JPH01192342A - Ｍｒイメージング方法 - Google Patents
Ｍｒイメージング方法Info
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- JPH01192342A JPH01192342A JP63017078A JP1707888A JPH01192342A JP H01192342 A JPH01192342 A JP H01192342A JP 63017078 A JP63017078 A JP 63017078A JP 1707888 A JP1707888 A JP 1707888A JP H01192342 A JPH01192342 A JP H01192342A
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
【産業上の利用分野】
本発明は、磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａ
ｎｃｅ）現象を利用した体内断層撮影装置に関するもの
で。 医学診断に利用する。特に、血管走行系を映像化する方
式に関する。 〔従来の技術〕 従来、ＭＨＩを利用した血管映像化技術については、ア
イ・イー・イー・イー・トランザクション・オン・メデ
ィカルイメージング、エム・アイ−５，第３号（１９８
６年）第１４０頁から第１５１頁 （ＩＥＥＥ、Ｔｒａ
ｎｓ、ｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｍ
Ｉ−５，＆ ３（１９８６） ｐ ｐ １４０−１５１
において詳しく論じられている。 基本的にサブトラクション法とキャンセレーション法の
２種類がある０両手法ともフロエンコードパルスと呼ば
れる動きによって位相変化を生じさせるパルスを利用し
ている。フローエンコードパルスが、流れの方向に存在
すると、速度に応じた位相変化を生じる。 サブトラクション法では、このフローエンコードパルス
を含むｆｌｏｗ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅシー−ケンスと、
含まないｆｌｏｗ−ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅシーケンス
の間で再生画像の減算を行う、血管は、第３図に示すよ
うに層流になっている。そのため、ｆｌｏｗ−ｓｅｎｓ
ｉｔｉｖｅシーケンスで撮影すると血管の各位置で異な
る位相変化を生じ、その結集積分した投影データは、互
いにキャンセルし、血管部からは信号がでない、−方、
ｆｌｏｗ−ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅでは、動きによって
位相が変化しないため１層流でも血管から信号がでる。 静止部は、いずれのシーケンスでも信号がでるが、２つ
のシーケンスで減算すると、静止部は消え。 ２つのシーケンスの差の血管のみが表われるというもの
である。 一方、キャンセレーションは、１回の撮影で血管を得る
方式である。スピンを励起させる際に、３６０”パルス
に相当するＲＦパルスを印加し。 同時にフローエンコードパルスを印加する。静止部は元
の状態に戻るので信号は発生しないが、動きのある部分
では、フローエンコードパルスによって位相が変化する
ため、信号が発生する。従って観測信号を映像化すると
血管だけが得られる。 〔発明が解決しようとする課題〕 上記従来技術は、いずれも層流の扱いに関して不充分で
ある。まず、サブトラクション法では。 ｆｌｏｗ−ｉｎｇｓｎｓｉｔｉｖｅシーケンスで、位相
が変化しないことを前提においているが、これはあくま
でも一定速の流れに対してであり、実際の動脈の血液の
流れは、急激に変化しており加速度以上の項を含むため
位相変化を生じる。また、一定速であっても、血管が曲
っていると、加速度以上の項を含むことになり、やはり
位相が変化する。 従って中太脳動脈など頭部内の複雑な形状の動脈の抽出
は難しかった。 一方、キャンセレーション法は、基本的にｆ ｌｏｗｓ
ｓｎｓｉｔｉｖｅシーケンスを用いるため、動いている
スピンだけから信号が発生しても１層流内では互いに位
相が異なるため信号が互いにキャンセルし。 基本的に脳内の動脈の抽出は難しかった。 本発明の目的は、脳内の動脈のように複雑な形状で、か
つ急激に速度が変化する血管部でも抽出可能なイメージ
ングを行う手段を提供することにある。 〔課題を解決するための手段〕 上記目的は、直接投影データを観測するかわりに３次元
データを計測し、計算機で次のような処理を行いながら
、投影データを算出することで達成される。 投影データの計算は、次の２種類で行う。 ■ 各ボクセル（３次元画素）の位相を保存したまま加
