JP3204505B2 - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
核磁気共鳴イメージング装置Info
- Publication number
- JP3204505B2 JP3204505B2 JP27243390A JP27243390A JP3204505B2 JP 3204505 B2 JP3204505 B2 JP 3204505B2 JP 27243390 A JP27243390 A JP 27243390A JP 27243390 A JP27243390 A JP 27243390A JP 3204505 B2 JP3204505 B2 JP 3204505B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- subtraction
- data
- mri
- magnetic resonance
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 （産業上の利用分野） 本発明は、MRIアンギオグラフィーやMRIダイナミック
スタディーなどに適用される磁気共鳴イメージング（MR
I）装置に係り、とくに画像再構成時間を短縮できる磁
気共鳴イメージング装置に関する。
スタディーなどに適用される磁気共鳴イメージング（MR
I）装置に係り、とくに画像再構成時間を短縮できる磁
気共鳴イメージング装置に関する。
（従来の技術） MRIアンギオグラフィー（MRI血管造影、以下「MRアン
ギオ」と略す）は、Ｘ線CTスキャナのようなＸ線の被曝
がなく、また造影剤が不要という特徴を有する。MRアン
ギオは血管のみの画像を得るために、動いている血液の
スピンの位相を集めるパルスシーケンス（インフェーズ
シーケンス;In−Phase Sequ−ense）の画像値と、動い
ている血液のスピンの位相をばらすパルスシーケンス
（アウトオブフェーズシーケンス;Out−of−Phase Sequ
ense）の画像値にサブトラクション（減算処理）を施す
ことにより、画像から静止した臓器を消去することがで
きる。これにより、残った血管内の血液のみの信号か
ら、血管のイメージ（アンギオ像）が得られる。
ギオ」と略す）は、Ｘ線CTスキャナのようなＸ線の被曝
がなく、また造影剤が不要という特徴を有する。MRアン
ギオは血管のみの画像を得るために、動いている血液の
スピンの位相を集めるパルスシーケンス（インフェーズ
シーケンス;In−Phase Sequ−ense）の画像値と、動い
ている血液のスピンの位相をばらすパルスシーケンス
（アウトオブフェーズシーケンス;Out−of−Phase Sequ
ense）の画像値にサブトラクション（減算処理）を施す
ことにより、画像から静止した臓器を消去することがで
きる。これにより、残った血管内の血液のみの信号か
ら、血管のイメージ（アンギオ像）が得られる。
最近主流の３次元フーリエ変換（3DFT）の場合は、イ
ンフェーズ像とアウトオブフェーズ像の組がスライス枚
数分必要になる。
ンフェーズ像とアウトオブフェーズ像の組がスライス枚
数分必要になる。
一方、MRIダイナミックスタディー（MRI動態観察、以
下「Ｄ−MRI」と略す）は、Gd−DTPAなどの造影剤（ト
レーサ）を血管内に注入しながら同一部位を経時的にス
キャンし、経時的に得た複数の画像（エンハンスト（En
hanced）画像）値と、造影剤注入直前の画像（ベース
（Bese）画像）値とのサブトラクションを行うことによ
り、トレーサによる経時的な増分のみの画像を作成する
ことができる。
下「Ｄ−MRI」と略す）は、Gd−DTPAなどの造影剤（ト
レーサ）を血管内に注入しながら同一部位を経時的にス
キャンし、経時的に得た複数の画像（エンハンスト（En
hanced）画像）値と、造影剤注入直前の画像（ベース
（Bese）画像）値とのサブトラクションを行うことによ
り、トレーサによる経時的な増分のみの画像を作成する
ことができる。
必要ならば、経時的な濃淡の変化をグラフ化した時間
−濃度曲線（タイムデンシティカーブ）を作成し、この
曲線を濃度変化に関する特定のモデルから導出される関
数（指数関数、ガンマ関数など）でフィッティングし
て、動態特性を定めるファンクショナルパラメータを数
値またはイメージとして表示することもできる。
−濃度曲線（タイムデンシティカーブ）を作成し、この
曲線を濃度変化に関する特定のモデルから導出される関
