JPH04150833A - 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
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- JPH04150833A JPH04150833A JP2272433A JP27243390A JPH04150833A JP H04150833 A JPH04150833 A JP H04150833A JP 2272433 A JP2272433 A JP 2272433A JP 27243390 A JP27243390 A JP 27243390A JP H04150833 A JPH04150833 A JP H04150833A
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Landscapes
- 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】
〔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
ックスタデイーに際して、画像再構成時間を短縮できる
核磁気共鳴イメージング装置に関する。
ックスタデイーに際して、画像再構成時間を短縮できる
核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ｒＭ
Ｒアンギオ」と略す）は、Ｘ線の被曝がなく、造影剤が
不要という特徴をもつ。ＭＲアンギオは血管のみの画像
とするために、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 ！１ｅｑｕｅｎｓｅ）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
ウトオフフェーズシーケンス； ０ｕｔ−ｏｆ−Ｐｈａ
ｓｅ ５ｅｑｕｅｎｓｅ）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。そして、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）を得る。
Ｒアンギオ」と略す）は、Ｘ線の被曝がなく、造影剤が
不要という特徴をもつ。ＭＲアンギオは血管のみの画像
とするために、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 ！１ｅｑｕｅｎｓｅ）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
ウトオフフェーズシーケンス； ０ｕｔ−ｏｆ−Ｐｈａ
ｓｅ ５ｅｑｕｅｎｓｅ）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。そして、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）を得る。
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フフェーズ像の組がスライス
枚数分必要になる。
インフェーズ像とアウトオフ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イー（ＭＲＩ動態観察
、以下ｒＤ−ＭＲＩＪ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（Ｅｎｈａｎｃｅｄ）画像）値と、造影剤注入
直前の画像（ベース（Ｂａｇｅ）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。
、以下ｒＤ−ＭＲＩＪ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（Ｅｎｈａｎｃｅｄ）画像）値と、造影剤注入
直前の画像（ベース（Ｂａｇｅ）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。
そして必要ならば、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、ガンマ開数など）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。
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、ガンマ開数など）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。
（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、インフェーズ像とアウトオフ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３
ＤＦＴの場合は、この２つの画像の組について別々に３
ＤＦＴによる再構成をしなければならない。
のに、インフェーズ像とアウトオフ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３
ＤＦＴの場合は、この２つの画像の組について別々に３
ＤＦＴ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、画像再構成に係
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。
ては、再構成する画像の数が多いため、画像再構成に係
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フ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
にも拘ら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、−
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
算に係る時間（再構成時間）も長くなる。
ェーズ像とアウトオフ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
にも拘ら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、−
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
算に係る時間（再構成時間）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時間を短縮できる核
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時間を短縮できる核
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、核磁気共鳴イメー
ジング装置において、血管のインフェーズ像とアウトオ
フフェーズ像の２組のデータから血管のみの画像を作成
するＭＲＩアンギオグラフィーに際して、前記各組の画
像再構成前のエコーデータ間でサブトラクションを行っ
てから画像を再構成する機能を備えた核磁気共鳴イメー
ジジグ装置を提供する。
ジング装置において、血管のインフェーズ像とアウトオ
フフェーズ像の２組のデータから血管のみの画像を作成
するＭＲＩアンギオグラフィーに際して、前記各組の画
像再構成前のエコーデータ間でサブトラクションを行っ
てから画像を再構成する機能を備えた核磁気共鳴イメー
ジジグ装置を提供する。
本発明はまた、核磁気共鳴イメージング装置において、
造影剤の増分のみを画像化するＭＲ１ダイナミックスタ
デイーに際して、画像再構成前のエコーデータ間で、造
影剤投与後の画像がら造影剤投与前の画像のサブトラク
ションを行ってがら画像を再構成する機能を備えた核磁
気共鳴イメージング装置を提供する。
造影剤の増分のみを画像化するＭＲ１ダイナミックスタ
