JP3137378B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JP3137378B2 JP3137378B2 JP03246260A JP24626091A JP3137378B2 JP 3137378 B2 JP3137378 B2 JP 3137378B2 JP 03246260 A JP03246260 A JP 03246260A JP 24626091 A JP24626091 A JP 24626091A JP 3137378 B2 JP3137378 B2 JP 3137378B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ：magn
etic resonance ）現象を利用して被検体の形態情報や
スペクトロスコピ―等の機能情報を得る磁気共鳴イメ―
ジング装置にに関する。
etic resonance ）現象を利用して被検体の形態情報や
スペクトロスコピ―等の機能情報を得る磁気共鳴イメ―
ジング装置にに関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメ―ジング装置により得られ
る画像の一つであるＳＡＳ（SurfaceAnatomy Scan）画
像を得る手法は、１９８７年に片田らにより提示された
ものである。この手法は、昭和６２年９月１７日に特許
出願されている（特願昭６２−２３２９４９号、発明の
名称「磁気共鳴イメ―ジング方法」）。
る画像の一つであるＳＡＳ（SurfaceAnatomy Scan）画
像を得る手法は、１９８７年に片田らにより提示された
ものである。この手法は、昭和６２年９月１７日に特許
出願されている（特願昭６２−２３２９４９号、発明の
名称「磁気共鳴イメ―ジング方法」）。
【０００３】そして、このようなＳＡＳ画像が脳神経医
学の領域において多くの臨床的意義があることは、その
後の研究にて確認されているところである。すなわち、
ＳＡＳ画像は、脳溝をはじめとする脳表面構造を描出し
た皮質や皮質下に局在する病変部の位置を明瞭に示して
おり、この点で、頭蓋内疾患の外科的処置に当り、特
に、手術前にあって病気変部の正確な位置把握を実現し
ている。
学の領域において多くの臨床的意義があることは、その
後の研究にて確認されているところである。すなわち、
ＳＡＳ画像は、脳溝をはじめとする脳表面構造を描出し
た皮質や皮質下に局在する病変部の位置を明瞭に示して
おり、この点で、頭蓋内疾患の外科的処置に当り、特
に、手術前にあって病気変部の正確な位置把握を実現し
ている。
【０００４】ＳＡＳ画像化法は、ＣＳＦ（脳脊髄液）を
実質部より相当高信号に描出する必要があるため、エコ
ー時間Ｔe 及びパルス繰り返し時間Ｔrを非常に長くし
た例えばＳＥ（スピン・エコー）法を使用すると共に、
表面コイルでシングル厚切りスライスにて画像を得る
か、又は頭部用コイルでマルチスライスで画像収集する
と共に当該得られた複数画像に対して重み付け加算を行
って画像を得るかの２通りの方法がある。
実質部より相当高信号に描出する必要があるため、エコ
ー時間Ｔe 及びパルス繰り返し時間Ｔrを非常に長くし
た例えばＳＥ（スピン・エコー）法を使用すると共に、
表面コイルでシングル厚切りスライスにて画像を得る
か、又は頭部用コイルでマルチスライスで画像収集する
と共に当該得られた複数画像に対して重み付け加算を行
って画像を得るかの２通りの方法がある。
【０００５】また、撮影時間の短縮が図られるＳＡＳ撮
影技法としては、特開平２−２００２４１号公報に記載
されているものがある。この技法を便宜的に２Ｄシング
ルスライス−ＣＥ−ＦＡＳＴ法と呼ぶ。この技法は、２
次元シングルスライスイメージングであり、また磁化の
定常才差運動（ＳＳＦＰ）状態を生じさせるものの一種
であって定常状態にて発生するＦＩＤ（自由誘導減衰）
信号とエコー信号のうちエコー信号のみを選択的に収集
することにより、短時間のうちにＣＳＦを高信号にて描
出できるものである。
影技法としては、特開平２−２００２４１号公報に記載