数（指数関数、ガンマ関数など）でフィッティングし
て、動態特性を定めるファンクショナルパラメータを数
値またはイメージとして表示することもできる。
（発明が解決しようとする課題） ところが、上述のMRアンギオでは、目的の画像を得る
のに、インフェーズ像のアウトオブフェーズ像をそれぞ
れ再構成してからサブトラクションを行うため、ｎスラ
イスの場合は2n回の画像再構成が必要である。また3DFT
の場合は、この２つの画像の組について別々に3DFTによ
る再構成をしなければならない。
のに、インフェーズ像のアウトオブフェーズ像をそれぞ
れ再構成してからサブトラクションを行うため、ｎスラ
イスの場合は2n回の画像再構成が必要である。また3DFT
の場合は、この２つの画像の組について別々に3DFTによ
る再構成をしなければならない。
一方、Ｄ−MRIにおいては、ｎスライス分時間方向に
スキャンするときは、ベース画像を含めｎ回の画像再構
成が必要になる。
スキャンするときは、ベース画像を含めｎ回の画像再構
成が必要になる。
このように従来のMRアンギオおよびＤ−MRIにおいて
は、再構成する画像の数が多いため、画像再構成に掛か
る時間がきわめて長く、全体の処理時間も長期化するこ
とからオペレータの負担も大きかった。
は、再構成する画像の数が多いため、画像再構成に掛か
る時間がきわめて長く、全体の処理時間も長期化するこ
とからオペレータの負担も大きかった。
また、最終的な画像の情報として必要な信号は、イン
フェーズ像とアウトオブフェーズ像およびベース像とエ
ンハンスト像の差分に係るところだけで、演算装置にお
けるダイナミックレンジに係るビット数はきわめて小さ
いにも拘わず原エコーデータをそのまま画像再構成に用
いるので、画像再構成のためのダイナミックレンジは、
一度インフェーズ像やエンハンスト像の再構成に使用し
たビット数の大きな容量のものを使用する。このため、
演算に掛かる時間（再構成に要する時間）も長くなる。
フェーズ像とアウトオブフェーズ像およびベース像とエ
ンハンスト像の差分に係るところだけで、演算装置にお
けるダイナミックレンジに係るビット数はきわめて小さ
いにも拘わず原エコーデータをそのまま画像再構成に用
いるので、画像再構成のためのダイナミックレンジは、
一度インフェーズ像やエンハンスト像の再構成に使用し
たビット数の大きな容量のものを使用する。このため、
演算に掛かる時間（再構成に要する時間）も長くなる。
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、MRアンギ
オやＤ−MRIにおいて画像再構成に要する時間を短縮で
きる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的と
する。
オやＤ−MRIにおいて画像再構成に要する時間を短縮で
きる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的と
する。
（課題を解決するための手段） 本発明は上記課題を解決するために、被検体の所定部
位からインフェーズシーケンスで収集した複素エコーデ
ータ及びアウトオブフェーズシーケンスで収集した、そ
れぞれ、複数スライス分の複素エコーデータから血管を
優先して描出するMRIアンギオグラフィを実施するため
の磁気共鳴イメージング装置において、前記複数の複素
エコーデータ間で、対応するスライス毎に且つ実部及び
虚部別々にサブトラクションを行うサブトラクション手
段と、前記サブトラクション手段により求められた複数
スライス分の複素サブトラクションデータをスライス毎
に再構成して前記複数スライスの画像を得る再構成手段
と、前記再構成の前に、ダイナミックレンジにおける高
位ビット側の数ビットを切り捨てるか、あるいは、ダイ
ナミックレンジにおける低位側ビットを高位側へシフト
させるかを選択する選択手段とを備えたことを特徴とす
るものである。
位からインフェーズシーケンスで収集した複素エコーデ
ータ及びアウトオブフェーズシーケンスで収集した、そ
れぞれ、複数スライス分の複素エコーデータから血管を
優先して描出するMRIアンギオグラフィを実施するため
の磁気共鳴イメージング装置において、前記複数の複素
エコーデータ間で、対応するスライス毎に且つ実部及び
虚部別々にサブトラクションを行うサブトラクション手
段と、前記サブトラクション手段により求められた複数
スライス分の複素サブトラクションデータをスライス毎
に再構成して前記複数スライスの画像を得る再構成手段