デイーに際して、画像再構成前のエコーデータ間で、造
影剤投与後の画像がら造影剤投与前の画像のサブトラク
ションを行ってがら画像を再構成する機能を備えた核磁
気共鳴イメージング装置を提供する。
（作用）
本発明の核磁気共鳴イメージング装置は、ＭＲアンギオ
およびＤ−ＭＲＩにおいて、それぞれインフェーズ像と
アウトオフフェーズ像、および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を施し、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を行う。
およびＤ−ＭＲＩにおいて、それぞれインフェーズ像と
アウトオフフェーズ像、および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を施し、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を行う。
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。
また本発明によれば、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フフェーズ像の
差分、および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。
クレンジは、インフェーズ像とアウトオフフェーズ像の
差分、および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詳細な説明する。
第１図は、本発明のｊｌｌ実施例に係るＭＲＩ装置にお
いて、ＭＲアンギオを行う場合の工程を示す。
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
オフフェーズ（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（ｉｍａｇｉｎａｒ７）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、アウトオフフェー
ズデータは減算形で入力される。
オフフェーズ（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（ｉｍａｇｉｎａｒ７）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、アウトオフフェー
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２ＤＦＴ （二次元フーリ
エ変換）または３ＤＦＴにより、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。
エ変換）または３ＤＦＴにより、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。
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）によ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、画像再構成時間の大幅な短縮が図れる。
部と虚部を有するため、複素２ＤＦＦＴ（２次元高速フ
ーリエ変換）によ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、画像再構成時間の大幅な短縮が図れる。
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。
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）Ｆ、。
Ｆ 、・・・、Ｆ （それぞれ造影後ｔ１．ｔ２．・
・・ｎ ｔ 時間経過後に収集）および造影前のデータ（ベース
データ）Ｆ （造影前の時刻ｔｏに収集）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（
ｔｅａｌ）部と虚（ｉｍａｇｉｎｘｒ７）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。
・・ｎ ｔ 時間経過後に収集）および造影前のデータ（ベース
データ）Ｆ （造影前の時刻ｔｏに収集）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（
ｔｅａｌ）部と虚（ｉｍａｇｉｎｘｒ７）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、スライスごとに２ＤＦＴまたは３ＤＦＴに
より、造影後のデータＦ１．Ｆ２．・・・Ｆ と造影前
のデータＦＯの間で実部・虚部のそれぞれについてサブ
トラクションＦ、 ＦＱ（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。
より、造影後のデータＦ１．Ｆ２．・・・Ｆ と造影前
のデータＦＯの間で実部・虚部のそれぞれについてサブ
トラクションＦ、 ＦＱ（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
成時間の短縮が図れる。
部と虚部を有するため、複素２ＤＦＦＴ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。
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。
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。
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ヲモツπパルス
をγ（ΔσＢｅ（２τ））＝π（これは１．５Ｔではτ
＝１．１２ｍ５に相当、γは磁気回転比、Ｂｏ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。
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ヲモツπパルス
をγ（ΔσＢｅ（２τ））＝π（これは１．５Ｔではτ
＝１．１２ｍ５に相当、γは磁気回転比、Ｂｏ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
後両画像値を差引き、また加え合せることによってそれ
ぞれ水面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。
後両画像値を差引き、また加え合せることによってそれ
ぞれ水面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。
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、再構成時間が短縮できる。
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
クシシ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時間の短縮を可能にする。
クシシ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時間の短縮を可能にする。
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、口で
囲んだものはデータ、回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、口で
囲んだものはデータ、回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引かれるエ
コーデータをＦＡ （ξ、η）、引くエコーデータをＦ
、（ξ、η）とする。本発明のＭＲ■装置においては、