されているものがある。この技法を便宜的に２Ｄシング
ルスライス−ＣＥ−ＦＡＳＴ法と呼ぶ。この技法は、２
次元シングルスライスイメージングであり、また磁化の
定常才差運動（ＳＳＦＰ）状態を生じさせるものの一種
であって定常状態にて発生するＦＩＤ（自由誘導減衰）
信号とエコー信号のうちエコー信号のみを選択的に収集
することにより、短時間のうちにＣＳＦを高信号にて描
出できるものである。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】上述したＳＡＳ画像化
法により撮影されたＳＡＳ画像は脳表構造を直視的に示
しているので、通常のスライス画像に比して、脳表構造
についての把握容易性は格段に優れている。
法により撮影されたＳＡＳ画像は脳表構造を直視的に示
しているので、通常のスライス画像に比して、脳表構造
についての把握容易性は格段に優れている。
【０００７】しかし、頭蓋骨を開けたとき、実際に開口
部に見えるものは、脳と、当該脳の表面を覆うように存
在している脳表在静脈とであり、この場合、脳表近傍又
は脳中に損傷又は腫瘍の如き病変部が存在していると、
当該病変部と脳表構造と脳表在静脈との相互位置関係
は、上述したＳＡＳ画像だけでは明確に把握しきれない
場合が想定される。
部に見えるものは、脳と、当該脳の表面を覆うように存
在している脳表在静脈とであり、この場合、脳表近傍又
は脳中に損傷又は腫瘍の如き病変部が存在していると、
当該病変部と脳表構造と脳表在静脈との相互位置関係
は、上述したＳＡＳ画像だけでは明確に把握しきれない
場合が想定される。
【０００８】そこで本発明の目的は、脳表構造と病変部
と脳表在静脈との間の相互位置関係を、より高精度に把
握し得る画像を表示可能な磁気共鳴イメージング装置を
提供することにある。
と脳表在静脈との間の相互位置関係を、より高精度に把
握し得る画像を表示可能な磁気共鳴イメージング装置を
提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明は上記課題を解決
し且つ目的を達成するために次のような構成としてい
る。すなわち、本発明の請求項１にかかる構成は、静磁
場磁石，傾斜磁場コイル，被検体に対してＲＦパルスを
印加すると共に当該被検体から信号収集を行う送受信コ
イルを有し、少なくとも水素原子核の磁気共鳴現象に基
づく画像を得る磁気共鳴イメージング装置において、脳
表構造描出画像を作成するためのＳＡＳ画像収集手段
と、脳表在静脈画像を作成するためのＭＲＡ画像収集手
段と、前記ＳＡＳ画像収集手段により作成された脳表構
造描出画像と前記ＭＲＡ画像収集手段により作成された
脳表在静脈画像とを脳表在静脈画像に含まれる血管像Ｉ
３ と背景像Ｉ １ 、及び脳表構造描出画像Ｉ ２ の信号強度
がＩ ３ ＞Ｉ ２ ＞Ｉ １ となるように画像の信号強度を調整
してから合成する合成手段と、この合成手段により合成
された画像を表示する表示手段と、を具備する磁気共鳴
イメージング装置、である。また、本発明の請求項２に
かかる構成は、請求項１にかかる構成において、合成手
段は脳表在静脈画像に含まれる血管像Ｉ ３ と背景像Ｉ １
とを二乗演算処理することを特徴とするものである。
し且つ目的を達成するために次のような構成としてい
る。すなわち、本発明の請求項１にかかる構成は、静磁
場磁石，傾斜磁場コイル，被検体に対してＲＦパルスを
印加すると共に当該被検体から信号収集を行う送受信コ
イルを有し、少なくとも水素原子核の磁気共鳴現象に基
づく画像を得る磁気共鳴イメージング装置において、脳
表構造描出画像を作成するためのＳＡＳ画像収集手段
と、脳表在静脈画像を作成するためのＭＲＡ画像収集手
段と、前記ＳＡＳ画像収集手段により作成された脳表構
造描出画像と前記ＭＲＡ画像収集手段により作成された
脳表在静脈画像とを脳表在静脈画像に含まれる血管像Ｉ
３ と背景像Ｉ １ 、及び脳表構造描出画像Ｉ ２ の信号強度
がＩ ３ ＞Ｉ ２ ＞Ｉ １ となるように画像の信号強度を調整
してから合成する合成手段と、この合成手段により合成
