JPH0578341B2 - - Google Patents
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- JPH0578341B2 JPH0578341B2 JP63293886A JP29388688A JPH0578341B2 JP H0578341 B2 JPH0578341 B2 JP H0578341B2 JP 63293886 A JP63293886 A JP 63293886A JP 29388688 A JP29388688 A JP 29388688A JP H0578341 B2 JPH0578341 B2 JP H0578341B2
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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
- G01R33/5608—Data processing and visualization specially adapted for MR, e.g. for feature analysis and pattern recognition on the basis of measured MR data, segmentation of measured MR data, edge contour detection on the basis of measured MR data, for enhancing measured MR data in terms of signal-to-noise ratio by means of noise filtering or apodization, for enhancing measured MR data in terms of resolution by means for deblurring, windowing, zero filling, or generation of gray-scaled images, colour-coded images or images displaying vectors instead of pixels
-
- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
- G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
- G01R33/4822—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory in three dimensions
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、磁気共鳴（MR：magnetic
resonance）現象を利用して被検体（生体）を形
態情報やスペクトロスコピー等の機能情報を得る
磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、改良さ
れたデータ収集・処理方法を実施し得る磁気共鳴
イメージング装置に関する。
resonance）現象を利用して被検体（生体）を形
態情報やスペクトロスコピー等の機能情報を得る
磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、改良さ
れたデータ収集・処理方法を実施し得る磁気共鳴
イメージング装置に関する。
（従来の技術）
磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でない
スピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の
周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現
象であり、この原子核は下記式に示す角周波数
ω0（ω0＝2πν0、ν0；ラーモア周波数）で共鳴す
る。
スピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の
周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現
象であり、この原子核は下記式に示す角周波数
ω0（ω0＝2πν0、ν0；ラーモア周波数）で共鳴す
る。
ω0＝γH0
ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比
であり、また、H0は静磁場強度である。
であり、また、H0は静磁場強度である。
以上の原理を利用して生体診断を行う装置は、
上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波
数の電磁波を信号処理して、原子核密度、縦緩和
時間T1、横緩和時間T2、流れ、化学シフト等の
情報が反映された診断情報例えば被検体のスライ
ス像等を無侵襲で得るようにしている。
上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波
数の電磁波を信号処理して、原子核密度、縦緩和
時間T1、横緩和時間T2、流れ、化学シフト等の
情報が反映された診断情報例えば被検体のスライ
ス像等を無侵襲で得るようにしている。
そして、磁気共鳴による診断情報の収集は、静
磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且つ信
号収集することができるものであるが、装置構成
上の制約やイメージング像の臨床上の要請から、
実際の装置としては特定の部位に対する励起とそ
の信号収集を行うようにしている。
磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且つ信
号収集することができるものであるが、装置構成
上の制約やイメージング像の臨床上の要請から、
実際の装置としては特定の部位に対する励起とそ
の信号収集を行うようにしている。
この場合、イメージング方法としては位相エン
コード法である２次元フーリエ変換法や、３次元
フーリエ変換法が多用されている。２次元フーリ
エ変法によれば被検者の特定の２次元面（ある厚
みを持つ）からのデータつまり２次元データを収
集することができ、３次元フーリエ変換法によれ
ば被検者の特定３次元領域からのデータつまり３
次元データ（ボリユームデータ）を収集すること
ができる。そして、これらのデータを画像再構成
処理することにより、スライス像である２次元画
像や立体像である３次元画像を生成することがで
きるようになる。
コード法である２次元フーリエ変換法や、３次元