と、前記再構成の前に、ダイナミックレンジにおける高
位ビット側の数ビットを切り捨てるか、あるいは、ダイ
ナミックレンジにおける低位側ビットを高位側へシフト
させるかを選択する選択手段とを備えたことを特徴とす
るものである。
（作用） 本発明の磁気共鳴イメージング装置によれば、一例と
して、MRアンギオを実施する場合にはインフェーズ像と
アウトオブフェーズ像について、またＤ−MRIを実施す
る場合にはベース像とエンハンスト像について、画像を
再構成する前のエコーデータ（生データ）の段階でサブ
トラクションが施され、サブトラクションによって残っ
た信号に基いて画像再構成が行われる。
して、MRアンギオを実施する場合にはインフェーズ像と
アウトオブフェーズ像について、またＤ−MRIを実施す
る場合にはベース像とエンハンスト像について、画像を
再構成する前のエコーデータ（生データ）の段階でサブ
トラクションが施され、サブトラクションによって残っ
た信号に基いて画像再構成が行われる。
よって、本発明によれば、画像再構成の回数はMRアン
ギオにおいて１スライスにつき１回、すなわち従来の1/
2になる。またＤ−MRIにおいては各時刻につき１回です
む。すなわち、従来の各時刻についてエンハンスト画像
値からベース画像値をサブトラクションしていたのと比
べると、画像を作成する時刻全体において、例えばベー
ス画像の再構成に係る１回分だけ画像再構成の回数が減
る。したがって、本発明のMRI装置は、MRアンギオとＤ
−MRIにおいて画像の再構成に係る全体の時間を短縮す
ることができる。
ギオにおいて１スライスにつき１回、すなわち従来の1/
2になる。またＤ−MRIにおいては各時刻につき１回です
む。すなわち、従来の各時刻についてエンハンスト画像
値からベース画像値をサブトラクションしていたのと比
べると、画像を作成する時刻全体において、例えばベー
ス画像の再構成に係る１回分だけ画像再構成の回数が減
る。したがって、本発明のMRI装置は、MRアンギオとＤ
−MRIにおいて画像の再構成に係る全体の時間を短縮す
ることができる。
また、上述のサブトラクションを行うときに、演算精
度又は演算速度を選択的に高めるようにしてもよい。す
なわち、画像値の演算に要するダイナミックレンジは、
インフェーズ像とアウトオブフェーズ像の差分、又は、
ベース像とエンハンスト像の差分に係る容量を満たせば
よいから、通常の画像再構成処理から分岐させ、従来に
比べてビット数が少ないダイナミックレンジを使用して
演算時間を短縮することが可能になる。また従来と同じ
ビット数のダイナミックレンジで演算を行う場合は、有
効数字の桁数を増やして細かい血管等の低い信号を切捨
てずにすむため、演算精度が向上する。
度又は演算速度を選択的に高めるようにしてもよい。す
なわち、画像値の演算に要するダイナミックレンジは、
インフェーズ像とアウトオブフェーズ像の差分、又は、
ベース像とエンハンスト像の差分に係る容量を満たせば
よいから、通常の画像再構成処理から分岐させ、従来に
比べてビット数が少ないダイナミックレンジを使用して
演算時間を短縮することが可能になる。また従来と同じ
ビット数のダイナミックレンジで演算を行う場合は、有
効数字の桁数を増やして細かい血管等の低い信号を切捨
てずにすむため、演算精度が向上する。
（実施例） 以下添付の図面を参照して本発明の実施例を説明す
る。
る。
第１図は、本発明の第１実施例に係るMRI（磁気共鳴
イメージング）装置において、MRアンギオを行う場合の
工程を示す。
イメージング）装置において、MRアンギオを行う場合の
工程を示す。
インフェーズ（In−phase）データおよびアウトオブ
フェーズ（Out−of−phase）データとも、エコーデータ
の段階では同一部位の各スライスについて実（real）部
と虚（imaginary）部を含むデータが得られるが、本実
施例のMRI装置においては、これらのエコーデータをこ
のMRI装置の加算器に入力する。この場合、インフェー
ズデータは加算形で、アウトオブフェーズデータは減算
形で入力される。
フェーズ（Out−of−phase）データとも、エコーデータ
の段階では同一部位の各スライスについて実（real）部
と虚（imaginary）部を含むデータが得られるが、本実
施例のMRI装置においては、これらのエコーデータをこ
のMRI装置の加算器に入力する。この場合、インフェー
ズデータは加算形で、アウトオブフェーズデータは減算
形で入力される。