された画像を表示する表示手段と、を具備する磁気共鳴
イメージング装置、である。また、本発明の請求項２に
かかる構成は、請求項１にかかる構成において、合成手
段は脳表在静脈画像に含まれる血管像Ｉ ３ と背景像Ｉ １
とを二乗演算処理することを特徴とするものである。
【００１０】
【作用】請求項１にかかる構成によれば、表示される合
成画像は、信号強度が強いもの程、画像上では手前に存
在すると感覚されるので、脳表在静脈画像の背景像Ｉ １
の上に脳表構造描出画像Ｉ ２ が被さり、その上に脳表在
静脈画像の血管像Ｉ ３ が被さったものとなるので、より
実際に頭部を開口した状態に近いものを提示することに
なり、観察者は、脳表近傍又は脳中に存在する損傷又は
腫瘍の如き病変部と脳表構造と脳表在静脈との間の相互
位置関係を、より高精度に把握し得るものとなる。請求
項２にかかる構成によれば、たとえ脳表在静脈画像の背
景像Ｉ １ と血管像Ｉ ３ とのコントラストが低下した場合
でも、良好な合成画像を得ることができる。
成画像は、信号強度が強いもの程、画像上では手前に存
在すると感覚されるので、脳表在静脈画像の背景像Ｉ １
の上に脳表構造描出画像Ｉ ２ が被さり、その上に脳表在
静脈画像の血管像Ｉ ３ が被さったものとなるので、より
実際に頭部を開口した状態に近いものを提示することに
なり、観察者は、脳表近傍又は脳中に存在する損傷又は
腫瘍の如き病変部と脳表構造と脳表在静脈との間の相互
位置関係を、より高精度に把握し得るものとなる。請求
項２にかかる構成によれば、たとえ脳表在静脈画像の背
景像Ｉ １ と血管像Ｉ ３ とのコントラストが低下した場合
でも、良好な合成画像を得ることができる。
【００１１】
【実施例】以下本発明にかかる磁気共鳴イメージング装
置の一実施例を図面を参照して説明する。図１は本発明
の磁気共鳴イメ―ジング装置の全体構成を示す図であ
る。図１に示すように、被検体Ｐを内部に収容すること
ができるようになっているマグネットアッセンブリ４
は、常電導又は超電導方式による静磁場発生装置（永久
磁石を用いる構成であってもよい。）１と、磁気共鳴信
号の誘起部位の位置情報付与のための傾斜磁場を発生す
るためのＸ，Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場コイル２と、回転高周
波磁場（ＲＦパルス）を送信すると共に誘起された磁気
共鳴信号（ＭＲ信号：エコ―信号やＦＩＤ信号）を検出
するためのＲＦコイル３とからなる。
置の一実施例を図面を参照して説明する。図１は本発明
の磁気共鳴イメ―ジング装置の全体構成を示す図であ
る。図１に示すように、被検体Ｐを内部に収容すること
ができるようになっているマグネットアッセンブリ４
は、常電導又は超電導方式による静磁場発生装置（永久
磁石を用いる構成であってもよい。）１と、磁気共鳴信
号の誘起部位の位置情報付与のための傾斜磁場を発生す
るためのＸ，Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場コイル２と、回転高周
波磁場（ＲＦパルス）を送信すると共に誘起された磁気
共鳴信号（ＭＲ信号：エコ―信号やＦＩＤ信号）を検出
するためのＲＦコイル３とからなる。
【００１２】また、ＲＦパルスの送信制御を行う送信器
５と、誘起ＭＲ信号の受信制御を行う受信器６と、Ｘ，
Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場コイル２のそれぞれの励磁制御を行
うＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の傾斜磁場電源７と、デ―タ収集の
ためのパルスシ―ケンスを実施することができるシ―ケ
ンサ８と、これらを制御すると共に検出信号の信号処理
及びその表示を行うコンピュ―タ９と、モニタ１０及び
コンソール１１により構成されている。
５と、誘起ＭＲ信号の受信制御を行う受信器６と、Ｘ，
Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場コイル２のそれぞれの励磁制御を行
うＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の傾斜磁場電源７と、デ―タ収集の
ためのパルスシ―ケンスを実施することができるシ―ケ
ンサ８と、これらを制御すると共に検出信号の信号処理
及びその表示を行うコンピュ―タ９と、モニタ１０及び
コンソール１１により構成されている。
【００１３】また、本実施例の装置では、マグネットア
ッセンブリ４の磁場中心に被検者Ｐの頭部を置き、当該
頭部を包むようＲＦコイル３として筒状コイルや表面コ
イルを配置する。
ッセンブリ４の磁場中心に被検者Ｐの頭部を置き、当該
頭部を包むようＲＦコイル３として筒状コイルや表面コ
イルを配置する。
【００１４】ここで、デ―タ収集のためのパルスシ―ケ
ンスしては、送信器５を駆動することによりＲＦコイル
３から被検体ＰにＲＦパルスを印加し、また被検体Ｐか
ら磁気共鳴信号を検出する。また、傾斜磁場電源７を駆
動して傾斜磁場コイル２からは傾斜磁場Ｇx ，Ｇy ，Ｇ
z を、それぞれスライス用傾斜磁場Ｇs ，位相エンコ―
ド用傾斜磁場Ｇe ，リ―ド用傾斜磁場器Ｇr として加
え、特定部位からの信号をＲＦコイル３で収集する。こ
のパルスシ―ケンスを所定回数繰返して実行してデ―タ
群を得、このデ―タ群により画像を生成するようにして
いる。
ンスしては、送信器５を駆動することによりＲＦコイル
３から被検体ＰにＲＦパルスを印加し、また被検体Ｐか
ら磁気共鳴信号を検出する。また、傾斜磁場電源７を駆
動して傾斜磁場コイル２からは傾斜磁場Ｇx ，Ｇy ，Ｇ
z を、それぞれスライス用傾斜磁場Ｇs ，位相エンコ―
ド用傾斜磁場Ｇe ，リ―ド用傾斜磁場器Ｇr として加
え、特定部位からの信号をＲＦコイル３で収集する。こ
のパルスシ―ケンスを所定回数繰返して実行してデ―タ
群を得、このデ―タ群により画像を生成するようにして
いる。
【００１５】また、本実施例では、通常のスライス画像
を得るためのスピンエコ―法やフィ―ルドエコ―法等の
パルスシ―ケンスが実行できる他、脳表構造描出画像を
作成するためのＳＡＳ画像を得るためのＳＡＳ画像収集
パルスシーケンス及び脳表在静脈画像を作成するための
ＭＲＡ画像収集パルスシーケンスが実行できる。これら
パルスシーケンスは、シーケンサ８により実行され得
る。
を得るためのスピンエコ―法やフィ―ルドエコ―法等の
パルスシ―ケンスが実行できる他、脳表構造描出画像を
作成するためのＳＡＳ画像を得るためのＳＡＳ画像収集
パルスシーケンス及び脳表在静脈画像を作成するための
ＭＲＡ画像収集パルスシーケンスが実行できる。これら
パルスシーケンスは、シーケンサ８により実行され得
る。
【００１６】そして、本実施例では、図２に示すよう
に、処理２１にて、シーケンサ８によりＳＡＳ画像収集
パルスシーケンスが実行されることにより得られるＳＡ
Ｓ画像ＩSAS と、また処理２２にて、シーケンサ８によ
りＭＲＡ画像収集パルスシーケンスが実行されることに
より得られるＭＲＡ画像ＩMRA とは、前処理２３にて所
定の前処理を経た後、最大値投影法処理や加算処理を含
む合成処理２４てに、合成画像Ｉ4 が生成され、画像表
示２５に供される。
に、処理２１にて、シーケンサ８によりＳＡＳ画像収集
パルスシーケンスが実行されることにより得られるＳＡ
Ｓ画像ＩSAS と、また処理２２にて、シーケンサ８によ
りＭＲＡ画像収集パルスシーケンスが実行されることに
より得られるＭＲＡ画像ＩMRA とは、前処理２３にて所
定の前処理を経た後、最大値投影法処理や加算処理を含
む合成処理２４てに、合成画像Ｉ4 が生成され、画像表
示２５に供される。
【００１７】ここで、ＳＡＳ画像収集パルスシーケンス
としては、図４に示すマルチスライスＳＡＳ法パルスシ
ーケンスや、図示しないＣＥ−ＦＡＳＴ法パルスシーケ
ンスを使用することができる。また、ＭＲＡ画像収集パ
ルスシーケンスとしては、図７に示す２Ｄ−ＴＯＦ法パ
ルスシーケンスや、図８又は図９〜図１２に示す３Ｄ−
ＰＣ法パルスシーケンスを使用することができる。
としては、図４に示すマルチスライスＳＡＳ法パルスシ