算する（Ｒｅａｌ値加算） ■ 各ボクセルの位相を保存せず絶対値をとって加算す
る。 これら２種類の投影データ間でサブトラクションを行っ
て血管部を抽出する。 〔作用〕 座標系を第３図（ａ）のように定める。投影する方向を
２１画像横方向をｙ、縦方向をＸとする。 説明を容易にするため、第３図（ｂ）に示す１次元の簡
単なモデルを用いて説明する。 撮影は、第４図に示す代表的なシーケンスで行うものと
する。 静止部３０１，３０５の核スピンは動きがないため、観
測信号の位相は零である。しかし、血管部は、フローエ
ンコードパルス４０６，４０７が存在するため速度に応
じて位相が変化する。血管内は層流になって位相毎に速
度が異なり、たとえば、３０２，３０３，３０４では１
図のように位相が変化する。 静止部３０１，３０５の信号を８１． Ｓａ、血管部３
０２，３０３，３０４の信号をＢｔ、 Ｂｚ、Ｂｓ、そ
の位相を０１．θ２．θ８とすると、そのまま、位相を
保ったまま、実数部を加算すると となる。一方、絶対値をとって加算すると、Ａ１＝８１
＋Σ Ｂ≦十Ｓ ｘ （２
）１：１ となる、これらの信号間で減算を行うと、静止部ｓ１．
Ｓｓは消え。 と血管部だけの信号が得られる。 しかし、実際には、（１）式において、装置の不完全性
が原因で静止部を含め位相がまわるので、実数加算では
その位相歪の補正が必要となる。その補正法は、すでに
公知であり、容易に実施できる。 〔実施例〕 以下、実施例に基づき本発明の詳細な説明する″。 第２図は１本発明の一実施例のブロック構成図である。 均一な静磁場を発生させるための静磁場発生系２０１．
スピンを励起する高周波パルスを発生する送信系２０２
．磁場の強さをＸ＊ｙｔＺ方向にそれぞれ独立に線形に
変化させることができる傾斜磁場発生系２０３により被
検体２００を励起し、被検体から発生する電磁波を受信
系２０４により受信し、検波の後Ａ／Ｄ変換する。処理
袋［１２０５は、受信系２０４からの計測データをもと
に、画像再生に必要な各種演算を行う、再生結果はＣＲ
Ｔ２０６上に表示される。上記構成における各県の動作
のコントロール手順は、パルスシーケンスファイル２０
７に格納されている。シーケンス制御部２０８は、パル
スシーケンスファイル２０７内のコントロール手順に基
づいて、各装置の動作タイミングをコントロールする。 本発明を実施するパルスシーケンスの例を第４図に示す
０本内容は、シーケンスファイル２０７にあらかじめ格
納しておき、シーケンス制御部２０８に対して動作タイ
ミング情報を与える。 本シーケンスは、通常の装置で一般に使用されている三
次元イメージング用のものである。 ＲＦ４０１は、送信器２０２で発生する高周波パルスの
印加タイミング、 Ｇｚ４０２ ＝ Ｇｙ４０３ 。 ＧＸ４０４ は、それぞれｚ、ｙ、Ｘ方向の傾斜磁場の
印加タイミングを、 Ｓｉｇｎａ１４０５は、計測信号
４０８の計測タイミングを示すものである。この時、
Ｇｘ４０６，４０７がフローエンコードの役割を果たす
ので、Ｘ方向の動き成分があれば、位相変化を生じる。 各傾斜磁場は相互に入れ換え可能なので、血管の向きに
応じて、適当にＧｘ＝ ＧｙＧｚを変換する。 以上の構成における本発明の実施手順を、第１図〜第４
＠を用いて以下に説明する。 ステップ１０１：第４図のパルスシーケンスに基づき、
データを計測し、三次元フーリエ変換の後、三次元画像
を得る。 ステップ１０２：再生画像に、装置による位相歪の補正
処理を施す。 ステップ１０３：投影したい方向に、実数部のみ加算し
、実数加算データを得る。 ステップ１０４：上記ステップと同一方向に絶対値にて
加算し、絶対値加算データを得る。 ステップ１０５ニステツプ１０３と１０４で得られた画
像間で減算を行う。 する。 上記手順は、加算する前に、あらかじめ各ボクセル毎に
減算した後のデータに対して、投影データを計算しても
同じである。この方が、各種方向の投影データを求める
場合に１便利である。 また、励起時に、領域限定することで、特定部位の細か
い血管を見ることができる。 さらに、投影データを計算せず差分データをそのまま３
次元表示することも可能である。 〔発明の効果〕 本発明によれば。 （１）三次元データで計測しているので、−度計測する
といろいろな角度からの血管像が得られる。 また、３次元表示も可能である。 （２）１種類のデータでサブトラクションを行うので、
従来のように２回撮影する必要がない、従って撮影時間
が短縮できるだけでなく１位置ずれの心配もない。 （３）分解能を上げることで層流の効果を除くことがで
きるので、原理的に、血管、特に動脈の映像化手法とし
て優れている。 といった特徴がある。
ｎｃｅ）現象を利用した体内断層撮影装置に関するもの
で。 医学診断に利用する。特に、血管走行系を映像化する方