加算器では、スライスごとに両データ間の実部・虚部
のそれぞれについてサブトラクションを行う。その結
果、実部と虚部それぞれに血液部分だけが残留したエコ
ー信号が得られる。このサブトラクションは、入力され
たスライス分繰返す。
のそれぞれについてサブトラクションを行う。その結
果、実部と虚部それぞれに血液部分だけが残留したエコ
ー信号が得られる。このサブトラクションは、入力され
たスライス分繰返す。
加算器での処理が終わったら、得られるエコー信号は
実部と虚部を有するため、複素2DFFT（２次元高速フー
リエ変換）のユニットにり画像再構成を行ってアンギオ
画像を作成する。本実施例によれば、ｎ枚のスライスに
ついて画像の再構成はｎ回、すなわち従来（2n回）の1/
2ですみ、画像再構成に掛かる時間の大幅な短縮が図れ
る。また、3DFT法の場合は、複素3DFTにより、画像再構
成が行われて、アンギオ像が作成される。この場合も、
再構成回数が減る。
実部と虚部を有するため、複素2DFFT（２次元高速フー
リエ変換）のユニットにり画像再構成を行ってアンギオ
画像を作成する。本実施例によれば、ｎ枚のスライスに
ついて画像の再構成はｎ回、すなわち従来（2n回）の1/
2ですみ、画像再構成に掛かる時間の大幅な短縮が図れ
る。また、3DFT法の場合は、複素3DFTにより、画像再構
成が行われて、アンギオ像が作成される。この場合も、
再構成回数が減る。
アンギオ画像は、必要ならばさらに投影方向に合せた
レイ・トレーシングによる加算、最大値投影などの画像
処理を施す。
レイ・トレーシングによる加算、最大値投影などの画像
処理を施す。
第２図は、本発明の第２実施例に係るMRI装置におい
て、Ｄ−MRIを行う場合の工程を示す。
て、Ｄ−MRIを行う場合の工程を示す。
造影後のデータ（エンハンストデータ）F1,F2,…,Fn
（それぞれ造影後t1,t2,…,tn時間経過後に収集）およ
び造影前のデータ（ベースデータ）F0（造影前の時刻t0
に収集）とも、エコーデータの段階では同一部位の所定
スライスについて実（real）部と虚（imaginary）部を
含むデータが得られるが、本実施例のMRI装置において
は、これらのエコーデータをこのMRI装置の加算器に入
力する。この場合、造影後のデータは加算形で、造影前
のデータは減算形で入力される。
（それぞれ造影後t1,t2,…,tn時間経過後に収集）およ
び造影前のデータ（ベースデータ）F0（造影前の時刻t0
に収集）とも、エコーデータの段階では同一部位の所定
スライスについて実（real）部と虚（imaginary）部を
含むデータが得られるが、本実施例のMRI装置において
は、これらのエコーデータをこのMRI装置の加算器に入
力する。この場合、造影後のデータは加算形で、造影前
のデータは減算形で入力される。
加算器では、フレームごとに造影後のデータF1,F2,
…,Fnと造影前のデータF0の間で実部・虚部のそれぞれ
についてサブトラクションFi−F0（ｉ＝1,2,…,n）を行
う。このサブトラクションは、入力されたスライス分繰
返す。
…,Fnと造影前のデータF0の間で実部・虚部のそれぞれ
についてサブトラクションFi−F0（ｉ＝1,2,…,n）を行
う。このサブトラクションは、入力されたスライス分繰
返す。
加算器での処理が終わったら、得られるエコー信号は
実部と虚部を有するため、複素2DFFTのユニットにより
画像再構成を行って造影剤による増分のみの画像を作成
する。本実施例によれば、ｎ枚のスライスについて画像
の再構成はｎ回であるから、従来（ｎ＋１回）に比べ、
画像再構成に掛かる時間の短縮が図れる。
実部と虚部を有するため、複素2DFFTのユニットにより
画像再構成を行って造影剤による増分のみの画像を作成
する。本実施例によれば、ｎ枚のスライスについて画像
の再構成はｎ回であるから、従来（ｎ＋１回）に比べ、
画像再構成に掛かる時間の短縮が図れる。
これらの画像は、必要ならばさらにタイムデンシティ
カーブ処理やファンクショナルイメージなどの画像処理
を施す。
カーブ処理やファンクショナルイメージなどの画像処理
を施す。
第３図は、本発明の第３実施例に係るMRI装置におい
て、Dixon法を行う場合の工程を示す。
て、Dixon法を行う場合の工程を示す。
Dixon法は、所定強度の外部磁場中の核スピンの共鳴
周波数が、周りの電子の影響によって感知する磁場強度
が少し変化してずれること（化学シフト）を考慮し、プ
ロトンスペクトルの２つの大きなピークに相当する水と