フーリエ変換法が多用されている。２次元フーリ
エ変法によれば被検者の特定の２次元面（ある厚
みを持つ）からのデータつまり２次元データを収
集することができ、３次元フーリエ変換法によれ
ば被検者の特定３次元領域からのデータつまり３
次元データ（ボリユームデータ）を収集すること
ができる。そして、これらのデータを画像再構成
処理することにより、スライス像である２次元画
像や立体像である３次元画像を生成することがで
きるようになる。
ここで、データ収集に関する２次元フーリエ変
換法を、２次元フーリエ変換データ収集法と称
し、データ収集に関する３次元フーリエ変換法
を、３次元フーリエ変換データ収集法と称する。
また、画像再構成に関する２次元フーリエ変換法
を、２次元フーリエ変換画像再構成法と称し、画
像再構成に関する３次元フーリエ変換法を、３次
元フーリエ変換画像再構成法と称する。
換法を、２次元フーリエ変換データ収集法と称
し、データ収集に関する３次元フーリエ変換法
を、３次元フーリエ変換データ収集法と称する。
また、画像再構成に関する２次元フーリエ変換法
を、２次元フーリエ変換画像再構成法と称し、画
像再構成に関する３次元フーリエ変換法を、３次
元フーリエ変換画像再構成法と称する。
そして、２次元フーリエ変換データ収集法のデ
ータ収集を行うことにより２次元データ（スライ
スデータ）を得ることができ、この２次元データ
に対して２次元フーリエ変換画像再構成法の処理
を施すことによりスライス画像を生成することが
でき、診断のための表示を行うことができる。ま
た、３次元フーリエ変換データ収集法のデータ収
集を行うことにより３次元データ（ボリユームデ
ータ）を得ることができ、この３次元データに対
して３次元フーリエ変換画像再構成法の処理と高
速任意断面画像再構成法の処理とを施すことによ
り、任意断面画像を得ることができ、また、前記
３次元データに対して３次元フーリエ変換画像再
構成法の処理と３次元表面表示法の処理とを施す
ことにより、任意の方向から見た立体画像を得る
ことができ、いずれも診断のための表示を行うこ
とができる。
ータ収集を行うことにより２次元データ（スライ
スデータ）を得ることができ、この２次元データ
に対して２次元フーリエ変換画像再構成法の処理
を施すことによりスライス画像を生成することが
でき、診断のための表示を行うことができる。ま
た、３次元フーリエ変換データ収集法のデータ収
集を行うことにより３次元データ（ボリユームデ
ータ）を得ることができ、この３次元データに対
して３次元フーリエ変換画像再構成法の処理と高
速任意断面画像再構成法の処理とを施すことによ
り、任意断面画像を得ることができ、また、前記
３次元データに対して３次元フーリエ変換画像再
構成法の処理と３次元表面表示法の処理とを施す
ことにより、任意の方向から見た立体画像を得る
ことができ、いずれも診断のための表示を行うこ
とができる。
上述した任意断面画像又は立体画像は、診断及
び手術のシミユレーシヨンを行う際にに好適な手
段となる。すなわち、例えば、診断対象部位とし
て頭部全体をボリユームスキヤンし、その立体画
像と、この立体画像の任意部位のサジタル、コロ
ナル、アキシヤル断面を表示することにより、頭
中に存在する病変部の立体的な位置やその広がり
明確に把握することができる。
び手術のシミユレーシヨンを行う際にに好適な手
段となる。すなわち、例えば、診断対象部位とし
て頭部全体をボリユームスキヤンし、その立体画
像と、この立体画像の任意部位のサジタル、コロ
ナル、アキシヤル断面を表示することにより、頭
中に存在する病変部の立体的な位置やその広がり
明確に把握することができる。
しかし乍、上述した立体画像や任意断面を得る
ためには、データ収集に数分〜数十分を要し、処
理には専用演算装置を用いたとしても数分を要す
るものである。
ためには、データ収集に数分〜数十分を要し、処
理には専用演算装置を用いたとしても数分を要す
るものである。
このように３次元フーリエ変換によるデータ収
集及び画像再構成法を用いた病変部の立体的な位
置やその広がり明確に把握するため診断法では、
スキヤンの開始から表示までに長時間を要し、そ
の間は診断の基になる画像が表示されていないも
のであおため、医師等は何もしないで画像の表示
がなされるまでただ待つという、極めて非効率の
診断形態となつていた。
集及び画像再構成法を用いた病変部の立体的な位
置やその広がり明確に把握するため診断法では、
スキヤンの開始から表示までに長時間を要し、そ
の間は診断の基になる画像が表示されていないも
のであおため、医師等は何もしないで画像の表示
がなされるまでただ待つという、極めて非効率の
診断形態となつていた。
そこで本発明の目的は、３次元フーリエ変換に
よるデータ収集及び画像再構成法を用いた病変部
の立体的な位置やその広がり明確に把握すること
ができる上、診断効率の向上も図り得る磁気共鳴
イメージング装置を提供することにある。
よるデータ収集及び画像再構成法を用いた病変部
の立体的な位置やその広がり明確に把握すること
ができる上、診断効率の向上も図り得る磁気共鳴
イメージング装置を提供することにある。
［発明の構成］
（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
ために次のような手段を講じた構成としている。
すなわち、請求項１に係る発明は、被検体の所望
３次元領域を磁気共鳴励起すると共に該３次元領
域から３次元磁気共鳴データを収集する収集手段
と、 この収集手段により収集された前記３次元磁気
共鳴データを３次元フーリエ変換画像再構成法に
より再構成処理すると共にこの再構成処理の開始
と同時に前記収集手段により収集された前記３次
元磁気共鳴データのうち一方向の中心部分の２次
元磁気共鳴データのみを２次元フーリエ変換画像
再構成法により再構成処理する再構成処理手段
と、 この再構成処理手段により再構成処理された前
記３次元磁気共鳴データに基づく３次元画像と前
記２次元磁気共鳴データに基づく２次元画像とを
表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置、である。
ために次のような手段を講じた構成としている。
すなわち、請求項１に係る発明は、被検体の所望
３次元領域を磁気共鳴励起すると共に該３次元領
域から３次元磁気共鳴データを収集する収集手段
と、 この収集手段により収集された前記３次元磁気
共鳴データを３次元フーリエ変換画像再構成法に
より再構成処理すると共にこの再構成処理の開始
と同時に前記収集手段により収集された前記３次
元磁気共鳴データのうち一方向の中心部分の２次
元磁気共鳴データのみを２次元フーリエ変換画像
再構成法により再構成処理する再構成処理手段
と、 この再構成処理手段により再構成処理された前
