＲＵにおける再構成演算部では、プロジェ
クションデータのライン方向（例えば、画像マ（・リク
スのＸ方向）に対する再構成開始点３ｎａとライン方向
のサンプル間隔△Ｘａにより、原字間に次式のように逆
投影する。

Ｄ　Ｂ　Ｐ　Ｒ（ｘ＋ｙ） −［（Ｄ　ＣＥ　Ｎｘ（ｘ、ｙ）＋□−ＤＣＥＮべゆ、
ｙ、）−Ｉ　（ｘ、ｙ）＋ＤＣＥＮｌ、、ｙ）］　−ω
ａ・・・　く　４　） ここで、Ｄ　Ｂ　Ｐ　Ｒ（Ｘ、ｙ）：原字間の点（ｘ、
ｙ）に対する逆投影データ、Ｄ　ＣＥ　Ｎ（ｘ、ｙ）　
：　Ｓ　ｎａ。

△Ｘａにより決定される各種処理を受け更にパラレルビ
ームに変換されたプロジェクションデータ、ωａニブＯ
ジエクションデータの補正係数値、１：Ｓｎａ、ΔＸａ
により決定される補間定数（（３）式におけるαに対応
する）　、　ｋ　：　Ｓｎａ、ΔＸａにより決定される
プロジェクションデータメモリのアドレスである。

再構成演算部では、（４〉式の計算を行なうためにプロ
ジェクションデータのメモリを備えており、そのアドレ
スをに、に＋１により選択する。

また、１およびｋは、５ｎａ（ｎニライン数、ａ：プロ
ジェクション数）とΔＸａ　（ａ　：プロジエクション
数）により決定される。すなわち、各ライン方向の各再
構成サンプル点く位置）ｋは再構成開始点Ｓｎａとリン
プル間隔ΔＸａにより次式でめられ、例えば、Ｓｋを１
６ビツトのデータとすれば１は３　ｋの下位６ビツト、
ｋはＳｋの上位１０ビツトなどとなる。

５１＝Ｓｎａ　＋　△Ｘａ Ｓ２　＝８１　＋　Δ）＜ａ ・・・（５） Ｓｋ＝Ｓｋ−１＋　ΔＸａ 以上は、再構成演算部に対し、３ｎａ、ΔＸａ、ωａを
与えることにより、ｎライン目の再構成が行われ終了す
ることをあられしている。次のラインを処理する場合は
、Ｓｎ＋１ａ、ΔＸａ、ωａを与え、このようにして同
様の操作を１画像のライン数分繰り返すことにより１プ
ロジ工クシヨン分の画像再構成が終了する。

ここで、Ｎ　Ｍ　Ｒ＝　ＣＴの場合を考える。ＮＭＲ−
ＣＴの場合パラレルビームとして考えられることは上述
した通りであり、第２図にその原理図を示す。

再構成演算の基準となる○ライン目の再構成開始点３ｏ
ａけ次式でめられる。

５ｏａ＝　（（Ｍ　−１）　／２）△Ｙａ−Ｃ（Ｍ−１
）／２”ｔΔＸａ＋Ｃ ・・・（６） ΔＸａ−△ｘ−Ｎ　−ｔｓ−Ｇ−ｃｏｓθａｘｉｏ’　
・・・（７） ΔＹａ−ΔｙＬＩＮ−１Ｓ−Ｇ−ＣＯ３θａＸ１０−７
　・・−（８〉 ここで、３ｏａ：ａプロジェクション、０ラインの再構
成開始点、Ｍニア１〜リクスザイズ、△Ｘ。

Δｙ：ビクセルサイズ＜ｍｍ）、Ｎ：データザンブル数
、ｔＳ：データサンプル間隔（μＳ）　、　Ｇ　：　Ｎ
ＭＲ投影のだめの傾斜Ｗｉ場強度による定数（ト１７／
ｃｍ’）、Ｃ：再構成即トリクスによる定数、θａ　：
プロジエクション角度である。