脂肪の画像を得る方法である。
周波数が、周りの電子の影響によって感知する磁場強度
が少し変化してずれること（化学シフト）を考慮し、プ
ロトンスペクトルの２つの大きなピークに相当する水と
脂肪の画像を得る方法である。
すなわち、プロトンスペクトルにおける水と脂肪の化
学シフトの差Δσは約3.5ppmであるが、SE法のパルスシ
ーケンスにおける位相反転作用をもつπパルスをγ｛Δ
σB0（２τ）｝＝π（これは1.5Tではτ＝1.12msに相
当、γは磁気回転比、B0は外部磁場強度）となるように
設定すると、水と脂肪の位相が反転する。すなわち第３
図のデータＡとして示すエコー信号が得られる。
学シフトの差Δσは約3.5ppmであるが、SE法のパルスシ
ーケンスにおける位相反転作用をもつπパルスをγ｛Δ
σB0（２τ）｝＝π（これは1.5Tではτ＝1.12msに相
当、γは磁気回転比、B0は外部磁場強度）となるように
設定すると、水と脂肪の位相が反転する。すなわち第３
図のデータＡとして示すエコー信号が得られる。
一方、τ＝０の場合は通常のSE像につながる水と脂肪
の位相が一致したエコーデータ、すなわち第３図のデー
タＢの形のエコー信号が得られる。
の位相が一致したエコーデータ、すなわち第３図のデー
タＢの形のエコー信号が得られる。
従来は、データＡとデータＢを直ちに画像化して、そ
の後両画像値を相互に差引きし、また加え合せることに
よってそれぞれ水画像と脂肪画像を得ていたが、本実施
例においては、データＡとデータＢを、生データのまま
でMRI装置の２つの加算器に送る。このときデータＢは
いずれの加算器にも加算形で加算器に入力するが、デー
タＡは一方の加算器には加算形で、他方の加算器には減
算形で入力する。
の後両画像値を相互に差引きし、また加え合せることに
よってそれぞれ水画像と脂肪画像を得ていたが、本実施
例においては、データＡとデータＢを、生データのまま
でMRI装置の２つの加算器に送る。このときデータＢは
いずれの加算器にも加算形で加算器に入力するが、デー
タＡは一方の加算器には加算形で、他方の加算器には減
算形で入力する。
そして加算器での加・減算が終わったら、それぞれ信
号値を1/2にして水データのみのエコー信号値および脂
肪データのみのエコー信号値を得る。
号値を1/2にして水データのみのエコー信号値および脂
肪データのみのエコー信号値を得る。
その後、水データ、脂肪データそれぞれについて画像
を再構成するならば、ダイナミックレンジのビット数は
少なくてすみ、再構成に要する時間が短縮できる。
を再構成するならば、ダイナミックレンジのビット数は
少なくてすみ、再構成に要する時間が短縮できる。
このように、本発明のMRI装置は、画像間のサブトラ
クションを必要とする処理一般において、エコーデータ
間でのサブトラクションを行ってから目的の画像を再構
成することにより再構成に要する時間が短縮される。
クションを必要とする処理一般において、エコーデータ
間でのサブトラクションを行ってから目的の画像を再構
成することにより再構成に要する時間が短縮される。
第４図は、本発明のMRI装置における実際のサブトラ
クション演算法を詳細に示す工程図である。図中、□で
囲んだものはデータ、■で囲んだものは処理を表す。
クション演算法を詳細に示す工程図である。図中、□で
囲んだものはデータ、■で囲んだものは処理を表す。
この図では、サブトラクション演算において演算され
るエコーデータをFA（ξ，η）、減算するエコーデータ
をFB（ξ，η）とする。本発明のMRI装置においては、
内蔵するコンピュータによる通常の減算処理にしたがっ
て、引くデータFB（ξ，η）について２の補数をとる。
そしてこのデータを先にバッファメモリ（またはレジス
タ）にストア（格納）しておく。
るエコーデータをFA（ξ，η）、減算するエコーデータ
をFB（ξ，η）とする。本発明のMRI装置においては、
内蔵するコンピュータによる通常の減算処理にしたがっ
て、引くデータFB（ξ，η）について２の補数をとる。
そしてこのデータを先にバッファメモリ（またはレジス
タ）にストア（格納）しておく。
この格納が終わったら、つぎに引かれるデータF
A（ξ，η）を上記バッファメモリに加算形で入力す
る。こうして、バッファメモリではサブトラクションが
行われるが、サブトラクションの結果残るエコーデータ
値は、FA（ξ，η）とFB（ξ，η）の差に相当する量
で、FA（ξ，η）、FB（ξ，η）の値に比べ、大幅に小
さくなる。