記３次元磁気共鳴データに基づく３次元画像と前
記２次元磁気共鳴データに基づく２次元画像とを
表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置、である。
請求項２に係る発明は、被検体の所望３次元領
域のうち一方向の特定部分のみから２次元磁気共
鳴データを２次元フーリエ変換データ収集法によ
り収集すると共に前記一方向の特定部分を除く前
記３次元領域から３次元磁気共鳴データを収集す
る収集手段と、 この収集手段により収集された前記２次元磁気
共鳴データを２次元フーリエ変換画像再構成法に
より再構成処理すると共に前記収集手段により収
集された前記３次元磁気共鳴データを３次元フー
リエ変換画像再構成法により再構成処理する再構
成処理手段と、 この再構成処理手段により再構成処理された前
記２次元磁気共鳴データに基づく２次元画像と前
記３次元磁気共鳴データに基づく３次元画像とを
表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置、である。
域のうち一方向の特定部分のみから２次元磁気共
鳴データを２次元フーリエ変換データ収集法によ
り収集すると共に前記一方向の特定部分を除く前
記３次元領域から３次元磁気共鳴データを収集す
る収集手段と、 この収集手段により収集された前記２次元磁気
共鳴データを２次元フーリエ変換画像再構成法に
より再構成処理すると共に前記収集手段により収
集された前記３次元磁気共鳴データを３次元フー
リエ変換画像再構成法により再構成処理する再構
成処理手段と、 この再構成処理手段により再構成処理された前
記２次元磁気共鳴データに基づく２次元画像と前
記３次元磁気共鳴データに基づく３次元画像とを
表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置、である。
請求項３に係る発明は、請求項２に係る発明に
おける前記収集手段において、被検体の所望３次
元領域のうち一方向の中心部分から２次元磁気共
鳴データを２次元フーリエ変換データ収集法によ
り収集する手段を具備することを特徴とする。
おける前記収集手段において、被検体の所望３次
元領域のうち一方向の中心部分から２次元磁気共
鳴データを２次元フーリエ変換データ収集法によ
り収集する手段を具備することを特徴とする。
（作 用）
請求項１又は２に係る発明によれば、３次元フ
ーリエ変換画像再構成法により再構成処理した画
像が生成される前に、３次元データにおける一方
向の特定部分の２次元データを２次元フーリエ変
換画像再構成法により再構成処理した画像を得る
ことができるので、３次元フーリエ変換によるデ
ータ収集及び再構成処理のスキヤンの開始から表
示までの間に、先に得られた画像に基づく診断を
行うことができ、また、３次元画像に基づく病変
部の立体的な位置やその広がり明確に把握するた
め診断を行うことができる。従つて、効率的な画
像診断を実現できる。特に、請求項１の発明にお
いては、特定部分として一方向の中心部分が設定
されているので、先に得られる画像は透視像とな
り、透視像に基づく診断と３次元画像に基づく診
断とを行うことができる。
ーリエ変換画像再構成法により再構成処理した画
像が生成される前に、３次元データにおける一方
向の特定部分の２次元データを２次元フーリエ変
換画像再構成法により再構成処理した画像を得る
ことができるので、３次元フーリエ変換によるデ
ータ収集及び再構成処理のスキヤンの開始から表
示までの間に、先に得られた画像に基づく診断を
行うことができ、また、３次元画像に基づく病変
部の立体的な位置やその広がり明確に把握するた
め診断を行うことができる。従つて、効率的な画
像診断を実現できる。特に、請求項１の発明にお
いては、特定部分として一方向の中心部分が設定
されているので、先に得られる画像は透視像とな
り、透視像に基づく診断と３次元画像に基づく診
断とを行うことができる。
（実施例）
以下本発明の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。
施例を図面を参照して説明する。
第１図は本発明の実施例方式を実施することが
できるMRI装置の構成図、第２図は同装置にお
いて実施される３次元フーリエ変換データ収集法
のパルスシーケンスを示す図、第３図は３次元フ
ーリエ変換データ収集法及画像再構成法を示す
図、第４図は３次元フーリエ変換データ収集法に
よる３次元データにおける一方向の特定位置とし
て中心位置の２次元データ及び生成される画像と
の関係を示す図、第５図は本発明の第１の実施例
方式を示すデータ処理系統図である。
できるMRI装置の構成図、第２図は同装置にお
いて実施される３次元フーリエ変換データ収集法
のパルスシーケンスを示す図、第３図は３次元フ
ーリエ変換データ収集法及画像再構成法を示す
図、第４図は３次元フーリエ変換データ収集法に
よる３次元データにおける一方向の特定位置とし
て中心位置の２次元データ及び生成される画像と
の関係を示す図、第５図は本発明の第１の実施例
方式を示すデータ処理系統図である。
第１図に示すように、被検体Ｐを内部に収容す
ることができるようになつているマグネツトアツ
センブリMAとして、常電導又は超電導方式によ
る静磁場コイル（永久磁石を用いる構成であつて
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軸の傾斜磁場発生コイル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：エコー信号やFID信
号）を検出するための送受信系である例えば送信
コイル及び受信コイルからなるプローブ３とを有
している。
ることができるようになつているマグネツトアツ
センブリMAとして、常電導又は超電導方式によ
る静磁場コイル（永久磁石を用いる構成であつて
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軸の傾斜磁場発生コイル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：エコー信号やFID信
号）を検出するための送受信系である例えば送信
コイル及び受信コイルからなるプローブ３とを有
している。
そして、超電導方式であれば冷媒の供給制御系
を含むものであつて主として静磁場電源の通電制
御を行う静磁場制御系４、RFパルスの送信制御
を行う送信器５、誘起MR信号の受信制御を行う
受信器６、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場発生コイル２
のそれぞれの励磁制御を行うＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾
斜磁場電源７，８，９、励起及びデータ収集のた
めのパルスシーケンスを実施することができるシ
ーケンサ１０、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ユータシス
テム１１、表示装置１２により構成されている。
を含むものであつて主として静磁場電源の通電制
御を行う静磁場制御系４、RFパルスの送信制御
を行う送信器５、誘起MR信号の受信制御を行う
受信器６、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場発生コイル２
のそれぞれの励磁制御を行うＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾
斜磁場電源７，８，９、励起及びデータ収集のた
めのパルスシーケンスを実施することができるシ
ーケンサ１０、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ユータシス
テム１１、表示装置１２により構成されている。
ここで、データ収集のためのパルスシーケンス
しては、90゜−180゜パルス系列のSE（パルス・スピ
ン・エコー）法やこのSE法の180゜パルスを傾斜
磁場の反転にて置換えるようにしたFE法（グラ
デイエント・フイールド・エコー法）を適用した
２次元フーリエ変換データ収集法、又はSE法や
FE法を適用した３次元フーリエ変換データ収集
法によるシーケンスがある。
しては、90゜−180゜パルス系列のSE（パルス・スピ
ン・エコー）法やこのSE法の180゜パルスを傾斜
磁場の反転にて置換えるようにしたFE法（グラ
デイエント・フイールド・エコー法）を適用した
２次元フーリエ変換データ収集法、又はSE法や
FE法を適用した３次元フーリエ変換データ収集
法によるシーケンスがある。
これらのいずれかのシーケンスにおいて例えば
第２図に示すFE法を適用した３次元フーリエ変
換データ収集法によるシーケンスでは、先ず、送
信器５を駆動し、プローブ３の送信コイルから例
えば第３図ａに示す被検者Ｐにおける３次元の励
起部位Ｖを決定するRFパルス（α゜パルス）を加
えると共に傾斜磁場電源７，８，９を駆動して傾
斜磁場発生コイル２からは傾斜磁場Gx，Gy，Gz
をスライス用傾斜磁場Gs、位相エンコード用傾
斜磁場Ge、リード用傾斜磁場Grとして加え、前
記励起部位Ｖからの磁気共鳴信号（エコー信号）
をプローブ３の受信コイルにより収集する。
第２図に示すFE法を適用した３次元フーリエ変
換データ収集法によるシーケンスでは、先ず、送
信器５を駆動し、プローブ３の送信コイルから例
えば第３図ａに示す被検者Ｐにおける３次元の励
起部位Ｖを決定するRFパルス（α゜パルス）を加
えると共に傾斜磁場電源７，８，９を駆動して傾
斜磁場発生コイル２からは傾斜磁場Gx，Gy，Gz
をスライス用傾斜磁場Gs、位相エンコード用傾
斜磁場Ge、リード用傾斜磁場Grとして加え、前
記励起部位Ｖからの磁気共鳴信号（エコー信号）
をプローブ３の受信コイルにより収集する。
このシーケンスを画像マトリツクスに対応する
回数だけ繰返して実行してデータ群VDを得（第
３図ｂ）てコンピユータシステム１１内のメモリ
にストアし、コンピユータシステム１１が備えて
いる画像再構成装置は、このデータ群VDに対し
て３次元フーリエ変換画像再構成法の処理を施す
ことにより、第３図ｃに示すように、３次元画像
データVIを生成し、適宜３次元表面画像や励起
部位Ｖの任意断面画像を表示装置１２に表示する
ようにしている。
回数だけ繰返して実行してデータ群VDを得（第
３図ｂ）てコンピユータシステム１１内のメモリ
にストアし、コンピユータシステム１１が備えて
いる画像再構成装置は、このデータ群VDに対し
て３次元フーリエ変換画像再構成法の処理を施す
ことにより、第３図ｃに示すように、３次元画像
データVIを生成し、適宜３次元表面画像や励起
部位Ｖの任意断面画像を表示装置１２に表示する
ようにしている。
以上の如くのMRI装置にあつて、本発明によ
るデータ収集・処理方式の第１の実施例方式は次
のような処理手順で行われる。
るデータ収集・処理方式の第１の実施例方式は次
のような処理手順で行われる。
先づ、ステツプ１としてFE法を適用した３次
元フーリエ変換データ収集法によるシーケンスに
て、空間Ｓ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）にある被検体Ｐにおけ
る３次元の励起部位からの磁気共鳴信号（エコー
信号）の収集を繰返して実行してデータ群VDを
得、これをコンピユータシステム１１内のメモリ
にストアする。つまり、ステツプ２としてサンプ
リング空間で３次元データＦ（ξ，η，ζ）をメ
モリストアする。
元フーリエ変換データ収集法によるシーケンスに
て、空間Ｓ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）にある被検体Ｐにおけ
る３次元の励起部位からの磁気共鳴信号（エコー
信号）の収集を繰返して実行してデータ群VDを
得、これをコンピユータシステム１１内のメモリ
にストアする。つまり、ステツプ２としてサンプ
リング空間で３次元データＦ（ξ，η，ζ）をメ
モリストアする。
そして、メモリストアされた３次元データＦ
（ξ，η，ζ）における一方向の中心２次元デー
タとしてζ＝０でのＦ（ξ，η，ζ）つまり中心
２次元データF0（ξ，η，）と、３次元データＦ
（ξ，η，ζ）とは、コンピユータシステム１１
が備えている画像再構成装置である３次元フーリ
エ変換画像再構成法プロセツサ１３に送られる。
この３次元フーリエ変換画像再構成法プロセツサ
１３では、３次元フーリエ変換処理（3DFT）１
３ａと、これの一部である２次元フーリエ変換処
理（2DFT）１３ｂとが行われるようになつてい
る。
（ξ，η，ζ）における一方向の中心２次元デー
タとしてζ＝０でのＦ（ξ，η，ζ）つまり中心
２次元データF0（ξ，η，）と、３次元データＦ
（ξ，η，ζ）とは、コンピユータシステム１１
が備えている画像再構成装置である３次元フーリ
エ変換画像再構成法プロセツサ１３に送られる。
この３次元フーリエ変換画像再構成法プロセツサ
１３では、３次元フーリエ変換処理（3DFT）１
３ａと、これの一部である２次元フーリエ変換処
理（2DFT）１３ｂとが行われるようになつてい
る。
ここで、ステツプ３として、中心２次元データ
F0（ξ，η，）に対する２次元フーリエ変換処理
（2DFT）が行われ、且つ３次元データＦ（ξ，
η，ζ）に対する３次元フーリエ変換処理
（3DFT）が行われる。よつて、ステツプ５とし
てF0に対する2DFTにより画像f0が生成され、ま