電算機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。
コーデータをＦＡ （ξ、η）、引くエコーデータをＦ
、（ξ、η）とする。本発明のＭＲ■装置においては、
電算機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ＦＡ （
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、
Ｆ （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。
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、
Ｆ （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（Ｍ Ｓ Ｂ ； ＭｏｓｔＳｉｇｎｉ
ｆｉｃａｎｔ ＢｉｔＪ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。
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（Ｍ Ｓ Ｂ ； ＭｏｓｔＳｉｇｎｉ
ｆｉｃａｎｔ ＢｉｔＪ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（Ｌ Ｓ Ｂ ； ＬｅａｓｔＳｉｇｎ
ｉｆｉｃａｎｔ Ｂｉｔ）側から高位（ＭＳＢ）側ヘシ
フトさせる。その結果、新たに一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
。
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（Ｌ Ｓ Ｂ ； ＬｅａｓｔＳｉｇｎ
ｉｆｉｃａｎｔ Ｂｉｔ）側から高位（ＭＳＢ）側ヘシ
フトさせる。その結果、新たに一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Ｆ （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Ｆ８ （ξ。
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Ｆ８ （ξ。
η）から先に収集する。
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、Ｍ
Ｒ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。
Ｒ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。
また本発明によれば、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
可能になり、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演
算精度を向上させる二とができる。
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
可能になり、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演
算精度を向上させる二とができる。
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
ＭＲＩ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。 第１ｍ 造影使りテ゛−タ（エン八人トチ“−タ）六１１前Ｏデ
ータ（へ゛−ステ゛−タ）第３図
アンギオの工程図、第２図は本発明の他の実施例に係る
ＭＲＩ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。 第１ｍ 造影使りテ゛−タ（エン八人トチ“−タ）六１１前Ｏデ
ータ（へ゛−ステ゛−タ）第３図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、核磁気共鳴イメージング装置において、血管のイン
フェーズ像とアウトオフフェーズ像の２組のデータから
血管のみの画像を作成するＭＲＩアンギオグラフィーに
際して、前記各組の画像再構成前のエコーデータ間でサ
ブトラクションを行ってから画像を再構成する機能を備
えた核磁気共鳴イメージング装置。 ２、核磁気共鳴イメージング装置において、造影剤の増
分のみを画像化するＭＲＩダイナミックスタディーに際
して、画像再構成前のエコーデータ間で、造影剤投与後
の画像から造影剤投与前の画像のサブトラクションを行
ってから画像を再構成する機能を備えた核磁気共鳴イメ
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 true JPH04150833A (ja) | 1992-05-25 |
| JP3204505B2 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) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH105191A (ja) * | 1996-03-26 | 1998-01-13 | Wisconsin Alumni Res Found | 三次元ディジタル減算磁気共鳴血管撮影法 |
| WO2000065995A1 (fr) * | 1999-04-30 | 2000-11-09 | Hitachi Medical Corporation | Procede d'imagerie par resonance magnetique et dispositif connexe |
| JP2009160439A (ja) * | 2009-04-20 | 2009-07-23 | Toshiba Medical System Co Ltd | 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
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH105191A (ja) * | 1996-03-26 | 1998-01-13 | Wisconsin Alumni Res Found | 三次元ディジタル減算磁気共鳴血管撮影法 |
| JP2005095694A (ja) * | 1996-03-26 | 2005-04-14 | Wisconsin Alumni Res Found | Ｍｒｉシステム |
| JP2007260454A (ja) * | 1996-03-26 | 2007-10-11 | Wisconsin Alumni Res Found | Ｍｒｉシステム |
| WO2000065995A1 (fr) * | 1999-04-30 | 2000-11-09 | Hitachi Medical Corporation | Procede d'imagerie par resonance magnetique et dispositif connexe |
| US6760611B1 (en) | 1999-04-30 | 2004-07-06 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging method and device therefor |
| JP2009160439A (ja) * | 2009-04-20 | 2009-07-23 | Toshiba Medical System Co Ltd | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3204505B2 (ja) | 2001-09-04 |
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