A（ξ，η）を上記バッファメモリに加算形で入力す
る。こうして、バッファメモリではサブトラクションが
行われるが、サブトラクションの結果残るエコーデータ
値は、FA（ξ，η）とFB（ξ，η）の差に相当する量
で、FA（ξ，η）、FB（ξ，η）の値に比べ、大幅に小
さくなる。
そこで、まず演算速度を高めたい場合は、サブトラク
ションで値が小さくなる分だけ、ダイナミックレンジに
おける高位ビット（MSB;Most Significant Bit）側の数
ビットを切り捨て、短いビットの下で2DFFT（２次元高
速フーリエ変換）または3DFFT（３次元高速フーリエ変
換）を行い、画像を形成する。
ションで値が小さくなる分だけ、ダイナミックレンジに
おける高位ビット（MSB;Most Significant Bit）側の数
ビットを切り捨て、短いビットの下で2DFFT（２次元高
速フーリエ変換）または3DFFT（３次元高速フーリエ変
換）を行い、画像を形成する。
一方、演算精度を高めたい場合は、サブトラクション
によってダイナミックレンジの高位ビットが空いた分だ
け、ビットを低位（LSB;Least Significant Bit）側か
ら高位（MSB）側へシフトさせる。その結果、新たにダ
イナミックレンジに格納されるデータFC（ξ，η）は、
有効数字の桁数を増やして細かい血管等の低い信号を切
捨てずにすむため、2DFFTまたは3DFFTにおいて演算精度
が向上し、細かい血管等もよく現れた画像を得ることが
できる。
によってダイナミックレンジの高位ビットが空いた分だ
け、ビットを低位（LSB;Least Significant Bit）側か
ら高位（MSB）側へシフトさせる。その結果、新たにダ
イナミックレンジに格納されるデータFC（ξ，η）は、
有効数字の桁数を増やして細かい血管等の低い信号を切
捨てずにすむため、2DFFTまたは3DFFTにおいて演算精度
が向上し、細かい血管等もよく現れた画像を得ることが
できる。
なお、エコーデータFA（ξ，η）とFB（ξ，η）は、
エンコードの可能な交互スキャンを行い、１つのリード
データについてサブトラクションを繰返せばよい。この
場合、引くデータFB（ξ，η）から先に収集する。
エンコードの可能な交互スキャンを行い、１つのリード
データについてサブトラクションを繰返せばよい。この
場合、引くデータFB（ξ，η）から先に収集する。
以上説明したように、本発明の磁気共鳴イメージング
装置によれば、MRアンギオとＤ−MRIなどを実施すると
きに、複素エコーデータの段階でサブトラクションを演
算し、このサブトラクションによる差分データを使って
画像再構成を行うので、画像の再構成に要する時間を短
縮することができる。
装置によれば、MRアンギオとＤ−MRIなどを実施すると
きに、複素エコーデータの段階でサブトラクションを演
算し、このサブトラクションによる差分データを使って
画像再構成を行うので、画像の再構成に要する時間を短
縮することができる。
また本発明によれば、サブトラクション時に、従来に
比べてビット数が少ないダイナミックレンジを使用して
演算時間を短縮させたり、従来と同じビット数のダイナ
ミックレンジで演算を行う場合は、有効数字の桁数を増
やして演算精度を向上させることができる。
比べてビット数が少ないダイナミックレンジを使用して
演算時間を短縮させたり、従来と同じビット数のダイナ
ミックレンジで演算を行う場合は、有効数字の桁数を増
やして演算精度を向上させることができる。
第１図は本発明の一実施例に係るMRI装置で行うMRアン
ギオの工程図、第２図は本発明の他の実施例に係るMBI
装置で行うＤ−MRIの工程図、第３図は本発明のさらに
他の実施例に係るMRI装置で行うDixon法の工程図、第４
図は本発明のMRI装置で行うサブトラクション演算の工
程図である。
ギオの工程図、第２図は本発明の他の実施例に係るMBI
装置で行うＤ−MRIの工程図、第３図は本発明のさらに
他の実施例に係るMRI装置で行うDixon法の工程図、第４
図は本発明のMRI装置で行うサブトラクション演算の工
程図である。
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 (1)
- 【請求項１】被検体の所定部位からインフェーズシーケ
ンスで収集した複素エコーデータ及びアウトオブフェー
ズシーケンスで収集した、それぞれ、複数スライス分の
複素エコーデータから血管を優先して抽出するMRIアン
ギオグラフィを実施するための磁気共鳴イメージング装