た、Ｆに対する3DFTにより画像ｆが生成され
る。
F0（ξ，η，）に対する２次元フーリエ変換処理
（2DFT）が行われ、且つ３次元データＦ（ξ，
η，ζ）に対する３次元フーリエ変換処理
（3DFT）が行われる。よつて、ステツプ５とし
てF0に対する2DFTにより画像f0が生成され、ま
た、Ｆに対する3DFTにより画像ｆが生成され
る。
ここで、F0に対して2DFTすることにより生成
される画像f0と、Ｆに対して3DFTすることによ
り生成される画像ｆとの関係を第５図を参照して
説明する。
される画像f0と、Ｆに対して3DFTすることによ
り生成される画像ｆとの関係を第５図を参照して
説明する。
エコー信号である３次元データＦ（ξ，η，ζ）
は下記のように表わされる。
は下記のように表わされる。
Ｆ（ξ，η，ζ）＝α∫Eｆ（ｘ，ｙ，ｚ）e2〓i(
〓x+〓y+〓z)dxdydz ζ＝０つまりサンプリング空間の座標ζにおけ
る中心の２次元データF0（ξ，η，）は下記のよ
うに表わされる。ただし、Ｅは励起領域である。
〓x+〓y+〓z)dxdydz ζ＝０つまりサンプリング空間の座標ζにおけ
る中心の２次元データF0（ξ，η，）は下記のよ
うに表わされる。ただし、Ｅは励起領域である。
F0（ξ，η）＝α∫Eｆ（ｘ，ｙ，ｚ）e2〓i(〓x+
〓y)dxdydz 従つて、F0に対してフーリエ変換（2DFT）を
施したデータf0は下記式のようになる。
〓y)dxdydz 従つて、F0に対してフーリエ変換（2DFT）を
施したデータf0は下記式のようになる。
f0（ｘ，ｙ）＝a∫f（ｘ，ｙ，ｚ）dz
よつて、ｚ軸方向の投影データつまりスキヤノ
像（透視像）となる。これは、中心断面定理と称
されている。そして、画像データｆは、３次元表
面画像や励起部位の任意断面画像に用いられる。
像（透視像）となる。これは、中心断面定理と称
されている。そして、画像データｆは、３次元表
面画像や励起部位の任意断面画像に用いられる。
次に、本実施例におけるデータ収集及び処理に
おける所要時間について第６図を参照して説明す
る。
おける所要時間について第６図を参照して説明す
る。
データ収集を時刻ｔ１０にて開始し、時刻ｔ１
１にて終了して、データ収集時間はＴ１１であ
る。そして、F0は時刻ｔ１１にてただちにプロ
セツサに送られ、これに対する2DFTが行われ、
時刻ｔ１２にてf0が生成される。つまり、F0に対
する処理時間はＴ１２である。一方、Ｆも時刻ｔ
１１にてただちにプロセツサに送られ、これに対
する3DFTが行われ、時刻ｔ１３にてｆが生成さ
れる。つまり、Ｆに対する処理時間はＴ１３であ
る。
１にて終了して、データ収集時間はＴ１１であ
る。そして、F0は時刻ｔ１１にてただちにプロ
セツサに送られ、これに対する2DFTが行われ、
時刻ｔ１２にてf0が生成される。つまり、F0に対
する処理時間はＴ１２である。一方、Ｆも時刻ｔ
１１にてただちにプロセツサに送られ、これに対
する3DFTが行われ、時刻ｔ１３にてｆが生成さ
れる。つまり、Ｆに対する処理時間はＴ１３であ
る。
この場合、データ収集時間Ｔ１１は一般に３次
元フーリエ変換データ収集法では数分から数十分
であり、f0を生成するための処理時間（１スライ
ス）は数秒であり、ｆを生成するための処理時間
（ボリユーム）は数分である。なお、2DFTは
3DFTの処理の一部あるから、ｆを生成するに要
する時間を増加させていない。
元フーリエ変換データ収集法では数分から数十分
であり、f0を生成するための処理時間（１スライ
ス）は数秒であり、ｆを生成するための処理時間
（ボリユーム）は数分である。なお、2DFTは
3DFTの処理の一部あるから、ｆを生成するに要
する時間を増加させていない。
以上のように本実施例方式によれば、従来はデ
ータ収集終了から時間Ｔ１３つまり数分を経ない
と画像を見ることができなかつたものが、時間Ｔ
１２を経るつまり数秒にて画像を見ることができ
る。この場合、先に生成される画像f0はスキヤノ
像であつて、これをリフアレンス画像として用い
ることができ、この後に、時間Ｔ１３−Ｔ１２に
て３次元画像ｆによる観察を行えるので、全体観
察と要部観察とを効率的に行え、診断の高効率化
が図られる。
ータ収集終了から時間Ｔ１３つまり数分を経ない
と画像を見ることができなかつたものが、時間Ｔ
１２を経るつまり数秒にて画像を見ることができ
る。この場合、先に生成される画像f0はスキヤノ
像であつて、これをリフアレンス画像として用い
ることができ、この後に、時間Ｔ１３−Ｔ１２に
て３次元画像ｆによる観察を行えるので、全体観
察と要部観察とを効率的に行え、診断の高効率化
が図られる。
次に、本発明によるデータ収集・処理方式の第
２の実施例を第７図を参照して説明する。
２の実施例を第７図を参照して説明する。
先づ、ステツプ１としてデータ収集を行うが、
この場合、初めに、例えばFE法を適用した２次
元フーリエ変換データ収集法によるシーケンスに
て、３次元データ領域における一方向として例え
ばη方向の中心つまりη＝０での２次元データ
F0を収集する。この収集の後に残る３次元デー
タＦ−F0を収集し、これをコンピユータシステ
ム１１内のメモリにストアする。つまり、ステツ
プ２としてサンプリング空間で２次元データF0
と３次元データＦ−F0とを合成したデータＦ
（ξ，η，ζ）をメモリストアする。
この場合、初めに、例えばFE法を適用した２次
元フーリエ変換データ収集法によるシーケンスに
て、３次元データ領域における一方向として例え
ばη方向の中心つまりη＝０での２次元データ
F0を収集する。この収集の後に残る３次元デー
タＦ−F0を収集し、これをコンピユータシステ
ム１１内のメモリにストアする。つまり、ステツ
プ２としてサンプリング空間で２次元データF0
と３次元データＦ−F0とを合成したデータＦ
（ξ，η，ζ）をメモリストアする。
そして、ステツプ３として、中心２次元データ
F0（ξ，η，）に対する２次元フーリエ変換処理
（2DFT）が行われ、また、ステツプ４として３
次元データＦ（ξ，η，ζ）に対する３次元フー
リエ変換処理（3DFT）が行われる。よつて、F0
に対する2DFTにより画像f0が生成され、また、
Ｆに対する3DFTにより画像ｆが生成される。
F0（ξ，η，）に対する２次元フーリエ変換処理
（2DFT）が行われ、また、ステツプ４として３
次元データＦ（ξ，η，ζ）に対する３次元フー
リエ変換処理（3DFT）が行われる。よつて、F0
に対する2DFTにより画像f0が生成され、また、
Ｆに対する3DFTにより画像ｆが生成される。
よつて、画像f0はｚ軸方向の投影データつまり
スキヤノ像（透視像）となり、そして、画像デー
タｆは、３次元表示画像が励起部位の任意断面画
像に用いられる。
スキヤノ像（透視像）となり、そして、画像デー