第２図より（５）式の計算に必要な３ｎａは次式でめら
れることがわかる。

Ｓ　１ａ＝　３　ｏａ　−△Ｙａ Ｓ、２ａ＝Ｓ１ａ　−ΔＹａ ・・・　（９） Ｓ　ｎａ＝　Ｓ　１１−１８　−　ΔＹａパラレルビー
ムの特徴を考えると、−〇≦θ〈１８０°で充分であり
、この条件を考慮すると、上記（７）式、（８）式より
、 ０°≦θａ〈　９０°　→　ΔＸａ≧Ｏ・・・（１０） ９０’　ｓθａ＜１８０°　−＋　ΔＸａ＜Ｏ・・・（
１１） ０°≦θａ＜１８０６　→　ΔＹａ≧Ｏ・・・（１２） となる。Ｘ−ＣＴにおいては、プロジェクションデータ
の回転等の操作により、原理的に常に△Ｘａ≧０どする
ことが可能であり、（５）式による計算を行なうために
再構成演算部では正の加算のみを行なっている。

そこで、本発明では（１２）式の条件に着目し、Ｘ方向
でなく第２図に示すようにｙ方向をライン方向と考える
。その結果次式のように正の加算のみによる処理が可能
となるので、Ｘ−ＣＴの再構成演算部をＮＭＲ−ＣＴに
おいて用いることができるようになる。

また、第２図より、△Ｙａは同一プロジェクションにお
いて全てのラインで等しい値であることがわかり、さら
にパラレルビームであるから、△Ｘａも同一プロジェク
ションにおいて全て等しい。すなわち、再構成開始点３
ｈａは次式で計算される。

３１ａ＝　Ｓ　ｏａ　＋　Δ×ａ Ｓ２８＝　３１ａ　＋　へＸ８ ・・・（９） ３　ｊｌａ＝　５ｎ−１ａ　＋　△Ｘａしたがって、本
発明における定数発生部にＪ５いて、く１４）式の計算
を行ないＸ−ＣＴのＦＲＩＪの再構成演算部に対して、
３ｎａ、ΔＹａ、ωａを与えることにより、短時間で画
像再構成を行なうことが可能となる。

なお第２図の場合において、（１４）式の基準となる３
ｏａは次式でめられる。

第３図にこのような原理に基づく本発明の一実施例によ
るＮＭＲ−ＣＴ用ＦＲＵの構成を示す。

第３図において、ＣＨはホスｔ−ｃ　ｐ　ｕと結合する
ためのチャンネル、ＣＮＴはコントロール部、ＣＧＣは
定数発生部、ＢＰＲは上述したようにＸ−ＣＴと共通の
再構成演算部、Ｉ　Ｍ　Ｅ　Ｍは同様にＸ−ＣＴと共通
の画像メモリである。

このような構成において、ＮＭＲ−ＣＴシステムのホス
トＣＰＵより、コントロール部ＣＮＴに対し各種のコマ
ンドが与えられると、ＦＲＵはシーケンシャルに動作し
、画像１ライン分の再構成を行なう。ざらに、ＦＲｔＪ
とＣＰｔＪは、いわゆる“チャンネル（セレクターチャ
ンネル）構成″により接続結合されており、ＦＲＵとシ
ステムメインメモリとの間のデータ転送は、ＣＰＵとは
無関係にＤＭＡ（ダイレクトメモリアクセス）バスを通
して行われる。このことにより、ＣＰＵの負担が軽減さ
れＮＭＲ−ＣＴのシステム効率が向上する。また、画像
メモリＩＭＥＭは、各プロジェクションの再４ｆ４成デ
ータを加算する機能を１寺っており、その加算結果を画
像データどじで記憶する。

一般に、Ｘ−ＣＴにおいては画像７１〜リクスサイズは
最大５１２Ｘ５１２７１〜リクス程度である。

そして、ＮＭＲ−ＣＴにおいても画像の最大マトリクス
サイズが５１２Ｘ５１２程度と考えでよいので、ＮＭＲ
−ＣＴのシステムにＸ−ＣＴの画像メモリを流用するこ
とが可能となる。

上記定数発生部３の詳細な構成を第４図に示し、その概
略について説明する。

第４図において、１はデータバッファであり、再構成演
算部ＢＰＲの処理とタイミングを一致させるためのプロ
ジェクションデータのバッファメモリである。このデー
タバッファ１はこの場合２プロジエクシヨンを並列に処
理するパイプライン動作に対応するために最大２プロジ
工クシヨン分の記憶容量がある。２は定数バッファであ
り、各定数のバッファメモリである。この定数バッファ
２はこの場合最大３００プロジ工クシヨン分のデータ容
量がある。３はＲＯＭ（リードＡンリメモリ）を用いた
いわゆるマイクロシーケンスであり、各定数出力タイミ
ングをコントロールする。４〜９は定数レジスタであり
、各定数の出力レジスタである。１０および１１はΔＸ
ａレジスタであり、加算処理に必要なΔＸａのレジスタ
である。１２は加算処理のための加算器であり、この場
合最大５１２回の加算を考慮し、（必要ビット数＋８ビ
ツト）のビット長を有している。１３および１４は加算
器１２出力および定数バッファ出力の短絡を防ぐための
バッファである。

この第４図において、定数のレジスタは各々２個ずつ、
またバックプロジェクションデータメモリの容量は最大
２プロジェクション分設けられている。これは、再構成
演算部を二つ並列に用いる、いわゆる“パイプライン処
理″による二重化に対応するためのレジスタ構成であり
、本実施例における特徴の一つとなっている。この二重
化もＸ−ＣＴと共通化することができる。このように、
二重化処理を採用することによ〕で、再構成演算部が一
つの場合と比較して約半分の時間で画像再構成が完了す
る。このことにより、Ｎ　Ｍ　Ｒ−ＣＴのシステム効率
の向上が可能となる。

各定数レジスタ４〜９の出力はマイクロシーケンス部３
により制御されており、再構成演算部ＢＰＲにＳＯａ、
△Ｙａ１ωａを出力覆る。このとき、本実施例では３ｏ
ａを出力すると同時にΔＸａを加算し、その結果を新た
に８１　（３２）を保持するレジスタにラッチする。こ
のようにして、複雑な計算を要することなく、各ライン
の再構成開始点をシーケンシャルに再構成演算部ＢＰＲ
に供給することができる。このことは、先に述べた通り
ＮＭＲ−ＣＴがパラレルビームとして考えられるという
特徴を充分に活用することにより可能となったのである
。

第５図に本実施例によるＮ　Ｍ　Ｒ−ＣＴ用ＦＲＵにお
ける概略シーケンスを図式化して示す。

この場合の条件は、プロジェクション数が３００、画像
マトリクスが５１２Ｘ５１２である。また、同図および
以下の説明において「かっこ」内の記載は先に述べた二
ｍ化処理の揚台である。ただし、同図において、ＣＰＵ
とはボストＣＰＵ本体のみならずそれに従属するメモリ
をも含む部分を意味している。

第５図において、コマンド１およびコマンド２により、
ＦＲＵをＢＰＲ処理（再構成演算部ＢＰＲによる処理）
に対応で°きる状態とする。次に、コマンド３により、
１プロジエクシヨン（２プロジ］−クション）のバック
プロジェクション処理を行なう。このとき、ＢＰＲ処理
中にコマンド２により次の１プロジ工クシヨン分（２プ
ロジ工クシヨン分）のプロジェクションデータを定数発
生部ＣＧＣへ転送する。このことにより、ＢＰＲ処理は
ＣＰＵ−ＣＧＣ間のデータ転送時間を無視することがで
きる。

二重化処理の場合は第５図かられかるように２プロジ工
クシヨン分の処理をほぼ同時に行なえるので上述したよ
うに通常の処理（−量系）の約半分の処理時間で完了す
る。すなわち、二重化処理によりＦＲＵの特徴をさらに
生かすことが可能となる。

このように、Ｎ　ＭＲ−ＣＴにおいて、再構成による画
像作成時間の短縮がシステム効率の向上のためには重要
であり、また、普及のためにはコストの低減が必要であ
る。そこで、Ｎ　Ｍ　Ｒ−ＣＴ用ＦＲＵが画像作成時間
の溶縮に有効であることから、従来より、その低コスト
での実現が望まれていた。本実施例においては、Ｎ　Ｍ
　Ｒ−ＣＴの原理を生かし、再構成演算に必要な各定数
をできる限り単純な方法によって発生するようにして、
上述のＮＭＲ−ＣＴ用Ｆ　Ｐ、　Ｕを容易に且つ低コス
トで実現している。同時に、本実施例では、バックプロ
ジェクション処理の二重化も含め、Ｘ−ＣＴにおける再
構成演算部Ｂ　Ｐ　Ｒおよび画像メモリＩＭＥＭを共用
することが可能となり、Ｎ　Ｍ　Ｒ−ＣＴ用ＦＲＵ実現
におけるさらなる低コスト化か可能となる。この結果と
して、Ｎ　Ｉｖｌ　Ｒ−ＣＴにおける画像作成時間の短
縮によるシステム効率の向上およびＮ　Ｍ　Ｒ−ＣＴシ
ステムのコメ１へ八フＡ−マンスの向上が実現できる。

なお、本発明は上述し且つ図面に示す実施例にのみ限定
されることなく、その要旨を変更しない範囲内で種々変
形して実施することができる。

例えば、上記実施例における二重化処理は、それを採用
することにより、効率が著しく向上し、また、本発明に
よりそれが容易になるものであるが、本発明はこの二重
化を採用しなくとも充分な効果を得ることができる。

［発明の効果コ 本発明によれば、画像再構成に要する時間を短縮し、ｌ
１ｉｉ像の効率を向上し得て、しかも構成、コスト等の
点で合理的なＮＭＲ映像装置を提供することが可能とな
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係るバックプロジェクションによる画
像再構成の原理を説明するための図、第２図は本発明の
〜実施例の原理を説明するための図、第３図は同実施例
の構成を示すブロック図、第４図は同実施例の要部の詳
細な構成の一例を示すブロック図、第５図は同実施例に
おける動作シーケンスの一例の概略を説明するためのシ
ーケンス流れ図である。 ＣＨ・・・チャンネル、ＣＮ　Ｔ・・・コン１〜ロール
部、ＣＧＧ・・・定数発生部、ＢＰＲ・・・再構成演算
部、ＩＭＥＭ・・・画像メモリ、１・・・データバッフ
ァ、２・・・定数バッファ、３・・・マイクロシーケン
ス部、４〜９・・・定数レジスタ、１０．１１・・・Δ
Ｘａレジスタ、１２・・・加算器、１３．”１４・・・
バッファ。 出願人代理人　弁理士　鈴江武彦 第２図 Ｓ：′Ｊ３　１’−１

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 被検体に核磁気共鳴現象を生ぜしめ、誘起された核磁気
   共鳴信号を検出して被検体の特定断面上における特定原
   子核の共鳴情報の多方向についてのプロジェクションデ
   ータを得、これらプロジェクションデータに基づく画像
   再構成処理により、当該断面における上記特定原子核の
   スピン密度および緩和時定数の少なくとも一方の反映さ
   れた画像情報を得る核磁気共鳴映像装置において、再構
   成画像マトリクスにおける特定ライン方向についてのプ
   ロジェクションデータの再構成開始点位置、サンプル間
   隔およびプロジェクションデータの所要の補正係数値を
   与えることにより、上記再構成開始点に対する上記サン
   プル間隔の逐次加算のみによって該再構成開始点に対応
   するライン方向についてのプロジェクションデータの再
   構成サンプル位置をめ該サンプル位置について上記７１
   〜リクス座標上にバックプロジェクションを行なって当
   該ラインについての高速バックプロジェクションを行な
   う再構成演算部と、各プロジェクションの上記各ライン
   についての再構成開始点位置、サンプル間隔志よび補正
   係数値を逐次発生し上記再構成演算部に与える定数発生
   部と、上記再構成演算部によりバックプロジェクション
   された画像データを加算的に累積保持する画像メモリと
   、これら再構成演算部、定数発生部および画像メモリを
   所定のタイミングで動作させるコントロール部と具備し
   たことを特徴とする核磁気共鳴映（ｇ！装置。