式に関する。 〔従来の技術〕 従来、ＭＨＩを利用した血管映像化技術については、ア
イ・イー・イー・イー・トランザクション・オン・メデ
ィカルイメージング、エム・アイ−５，第３号（１９８
６年）第１４０頁から第１５１頁 （ＩＥＥＥ、Ｔｒａ
ｎｓ、ｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｍ
Ｉ−５，＆ ３（１９８６） ｐ ｐ １４０−１５１
において詳しく論じられている。 基本的にサブトラクション法とキャンセレーション法の
２種類がある０両手法ともフロエンコードパルスと呼ば
れる動きによって位相変化を生じさせるパルスを利用し
ている。フローエンコードパルスが、流れの方向に存在
すると、速度に応じた位相変化を生じる。 サブトラクション法では、このフローエンコードパルス
を含むｆｌｏｗ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅシー−ケンスと、
含まないｆｌｏｗ−ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅシーケンス
の間で再生画像の減算を行う、血管は、第３図に示すよ
うに層流になっている。そのため、ｆｌｏｗ−ｓｅｎｓ
ｉｔｉｖｅシーケンスで撮影すると血管の各位置で異な
る位相変化を生じ、その結集積分した投影データは、互
いにキャンセルし、血管部からは信号がでない、−方、
ｆｌｏｗ−ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅでは、動きによって
位相が変化しないため１層流でも血管から信号がでる。 静止部は、いずれのシーケンスでも信号がでるが、２つ
のシーケンスで減算すると、静止部は消え。 ２つのシーケンスの差の血管のみが表われるというもの
である。 一方、キャンセレーションは、１回の撮影で血管を得る
方式である。スピンを励起させる際に、３６０”パルス
に相当するＲＦパルスを印加し。 同時にフローエンコードパルスを印加する。静止部は元
の状態に戻るので信号は発生しないが、動きのある部分
では、フローエンコードパルスによって位相が変化する
ため、信号が発生する。従って観測信号を映像化すると
血管だけが得られる。 〔発明が解決しようとする課題〕 上記従来技術は、いずれも層流の扱いに関して不充分で
ある。まず、サブトラクション法では。 ｆｌｏｗ−ｉｎｇｓｎｓｉｔｉｖｅシーケンスで、位相
が変化しないことを前提においているが、これはあくま
でも一定速の流れに対してであり、実際の動脈の血液の
流れは、急激に変化しており加速度以上の項を含むため
位相変化を生じる。また、一定速であっても、血管が曲
っていると、加速度以上の項を含むことになり、やはり
位相が変化する。 従って中太脳動脈など頭部内の複雑な形状の動脈の抽出
は難しかった。 一方、キャンセレーション法は、基本的にｆ ｌｏｗｓ
ｓｎｓｉｔｉｖｅシーケンスを用いるため、動いている
スピンだけから信号が発生しても１層流内では互いに位
相が異なるため信号が互いにキャンセルし。 基本的に脳内の動脈の抽出は難しかった。 本発明の目的は、脳内の動脈のように複雑な形状で、か
つ急激に速度が変化する血管部でも抽出可能なイメージ
ングを行う手段を提供することにある。 〔課題を解決するための手段〕 上記目的は、直接投影データを観測するかわりに３次元
データを計測し、計算機で次のような処理を行いながら
、投影データを算出することで達成される。 投影データの計算は、次の２種類で行う。 ■ 各ボクセル（３次元画素）の位相を保存したまま加
算する（Ｒｅａｌ値加算） ■ 各ボクセルの位相を保存せず絶対値をとって加算す
る。 これら２種類の投影データ間でサブトラクションを行っ
て血管部を抽出する。 〔作用〕 座標系を第３図（ａ）のように定める。投影する方向を
２１画像横方向をｙ、縦方向をＸとする。 説明を容易にするため、第３図（ｂ）に示す１次元の簡
単なモデルを用いて説明する。 撮影は、第４図に示す代表的なシーケンスで行うものと
する。 静止部３０１，３０５の核スピンは動きがないため、観
測信号の位相は零である。しかし、血管部は、フローエ
ンコードパルス４０６，４０７が存在するため速度に応
じて位相が変化する。血管内は層流になって位相毎に速
度が異なり、たとえば、３０２，３０３，３０４では１
図のように位相が変化する。 静止部３０１，３０５の信号を８１． Ｓａ、血管部３
０２，３０３，３０４の信号をＢｔ、 Ｂｚ、Ｂｓ、そ
の位相を０１．θ２．θ８とすると、そのまま、位相を
保ったまま、実数部を加算すると となる。一方、絶対値をとって加算すると、Ａ１＝８１
＋Σ Ｂ≦十Ｓ ｘ （２
）１：１ となる、これらの信号間で減算を行うと、静止部ｓ１．
Ｓｓは消え。 と血管部だけの信号が得られる。 しかし、実際には、（１）式において、装置の不完全性