タｆは、３次元表示画像が励起部位の任意断面画
像に用いられる。
次に、本実施例におけるデータ収集及び処理に
おける所要時間について第８図を参照して説明す
る。
おける所要時間について第８図を参照して説明す
る。
データ収集を時刻ｔ２０にて開始し、データ
F0の収集を時刻ｔ２１にて終了して、データＦ
の収集を時刻ｔ２３にて終了して、ここでデータ
F0のデータ収集時間はＴ２１であり、データＦ
のデータ収集時間はＴ２３である。そして、F0
は時刻ｔ２１にてただちにプロセツサに送られ、
これに対する2DFTが行われ、時刻ｔ２２にてf0
が生成される。つまり、F0に対する処理時間は
Ｔ２２である。一方、時刻ｔ２３にてただちにプ
ロセツサに送られ、これに対する3DFTが行わ
れ、時刻ｔ２４にてｆが生成される。つまり、Ｆ
に対する処理時間はＴ２４である。
F0の収集を時刻ｔ２１にて終了して、データＦ
の収集を時刻ｔ２３にて終了して、ここでデータ
F0のデータ収集時間はＴ２１であり、データＦ
のデータ収集時間はＴ２３である。そして、F0
は時刻ｔ２１にてただちにプロセツサに送られ、
これに対する2DFTが行われ、時刻ｔ２２にてf0
が生成される。つまり、F0に対する処理時間は
Ｔ２２である。一方、時刻ｔ２３にてただちにプ
ロセツサに送られ、これに対する3DFTが行わ
れ、時刻ｔ２４にてｆが生成される。つまり、Ｆ
に対する処理時間はＴ２４である。
この場合、データ収集時間Ｔ２１は一般に２次
元フーリエ変換データ収集法では数秒であり、デ
ータ収集時間Ｔ２４は一般に３次元フーリエ変換
データ収集法では数分から数十分であり、f0を生
成するための処理時間（１スライス）は数秒であ
り、ｆを生成するための処理時間（ボリユーム）
は数分である。なお、2DFTは3DFTの処理の一
部であるから、ｆを生成するに要する時間を増加
させていない。
元フーリエ変換データ収集法では数秒であり、デ
ータ収集時間Ｔ２４は一般に３次元フーリエ変換
データ収集法では数分から数十分であり、f0を生
成するための処理時間（１スライス）は数秒であ
り、ｆを生成するための処理時間（ボリユーム）
は数分である。なお、2DFTは3DFTの処理の一
部であるから、ｆを生成するに要する時間を増加
させていない。
以上のように本実施例方式によれば、従来はデ
ータ収集終了から時間Ｔ１３つまり数分を経ない
と画像を見ることができなかつたものが、時間Ｔ
２１＋Ｔ２２を経るつまり数秒にて画像（スキヤ
ノ像）を見ることができる。この場合、先に生成
される画像f0はスキヤノ像であつて、これをリフ
アレンス画像として用いることができ、その後、
時間（Ｔ２３−（Ｔ２１＋Ｔ２２））＋Ｔ２４にて
３次元画像ｆによる観察を行えるので、データ収
集の最中にスキヤノ像によるリフアレンス画像が
呈示され、その後に全体観察と要部観察とを効率
的に行え、診断の高効率化が図られる。
ータ収集終了から時間Ｔ１３つまり数分を経ない
と画像を見ることができなかつたものが、時間Ｔ
２１＋Ｔ２２を経るつまり数秒にて画像（スキヤ
ノ像）を見ることができる。この場合、先に生成
される画像f0はスキヤノ像であつて、これをリフ
アレンス画像として用いることができ、その後、
時間（Ｔ２３−（Ｔ２１＋Ｔ２２））＋Ｔ２４にて
３次元画像ｆによる観察を行えるので、データ収
集の最中にスキヤノ像によるリフアレンス画像が
呈示され、その後に全体観察と要部観察とを効率
的に行え、診断の高効率化が図られる。
本発明は上記実施例に限定されるものではな
く、ζ＝０又はξ＝０又はη＝０としても良く、
η≠０又はξ≠０又はη≠０としても良い。もち
ろん、使用するデータ収集法としてSE法、FE法
を特定するものではない。この他、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ので
ある。
く、ζ＝０又はξ＝０又はη＝０としても良く、
η≠０又はξ≠０又はη≠０としても良い。もち
ろん、使用するデータ収集法としてSE法、FE法
を特定するものではない。この他、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ので
ある。
［発明の効果］
よつて、本発明によれば、３次元フーリエ変換
によるデータ収集及び画像再構成法を用いた病変
部の立体的な位置やその広がり明確に把握するこ
とができる上、診断効率の向上も図り得る磁気共
鳴イメージング装置を提供できるものである。
によるデータ収集及び画像再構成法を用いた病変
部の立体的な位置やその広がり明確に把握するこ
とができる上、診断効率の向上も図り得る磁気共
鳴イメージング装置を提供できるものである。
第１図は本発明の一実施例の磁気共鳴イメージ
ング装置の構成を示す図、第２図は本発明の方法
に適用される３次元フーリエ変換データ収集法の
一例を示すパルスシーケンスの図、第３図は同パ
ルスシーケンスの実行によりデータ収集を示す
図、第４図は本発明の第１の実施例の処理手順を
示す図、第５図は中心断面定理を示す図、第６図
は第４図に示すデータ収集・処理法における所要
時間を示す図、第７図は本発明の第２の実施例の
処理手順を示す図、第８図は第４図に示すデータ
収集・処理法における所要時間を示す図である。 MA…マグネツトアツセンブリ、１…静磁場コ
イル、２…Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場発生コイル、
３…プローブ、４…静磁場制御系、５…送信器、
６…受信器、７…Ｘ軸傾斜磁場電源、８…Ｙ軸傾
斜磁場電源、９…Ｚ軸傾斜磁場電源、１０…シー
ケンサ、１１…コンピユータシステム、１２…表
示装置、１３…プロセツサ。
ング装置の構成を示す図、第２図は本発明の方法
に適用される３次元フーリエ変換データ収集法の
一例を示すパルスシーケンスの図、第３図は同パ
ルスシーケンスの実行によりデータ収集を示す
図、第４図は本発明の第１の実施例の処理手順を
示す図、第５図は中心断面定理を示す図、第６図
は第４図に示すデータ収集・処理法における所要
時間を示す図、第７図は本発明の第２の実施例の
処理手順を示す図、第８図は第４図に示すデータ
収集・処理法における所要時間を示す図である。 MA…マグネツトアツセンブリ、１…静磁場コ
イル、２…Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場発生コイル、
３…プローブ、４…静磁場制御系、５…送信器、
６…受信器、７…Ｘ軸傾斜磁場電源、８…Ｙ軸傾
斜磁場電源、９…Ｚ軸傾斜磁場電源、１０…シー
ケンサ、１１…コンピユータシステム、１２…表
示装置、１３…プロセツサ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 被検体の所望３次元領域を磁気共鳴励起する