置において、 前記複数の複素エコーデータ間で、対応するスライス毎
に且つ実部及び虚部別々にサブトラクションを行うサブ
トラクション手段と、 前記サブトラクション手段により求められた複数スライ
ス分の複素サブトラクションデータをスライス毎に再構
成した前記複数スライスの画像を得る再構成手段と、 前記再構成の前に、ダイナミックレンジにおける高位ビ
ット側の数ビットを切り捨てるか、あるいは、ダイナミ
ックレンジにおける低位側ビットを高位側へシフトさせ
るかを選択する選択手段とを備えたことを特徴とする磁
気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27243390A JP3204505B2 (ja) | 1990-10-12 | 1990-10-12 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27243390A JP3204505B2 (ja) | 1990-10-12 | 1990-10-12 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04150833A JPH04150833A (ja) | 1992-05-25 |
| JP3204505B2 true JP3204505B2 (ja) | 2001-09-04 |
Family
ID=17513847
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP27243390A Expired - Lifetime JP3204505B2 (ja) | 1990-10-12 | 1990-10-12 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3204505B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5713358A (en) * | 1996-03-26 | 1998-02-03 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Method for producing a time-resolved series of 3D magnetic resonance angiograms during the first passage of contrast agent |
| WO2000065995A1 (fr) * | 1999-04-30 | 2000-11-09 | Hitachi Medical Corporation | Procede d'imagerie par resonance magnetique et dispositif connexe |
| JP4846822B2 (ja) * | 2009-04-20 | 2011-12-28 | 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1990
- 1990-10-12 JP JP27243390A patent/JP3204505B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH04150833A (ja) | 1992-05-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Chaudhari et al. | Super‐resolution musculoskeletal MRI using deep learning | |
| Mistretta et al. | 3D time‐resolved contrast‐enhanced MR DSA: advantages and tradeoffs | |
| Otazo et al. | Low‐rank plus sparse matrix decomposition for accelerated dynamic MRI with separation of background and dynamic components | |
| Berninger et al. | Functional imaging of the brain using computed tomography. | |
| JPH07148133A (ja) | アンジオグラフィ方法及び装置 | |