ーケンスや、図示しないＣＥ−ＦＡＳＴ法パルスシーケ
ンスを使用することができる。また、ＭＲＡ画像収集パ
ルスシーケンスとしては、図７に示す２Ｄ−ＴＯＦ法パ
ルスシーケンスや、図８又は図９〜図１２に示す３Ｄ−
ＰＣ法パルスシーケンスを使用することができる。
【００１８】図２の各処理は、シーケンサ８の実行と、
コンピュータ９によるデータ処理とにより実現される。
すなわち、前処理２３においては、ＭＲＡ画像ＩMRA と
ＳＡＳ画像ＩSAS とについての信号強度順序を揃えるた
めの処理と、必要に応じてＭＲＡ画像ＩMRA についての
二乗乗算処理と、を行う。
コンピュータ９によるデータ処理とにより実現される。
すなわち、前処理２３においては、ＭＲＡ画像ＩMRA と
ＳＡＳ画像ＩSAS とについての信号強度順序を揃えるた
めの処理と、必要に応じてＭＲＡ画像ＩMRA についての
二乗乗算処理と、を行う。
【００１９】ここで、信号強度順序とは、ＭＲＡ画像Ｉ
ＭＲＡに表れている頭皮や脳質からの信号に基づく背景
像Ｉ１と、ＭＲＡ画像ＩＭＲＡに表れている血管像Ｉ ３
と、ＳＡＳ画像Ｉ ２ （＝Ｉ ＳＡＳ ）との間の順序であ
り、模式的には図３のように示される。すなわち、図３
に示すように、被検体Ｐの頭部ＰＨについて最終画像Ｉ
４は、背景像Ｉ１の上にＳＡＳ像Ｉ２が被さり、その上
に血管像Ｉ ３ が被さったものとなることで、より実際に
頭部を開口した状態に近いものを提示することになる。
頭部表在静脈は、脳表を覆うように流れている。また、
脳表面構造の複雑さに比べれば、表在静脈は粗い構造で
あるから、脳表よりも表在静脈が上に在るように見えれ
ば、見易い画像であると言える。信号強度が強いもの
程、画像上では手前に存在すると感覚されるので、信号
強度は、上述したように、ＭＲＡ画像の血管Ｉ ３ ＞ＳＡ
Ｓ画像Ｉ ２ ＞ＭＲＡ画像の背景Ｉ １ の順序にすべきであ
る。このような画像の順序付けは、信号強度の比較・分
類により達成できる。
ＭＲＡに表れている頭皮や脳質からの信号に基づく背景
像Ｉ１と、ＭＲＡ画像ＩＭＲＡに表れている血管像Ｉ ３
と、ＳＡＳ画像Ｉ ２ （＝Ｉ ＳＡＳ ）との間の順序であ
り、模式的には図３のように示される。すなわち、図３
に示すように、被検体Ｐの頭部ＰＨについて最終画像Ｉ
４は、背景像Ｉ１の上にＳＡＳ像Ｉ２が被さり、その上
に血管像Ｉ ３ が被さったものとなることで、より実際に
頭部を開口した状態に近いものを提示することになる。
頭部表在静脈は、脳表を覆うように流れている。また、
脳表面構造の複雑さに比べれば、表在静脈は粗い構造で
あるから、脳表よりも表在静脈が上に在るように見えれ
ば、見易い画像であると言える。信号強度が強いもの
程、画像上では手前に存在すると感覚されるので、信号
強度は、上述したように、ＭＲＡ画像の血管Ｉ ３ ＞ＳＡ
Ｓ画像Ｉ ２ ＞ＭＲＡ画像の背景Ｉ １ の順序にすべきであ
る。このような画像の順序付けは、信号強度の比較・分
類により達成できる。
【００２０】一方、ＭＲＡ画像に対する二乗演算処理は
次のような場合に使用され得る。すなわち、撮影条件や
被検者の状態によっては、ＭＲアンギオ像において血流
と背景部とのコントラストが低下することがある。この
ような場合、ＭＲＡ画像の血管と、ＳＡＳ画像と、ＭＲ
Ａ画像の背景との信号差が無い場合、つまり、ＭＲＡ画
像の血管≧ＳＡＳ画像≦、＝、または≧ＭＲＡ画像の背
景、の如き関係となることがある。このため、合成画像
としては観察しずらいものとなる。
次のような場合に使用され得る。すなわち、撮影条件や
被検者の状態によっては、ＭＲアンギオ像において血流
と背景部とのコントラストが低下することがある。この
ような場合、ＭＲＡ画像の血管と、ＳＡＳ画像と、ＭＲ
Ａ画像の背景との信号差が無い場合、つまり、ＭＲＡ画
像の血管≧ＳＡＳ画像≦、＝、または≧ＭＲＡ画像の背
景、の如き関係となることがある。このため、合成画像
としては観察しずらいものとなる。
【００２１】そこで、ＭＲＡ画像に対して二乗演算処理
を施す。すなわち、血流部の信号をＡとし、背景部の信
号をＢとしたとき（ＭＲアンギオ像では、Ａ＞Ｂ）、Ａ