と共に該３次元領域から３次元磁気共鳴データを
収集する収集手段と、 この収集手段により収集された前記３次元磁気
共鳴データを３次元フーリエ変換画像再構成法に
より再構成処理すると共にこの再構成処理の開始
と同時に前記収集手段により収集された前記３次
元磁気共鳴データのうち一方向の中心部分の２次
元磁気共鳴データのみを２次元フーリエ変換画像
再構成法により再構成処理する再構成処理手段
と、 この再構成処理手段により再構成処理された前
記３次元磁気共鳴データに基づく３次元画像と前
記２次元磁気共鳴データに基づく２次元画像とを
表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置。 ２ 被検体の所望３次元領域のうち一方向の特定
部分のみから２次元磁気共鳴データを２次元フー
リエ変換データ収集法により収集すると共に前記
一方向の特定部分を除く前記３次元領域から３次
元磁気共鳴データを収集する収集手段と、 この収集手段により収集された前記２次元磁気
共鳴データを２次元フーリエ変換画像再構成法に
より再構成処理すると共に前記収集手段により収
集された前記３次元磁気共鳴データを３次元フー
リエ変換画像再構成法により再構成処理する再構
成処理手段と、 この再構成処理手段により再構成処理された前
記２次元磁気共鳴データに基づく２次元画像と前
記３次元磁気共鳴データに基づく３次元画像とを
表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置。 ３ 前記収集手段は、被検体の所望３次元領域の
うち一方向の中心部分から２次元磁気共鳴データ
を２次元フーリエ変換データ収集法により収集す
る手段を具備することを特徴とする請求項２に記
載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63293886A JPH02140145A (ja) | 1988-11-21 | 1988-11-21 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US07/437,608 US5166875A (en) | 1988-11-21 | 1989-11-17 | Reconstructing two and three dimensional images by two and three dimensional Fourier transforms in an MRI system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63293886A JPH02140145A (ja) | 1988-11-21 | 1988-11-21 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02140145A JPH02140145A (ja) | 1990-05-29 |
| JPH0578341B2 true JPH0578341B2 (ja) | 1993-10-28 |
Family
ID=17800425
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63293886A Granted JPH02140145A (ja) | 1988-11-21 | 1988-11-21 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5166875A (ja) |
| JP (1) | JPH02140145A (ja) |
Families Citing this family (37)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH05120451A (ja) * | 1991-08-08 | 1993-05-18 | Hitachi Medical Corp | 医用診断画像装置 |
| US5262945A (en) * | 1991-08-09 | 1993-11-16 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method for quantification of brain volume from magnetic resonance images |
| JP3325300B2 (ja) * | 1992-02-28 | 2002-09-17 | 株式会社東芝 | 超音波治療装置 |
| US5603318A (en) | 1992-04-21 | 1997-02-18 | University Of Utah Research Foundation | Apparatus and method for photogrammetric surgical localization |
| US5647361A (en) * | 1992-09-28 | 1997-07-15 | Fonar Corporation | Magnetic resonance imaging method and apparatus for guiding invasive therapy |
| US6165139A (en) * | 1993-03-01 | 2000-12-26 | Fonar Corporation | Remotely steerable guide wire with external control wires |
| US5454722A (en) * | 1993-11-12 | 1995-10-03 | Project Orbis International, Inc. | Interactive multimedia eye surgery training apparatus and method |
| WO1997000498A1 (en) * | 1995-06-16 | 1997-01-03 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Apparatus and method for dynamic modeling of an object |
| EP0782711B1 (en) * | 1995-07-20 | 2004-04-28 | Philips Electronics N.V. | Method and device for imaging a curved portion of a body by means of magnetic resonance |
| 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 |