が原因で静止部を含め位相がまわるので、実数加算では
その位相歪の補正が必要となる。その補正法は、すでに
公知であり、容易に実施できる。 〔実施例〕 以下、実施例に基づき本発明の詳細な説明する″。 第２図は１本発明の一実施例のブロック構成図である。 均一な静磁場を発生させるための静磁場発生系２０１．
スピンを励起する高周波パルスを発生する送信系２０２
．磁場の強さをＸ＊ｙｔＺ方向にそれぞれ独立に線形に
変化させることができる傾斜磁場発生系２０３により被
検体２００を励起し、被検体から発生する電磁波を受信
系２０４により受信し、検波の後Ａ／Ｄ変換する。処理
袋［１２０５は、受信系２０４からの計測データをもと
に、画像再生に必要な各種演算を行う、再生結果はＣＲ
Ｔ２０６上に表示される。上記構成における各県の動作
のコントロール手順は、パルスシーケンスファイル２０
７に格納されている。シーケンス制御部２０８は、パル
スシーケンスファイル２０７内のコントロール手順に基
づいて、各装置の動作タイミングをコントロールする。 本発明を実施するパルスシーケンスの例を第４図に示す
０本内容は、シーケンスファイル２０７にあらかじめ格
納しておき、シーケンス制御部２０８に対して動作タイ
ミング情報を与える。 本シーケンスは、通常の装置で一般に使用されている三
次元イメージング用のものである。 ＲＦ４０１は、送信器２０２で発生する高周波パルスの
印加タイミング、 Ｇｚ４０２ ＝ Ｇｙ４０３ 。 ＧＸ４０４ は、それぞれｚ、ｙ、Ｘ方向の傾斜磁場の
印加タイミングを、 Ｓｉｇｎａ１４０５は、計測信号
４０８の計測タイミングを示すものである。この時、
Ｇｘ４０６，４０７がフローエンコードの役割を果たす
ので、Ｘ方向の動き成分があれば、位相変化を生じる。 各傾斜磁場は相互に入れ換え可能なので、血管の向きに
応じて、適当にＧｘ＝ ＧｙＧｚを変換する。 以上の構成における本発明の実施手順を、第１図〜第４
＠を用いて以下に説明する。 ステップ１０１：第４図のパルスシーケンスに基づき、
データを計測し、三次元フーリエ変換の後、三次元画像
を得る。 ステップ１０２：再生画像に、装置による位相歪の補正
処理を施す。 ステップ１０３：投影したい方向に、実数部のみ加算し
、実数加算データを得る。 ステップ１０４：上記ステップと同一方向に絶対値にて
加算し、絶対値加算データを得る。 ステップ１０５ニステツプ１０３と１０４で得られた画
像間で減算を行う。 する。 上記手順は、加算する前に、あらかじめ各ボクセル毎に
減算した後のデータに対して、投影データを計算しても
同じである。この方が、各種方向の投影データを求める
場合に１便利である。 また、励起時に、領域限定することで、特定部位の細か
い血管を見ることができる。 さらに、投影データを計算せず差分データをそのまま３
次元表示することも可能である。 〔発明の効果〕 本発明によれば。 （１）三次元データで計測しているので、−度計測する
といろいろな角度からの血管像が得られる。 また、３次元表示も可能である。 （２）１種類のデータでサブトラクションを行うので、
従来のように２回撮影する必要がない、従って撮影時間
が短縮できるだけでなく１位置ずれの心配もない。 （３）分解能を上げることで層流の効果を除くことがで
きるので、原理的に、血管、特に動脈の映像化手法とし
て優れている。 といった特徴がある。
第１図は、本発明の処理手順の一例を示すフローチャー
ト、第２図は１本発明の一実施例を示すブロック構成図
、第３図は、本発明の原理説明図、第４図は、本発明を
実施するためのパルスシーケンスの一例である。 × １ 目 （ｂ）
ト、第２図は１本発明の一実施例を示すブロック構成図
、第３図は、本発明の原理説明図、第４図は、本発明を
実施するためのパルスシーケンスの一例である。 × １ 目 （ｂ）
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場を発生させ、検査対
象物からの核磁気共鳴信号を検出し、検出した信号から
再生した画像の各画素に関して、あらかじめ定めた対応
する画素間で複素数値のまま加算する第１の加算により
得た画像と、絶対値をとつたのち加算する第２の加算に
より得た画像の間でサブトラクションを行うことを特徴
とするＭＲイメージング方式。 ２、前記信号を検出する処理は、三次元イメージング手
法で信号を取得し、三次元画像を再生後、所定の方向に
画素データを射影する際に、前記第１及び第２の加算を
おこなつた後、前記サブトラクションを行う第１項のＭ
Ｒイメージング方式。 ３、前記サブトラクション後の画像を、血管部として表
示する第２項のＭＲイメージング方式。 ４、多方向に射影して得られた前記サブトラクション画
像から血管の三次元的位置関係を算出し、三次元的に血