| Cline et al. | Volume rendering and connectivity algorithms for MR angiography | |
| Riordan et al. | Validation of CT brain perfusion methods using a realistic dynamic head phantom | |
| JP4193168B2 (ja) | 血流動態解析装置及び方法 | |
| JPH05285125A (ja) | 影像間のシード輪郭の伝搬による多重位相、多重スライス心臓ｍｒｉ研究での輪郭抽出の方法及び装置 | |
| JP2006527636A (ja) | 時間分解された磁気共鳴血管造影法のためのバックグラウンド抑制法 | |
| Tizon et al. | Segmentation with gray‐scale connectedness can separate arteries and veins in MRA | |
| US7340290B2 (en) | Magnetic resonance tomography apparatus and method for operating same for image generation | |
| JP3204505B2 (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置 | |
| US20040199064A1 (en) | Method of reducing noise in volume imaging | |
| JPH11328395A (ja) | 画像中のノイズの低減方法 | |
| US7684598B2 (en) | Method and apparatus for the loading and postprocessing of digital three-dimensional data | |
| US20240062061A1 (en) | Methods for training a cnn and for processing an inputted perfusion sequence using said cnn | |
| Nykänen et al. | Deep‐learning‐based contrast synthesis from MRF parameter maps in the knee joint | |
| JP3901448B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH042251B2 (ja) | ||
| JP3359930B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| WO2019229758A1 (en) | Local transform-based data fusion for high resolution dynamic mri | |
| CN113554576B (zh) | 一种多期相数据的减影方法、装置、设备及存储介质 | |
| TWI788109B (zh) | 依據造影之對應空間位置整合醫學影像之系統及方法 | |
| US20230236272A1 (en) | Deep learning-based water-fat separation from dual-echo chemical shift encoded imaging |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090629 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100629 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100629 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110629 Year of fee payment: 10 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term | ||
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110629 Year of fee payment: 10 |