| US6226418B1 (en) | 1997-11-07 | 2001-05-01 | Washington University | Rapid convolution based large deformation image matching via landmark and volume imagery |
| US6408107B1 (en) | 1996-07-10 | 2002-06-18 | Michael I. Miller | Rapid convolution based large deformation image matching via landmark and volume imagery |
| US5881728A (en) * | 1996-07-26 | 1999-03-16 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Digital subtraction magnetic resonance angiography with image artifact suppression |
| US5830143A (en) * | 1997-01-21 | 1998-11-03 | Wisconsin Alumnin Research Foundation | Gated time-resolved contrast-enhanced 3D MR angiography |
| US5873825A (en) * | 1997-04-11 | 1999-02-23 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Three dimensional digital subtraction magnetic resonance angiography with limited k-space mask |
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| US6633686B1 (en) | 1998-11-05 | 2003-10-14 | Washington University | Method and apparatus for image registration using large deformation diffeomorphisms on a sphere |
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| US7366561B2 (en) | 2000-04-07 | 2008-04-29 | Medtronic, Inc. | Robotic trajectory guide |
| AU2001285071A1 (en) | 2000-08-17 | 2002-02-25 | John David | Trajectory guide with instrument immobilizer |
| DE10161925B4 (de) * | 2001-12-17 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Verfahren zum Aufnehmen von Magnetresonanzsignalen eines Objekts mittels einer Magnetresonanzanlage und Rekonstruieren eines Bildes anhand der aufgenommenen Magnetresonanzsignale, sowie Computerprogrammprodukt und Magnetresonanzanlage |
| US7704260B2 (en) | 2002-09-17 | 2010-04-27 | Medtronic, Inc. | Low profile instrument immobilizer |
| US7636596B2 (en) | 2002-12-20 | 2009-12-22 | Medtronic, Inc. | Organ access device and method |
| US7896889B2 (en) | 2003-02-20 | 2011-03-01 | Medtronic, Inc. | Trajectory guide with angled or patterned lumens or height adjustment |
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| EP1720597A2 (en) | 2004-02-13 | 2006-11-15 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for securing a therapy delivery device within a burr hole |
| US7497863B2 (en) | 2004-12-04 | 2009-03-03 | Medtronic, Inc. | Instrument guiding stage apparatus and method for using same |
| US7744606B2 (en) | 2004-12-04 | 2010-06-29 | Medtronic, Inc. | Multi-lumen instrument guide |
| JP2007125374A (ja) * | 2005-10-05 | 2007-05-24 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法 |
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| AU2014368984B2 (en) | 2013-12-20 | 2018-11-08 | Microvention, Inc. | Device delivery system |
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-
1989
- 1989-11-17 US US07/437,608 patent/US5166875A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
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| JPH02140145A (ja) | 1990-05-29 |
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