２−Ｂ２＞Ａ−Ｂとなり、ＭＲアンギオ像において血流
と背景部とのコントラストが増大する。
を施す。すなわち、血流部の信号をＡとし、背景部の信
号をＢとしたとき（ＭＲアンギオ像では、Ａ＞Ｂ）、Ａ
２−Ｂ２＞Ａ−Ｂとなり、ＭＲアンギオ像において血流
と背景部とのコントラストが増大する。
【００２２】上式のように、血流部と背景部との信号強
度の差が大きくなるので、ＭＲアンギオ像のコントラス
トが高くなる。この処理を施すことにより、背景部との
コントラストの低いＭＲアンギオ像からでも、良好な合
成画像Ｉ4 を得ることができる。
度の差が大きくなるので、ＭＲアンギオ像のコントラス
トが高くなる。この処理を施すことにより、背景部との
コントラストの低いＭＲアンギオ像からでも、良好な合
成画像Ｉ4 を得ることができる。
【００２３】なお、図４は、Ｔr ＝２０００msec、Ｔe
＝２５０msecとしたマルチスライスＳＡＳ法パルスシー
ケンスを示している。このシーケンスの実行によりＳＡ
Ｓ画像を得ることができる。
＝２５０msecとしたマルチスライスＳＡＳ法パルスシー
ケンスを示している。このシーケンスの実行によりＳＡ
Ｓ画像を得ることができる。
【００２４】図５，図６は、タイムオブフライト効果を
示す図であり、本図を用いてタイムオブフライト効果に
よるＭＲアンギオ像の生成を説明する。すなわち、図５
に示すように、血流部では、たえずフレッシュなスピン
が供給されるので、短いパルス繰り返し時間Ｔr で励起
したとしても、血流からの信号は低下しない。このた
め、背景部に比べ血流部の信号強度が上がり、血流の強
調された画像が得られることになる。
示す図であり、本図を用いてタイムオブフライト効果に
よるＭＲアンギオ像の生成を説明する。すなわち、図５
に示すように、血流部では、たえずフレッシュなスピン
が供給されるので、短いパルス繰り返し時間Ｔr で励起
したとしても、血流からの信号は低下しない。このた
め、背景部に比べ血流部の信号強度が上がり、血流の強
調された画像が得られることになる。
【００２５】上述したスライスを１枚づつ連続して撮影
する手法が、図７に詳細を示すＭＲアンギオ像を得るた
めの２Ｄ−ＴＯＦ法である。実例として、頚部血管の撮
影状況を図６に示す。図６において、１枚づつ順次撮影
することで、３次元データを得た後、最大値投影法を施
行してＭＲアンギオ像を得る。このような２Ｄ−ＴＯＦ
法は、スライスを横切る流れであれば、静脈のようなゆ
っくりとした流れであっても画像化でき、頚部静脈の画
像化に好適である。
する手法が、図７に詳細を示すＭＲアンギオ像を得るた
めの２Ｄ−ＴＯＦ法である。実例として、頚部血管の撮
影状況を図６に示す。図６において、１枚づつ順次撮影
することで、３次元データを得た後、最大値投影法を施
行してＭＲアンギオ像を得る。このような２Ｄ−ＴＯＦ
法は、スライスを横切る流れであれば、静脈のようなゆ
っくりとした流れであっても画像化でき、頚部静脈の画
像化に好適である。
【００２６】図８はＭＲアンギオ像を得るための３Ｄ−
ＰＣ法パルスシーケンスを示す波形図であるが、これを
図９〜図１２にて分解して解説する。図９に示す第１過
程と、図１０に示す第２過程とでは、リード方向にフロ
ーエンコードパルス磁場Ｇfeを印加している。図９に示
す第１過程と、図１０に示す第２過程とで得られたデー
タを引き算してやることで、リード方向に対する流れの
データだけを得ることが、フェーズ・コントラスト法の
特徴である。つまり、背景部は、全く画像化されず、血
流だけの画像が得られることになる。図１１に示す第３
過程と、図１２に示す第４過程とでは、エンコード方向
にフローエンコードパルス磁場Ｇfeを印加している。図
１１に示す第３過程と、図１２に示す第４過程とで得ら
れたデータを引き算してやることで、エンコード方向に
対する流れのデータだけを得ることができる。本発明は
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を
逸脱しない範囲で種々変形して実施できるものである。
ＰＣ法パルスシーケンスを示す波形図であるが、これを