管を表示する第３項のＭＲイメージング方式。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63017078A JP2595006B2 (ja) | 1988-01-29 | 1988-01-29 | Ｍｒイメージング方法 |
| US07/301,901 US4942359A (en) | 1988-01-29 | 1989-01-25 | Method of magnetic resonance imaging |
| DE3902490A DE3902490A1 (de) | 1988-01-29 | 1989-01-27 | Verfahren zur abbildung mittels magnetischer kernresonanz |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63017078A JP2595006B2 (ja) | 1988-01-29 | 1988-01-29 | Ｍｒイメージング方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01192342A true JPH01192342A (ja) | 1989-08-02 |
| JP2595006B2 JP2595006B2 (ja) | 1997-03-26 |
Family
ID=11933941
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63017078A Expired - Fee Related JP2595006B2 (ja) | 1988-01-29 | 1988-01-29 | Ｍｒイメージング方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4942359A (ja) |
| JP (1) | JP2595006B2 (ja) |
| DE (1) | DE3902490A1 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3926889A1 (de) * | 1989-08-16 | 1991-02-21 | Spectrospin Ag | Verfahren zur simultanen messung von nmr-signalen, insbesondere zur bestimmung von flussgeschwindigkeiten in der kernspintomographie mit hilfe der multiple slice fourier flow (=muff) methode |
| US5101156A (en) * | 1990-08-09 | 1992-03-31 | General Electric | Rapid flow measurement using an nmr imaging system |
| US5221899A (en) * | 1991-04-29 | 1993-06-22 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Signal acquisition in magnetic resonance analysis |
| JPH07308302A (ja) * | 1993-11-26 | 1995-11-28 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴を用いての、組織または流体の選択された領域の像の形成およびバックグランドの抑圧方法 |
| JP3512482B2 (ja) * | 1994-09-06 | 2004-03-29 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| EP1535083B1 (en) * | 2002-08-27 | 2008-08-13 | Kennedy Krieger Institute | Microvascular blood volume magnetic resonance imaging |
| US8483466B2 (en) * | 2008-05-22 | 2013-07-09 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel image acquiring method |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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