図９〜図１２にて分解して解説する。図９に示す第１過
程と、図１０に示す第２過程とでは、リード方向にフロ
ーエンコードパルス磁場Ｇfeを印加している。図９に示
す第１過程と、図１０に示す第２過程とで得られたデー
タを引き算してやることで、リード方向に対する流れの
データだけを得ることが、フェーズ・コントラスト法の
特徴である。つまり、背景部は、全く画像化されず、血
流だけの画像が得られることになる。図１１に示す第３
過程と、図１２に示す第４過程とでは、エンコード方向
にフローエンコードパルス磁場Ｇfeを印加している。図
１１に示す第３過程と、図１２に示す第４過程とで得ら
れたデータを引き算してやることで、エンコード方向に
対する流れのデータだけを得ることができる。本発明は
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を
逸脱しない範囲で種々変形して実施できるものである。
【００２７】
【発明の効果】以上のように本発明は、脳表在静脈画像
の背景像Ｉ １ の上に脳表構造描出画像Ｉ ２ が被さり、そ
の上に脳表在静脈画像の血管像Ｉ ３ が被さった合成画像
を表示するので、より実際に頭部を開口した状態に近い
ものを提示することになり、観察者は、脳表近傍又は脳
中に存在する損傷又は腫瘍の如き病変部と脳表構造と脳
表在静脈との間の相互位置関係を、より高精度に把握し
得るものとなる。
の背景像Ｉ １ の上に脳表構造描出画像Ｉ ２ が被さり、そ
の上に脳表在静脈画像の血管像Ｉ ３ が被さった合成画像
を表示するので、より実際に頭部を開口した状態に近い
ものを提示することになり、観察者は、脳表近傍又は脳
中に存在する損傷又は腫瘍の如き病変部と脳表構造と脳
表在静脈との間の相互位置関係を、より高精度に把握し
得るものとなる。
【００２８】よって本発明によれば、脳表構造と病変部
と脳表在静脈との間の相互位置関係を、より高精度に把
握し得る画像を表示可能な磁気共鳴イメージング装置を
提供できるものである。
と脳表在静脈との間の相互位置関係を、より高精度に把
握し得る画像を表示可能な磁気共鳴イメージング装置を
提供できるものである。
【図１】本発明の磁気共鳴イメ―ジング装置の一実施例
の構成を示す図。
の構成を示す図。
【図２】本発明の一実施例の要部構成を示す図。
【図３】本発明における被検体と画像との関係を示す模
式図。
式図。
【図４】本発明で使用されるマルチスライスＳＡＳ法パ
ルスシーケンスの波形図。
ルスシーケンスの波形図。
【図５】タイムオブフライト効果の原理を示す模式図。
【図６】タイムオブフライト効果によるアンギオ像の生
成を示す模式図。
成を示す模式図。
【図７】本発明で使用される２Ｄ−ＴＯＦ法パルスシー
ケンスの波形図。
ケンスの波形図。
【図８】本発明で使用される３Ｄ−ＰＣ法パルスシーケ
ンスの波形図。
ンスの波形図。
【図９】本発明で使用される３Ｄ−ＰＣ法パルスシーケ
ンスの第１過程の波形図。
ンスの第１過程の波形図。
【図１０】本発明で使用される３Ｄ−ＰＣ法パルスシー
ケンスの第２過程の波形図。
ケンスの第２過程の波形図。
【図１１】本発明で使用される３Ｄ−ＰＣ法パルスシー
ケンスの第３過程の波形図。
ケンスの第３過程の波形図。
【図１２】本発明で使用される３Ｄ−ＰＣ法パルスシー
ケンスの第４過程の波形図。
ケンスの第４過程の波形図。
１…静磁場発生装置、２…傾斜磁場コイル、３…ＲＦコ
イル、４…マグネットアッセンブリ、５…送信器、６…
受信器、７…傾斜磁場電源、８…シ―ケンサ、９…コン
ピュ―タ、１０…モニタ、１１…コンソール。
イル、４…マグネットアッセンブリ、５…送信器、６…
受信器、７…傾斜磁場電源、８…シ―ケンサ、９…コン
ピュ―タ、１０…モニタ、１１…コンソール。
フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (2)
- 【請求項１】 静磁場磁石，傾斜磁場コイル，被検体に
対してＲＦパルスを印加すると共に当該被検体から信号
収集を行う送受信コイルを有し、少なくとも水素原子核
の磁気共鳴現象に基づく画像を得る磁気共鳴イメージン
グ装置において、 脳表構造描出画像を作成するためのＳＡＳ画像収集手段
と、 脳表在静脈画像を作成するためのＭＲＡ画像収集手段
と、 前記ＳＡＳ画像収集手段により作成された脳表構造描出
画像と前記ＭＲＡ画像収集手段により作成された脳表在
静脈画像とを脳表在静脈画像に含まれる血管像Ｉ ３ と背
景像Ｉ １ 、及び脳表構造描出画像Ｉ ２ の信号強度がＩ ３
＞Ｉ ２ ＞Ｉ １ となるように画像の信号強度を調整してか
ら合成する合成手段と、 この合成手段により合成された画像を表示する表示手段
と、 を具備する磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】 前記合成手段は脳表在静脈画像に含まれ
る血管像Ｉ ３ と背景像Ｉ １ とを二乗演算処理することを
特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03246260A JP3137378B2 (ja) | 1991-09-25 | 1991-09-25 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03246260A JP3137378B2 (ja) | 1991-09-25 | 1991-09-25 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0584231A JPH0584231A (ja) | 1993-04-06 |
| JP3137378B2 true JP3137378B2 (ja) | 2001-02-19 |
Family
ID=17145878
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03246260A Expired - Fee Related JP3137378B2 (ja) | 1991-09-25 | 1991-09-25 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3137378B2 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US9513357B2 (en) | 2011-07-07 | 2016-12-06 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Comprehensive cardiovascular analysis with volumetric phase-contrast MRI |
| US10331852B2 (en) | 2014-01-17 | 2019-06-25 | Arterys Inc. | Medical imaging and efficient sharing of medical imaging information |
| CN106170246A (zh) | 2014-01-17 | 2016-11-30 | 阿特瑞斯公司 | 用于四维(4d)流磁共振成像的设备、方法和产品 |
| CN108603922A (zh) | 2015-11-29 | 2018-09-28 | 阿特瑞斯公司 | 自动心脏体积分割 |
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| EP3714467A4 (en) | 2017-11-22 | 2021-09-15 | Arterys Inc. | CONTENT-BASED IMAGE RECOVERY FOR LESION ANALYSIS |
-
1991
- 1991-09-25 JP JP03246260A patent/JP3137378B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0584231A (ja) | 1993-04-06 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |