JPH0584231A - Magnetic resonance imaging device - Google Patents
Magnetic resonance imaging deviceInfo
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- JPH0584231A JPH0584231A JP3246260A JP24626091A JPH0584231A JP H0584231 A JPH0584231 A JP H0584231A JP 3246260 A JP3246260 A JP 3246260A JP 24626091 A JP24626091 A JP 24626091A JP H0584231 A JPH0584231 A JP H0584231A
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Abstract
Description
【０００１】[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。BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to magnetic resonance (MR: magn).
magnetic resonance image to obtain morphological information of the subject and functional information such as spectroscopy
Related to the ging device.
【０００２】[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」）。2. Description of the Related Art A method for obtaining a SAS (Surface Anatomy Scan) image, which is one of the images obtained by a magnetic resonance imaging apparatus, was presented by Katada et al. In 1987. This method has been applied for a patent on September 17, 1987 (Japanese Patent Application No. 62-232949, the title of the invention is "magnetic resonance imaging method").
【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。It has been confirmed in subsequent studies that such SAS images have many clinical significance in the field of neuromedicine. That is,
The SAS image clearly shows the location of lesions localized in the cortex and subcortex that visualize brain surface structures including the sulci, and in this respect, it is particularly important for surgical treatment of intracranial diseases. Before the surgery, the accurate location of the diseased part was realized.
【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。In the SAS imaging method, since it is necessary to visualize CSF (cerebrospinal fluid) at a considerably higher signal than the parenchyma, the echo time Te and the pulse repetition time Tr are made extremely long, for example, SE (spin echo). While using the method,
Two methods: obtaining an image with a single thick slice with a surface coil, or collecting images with a multi slice with a head coil, and performing weighted addition on the obtained multiple images to obtain an image There is.
【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。Further, as a SAS photographing technique capable of shortening the photographing time, there is a technique disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2002-002441. This technique is called 2D single slice-CE-FAST method for convenience. This technique is 2
Dimensional single-slice imaging, which is a kind of thing that causes a steady precession motion (SSFP) state of magnetization, and FID (free induction decay) that occurs in a steady state
By selectively collecting only the echo signal of the signal and the echo signal, the CSF can be visualized as a high signal in a short time.
【０００６】[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。Since the SAS image captured by the above-mentioned SAS imaging method directly shows the brain surface structure, it is easier to understand the brain surface structure than a normal slice image. The sex is remarkably excellent.
【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。[0007] However, when the skull is opened, what is actually visible in the opening is the brain and the superficial veins of the brain that exist so as to cover the surface of the brain. If there is a lesion such as an injury or tumor in the brain,
It is assumed that the mutual positional relationship among the lesion area, the surface structure of the brain, and the superficial veins of the brain cannot be clearly grasped only by the above-mentioned SAS image.
【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。Therefore, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of displaying an image capable of more accurately grasping the mutual positional relationship among the brain surface structure, the lesion, and the superficial veins of the brain. It is in.
【０００９】[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。The present invention has the following constitution in order to solve the above problems and achieve the objects. That is, the configuration according to claim 1 of the present invention includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a transmission / reception coil that applies an RF pulse to the subject and collects signals from the subject, and at least the hydrogen nucleus In a magnetic resonance imaging apparatus for obtaining an image based on a magnetic resonance phenomenon, a SAS image acquisition unit for creating a brain surface structure depiction image, an MRA image acquisition unit for creating a brain superficial vein image, and the SAS image acquisition unit A synthesizing means for synthesizing the brain surface structure depiction image created by the means and the brain superficial vein image created by the MRA image collecting means; and display means for displaying the image synthesized by the synthesizing means. A magnetic resonance imaging apparatus for
【００１０】[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、脳表構造が描出された画像と脳表在静脈を描
出した画像に基づくものであるため、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。According to the structure of claim 1, the displayed composite image is based on the image in which the brain surface structure is drawn and the image in which the superficial veins of the brain are drawn. The mutual positional relationship between a lesion such as a lesion or a tumor existing in the vicinity or in the brain, a superficial brain structure, and a superficial brain vein can be grasped with higher accuracy.
【００１１】[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。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention. As shown in FIG. 1, the magnet assembly 4 is adapted to accommodate the subject P therein.
Is a normal magnetic field or superconducting static magnetic field generator (may be a configuration using a permanent magnet) 1 and X for generating a gradient magnetic field for providing position information of the induction site of the magnetic resonance signal. It is composed of a Y and Z axis gradient magnetic field coil 2 and an RF coil 3 for transmitting a rotating high frequency magnetic field (RF pulse) and detecting an induced magnetic resonance signal (MR signal: echo signal or FID signal). ..
【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。Further, a transmitter 5 for controlling transmission of RF pulses, a receiver 6 for controlling reception of induced MR signals, X,
An X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field power source 7 for controlling the excitation of each of the Y and Z axis gradient magnetic field coils 2, and a sequencer capable of executing a pulse sequence for data collection. 8, a computer 9 for controlling these, processing the detected signal and displaying the same, a monitor 10 and a console 11.
【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。Further, in the apparatus of this embodiment, the head of the subject P is placed at the center of the magnetic field of the magnet assembly 4, and a cylindrical coil or a surface coil is arranged as the RF coil 3 so as to wrap the head.
【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。Here, as the pulse sequence for data collection, the transmitter 5 is driven to apply the RF pulse from the RF coil 3 to the subject P and the magnetic resonance signal from the subject P. To detect. Further, the gradient magnetic field power source 7 is driven to drive the gradient magnetic field coils 2 to generate gradient magnetic fields Gx, Gy, and G.
z is the gradient magnetic field for slicing Gs and the phase encoder
In addition to the gradient magnetic field Ge for reading and the gradient magnetic field device Gr for reading, a signal from a specific portion is collected by the RF coil 3. This pulse sequence is repeated a predetermined number of times to obtain a data group, and an image is generated by this data group.
【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。Further, in the present embodiment, a pulse sequence such as a spin echo method or a field echo method for obtaining a normal slice image can be executed, and a SAS image for creating a brain surface structure depiction image can be obtained. A SAS image acquisition pulse sequence for acquisition and an MRA image acquisition pulse sequence for creating superficial vein images can be performed. These pulse sequences can be executed by the sequencer 8.
【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。In the present embodiment, as shown in FIG. 2, the SA obtained by executing the SAS image acquisition pulse sequence by the sequencer 8 in process 21.
The S image I SAS and the MRA image I MRA obtained by executing the MRA image acquisition pulse sequence by the sequencer 8 in the process 22 are the maximum values after the predetermined pre-process in the pre-process 23. A synthetic image I 4 is generated by the synthesis process 24 including the projection method process and the addition process, and is provided to the image display 25.
【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。Here, as the SAS image acquisition pulse sequence, a multi-slice SAS method pulse sequence shown in FIG. 4 or a CE-FAST method pulse sequence (not shown) can be used. Further, as the MRA image acquisition pulse sequence, the 2D-TOF method pulse sequence shown in FIG. 7 or the 3D-shown in FIG. 8 or FIGS.
The PC method pulse sequence can be used.
【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。2 is executed by the sequencer 8 and
It is realized by data processing by the computer 9.
That is, in the pre-processing 23, a process for aligning the signal intensity order of the MRA image I MRA and the SAS image I SAS, and a square multiplication process for the MRA image I MRA are performed as necessary.
【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
I 1 と、ＭＲＡ画像ＩMRA に表れている血管像I 2 と、
ＳＡＳ画像ＩSAS 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Ｉ4 は、背景像I 1の
上に血管像I 2 が被さり、その上にＳＡＳ画像ＩSAS 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＞ＳＡＳ画像＞ＭＲＡ画像
の背景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。Here, the signal strength order means the MRA image I.
Background image based on signals from the scalp and brain that appear in MRA
I 1 and the blood vessel image I 2 appearing in the MRA image I MRA ,
The sequence between the SAS image I SAS and the SAS image I SAS is schematically shown in FIG.
As shown. That is, as shown in FIG. 3, the final image I 4 of the head PH of the subject P is the background image I 1 overlaid with the blood vessel image I 2 and overlaid with the SAS image I SAS. As a result, the one closer to the state in which the head is actually opened is presented. The superficial veins of the head flow to cover the surface of the brain. Further, since the superficial veins have a rough structure compared to the complexity of the brain surface structure, it can be said that the image is easy to see if the superficial veins appear above the brain surface. The stronger the signal intensity is, the more it is perceived as being closer to the image, so that the signal intensity should be in the order of blood vessel of MRA image> SAS image> background of MRA image as described above. Such image ordering can be achieved by comparing and classifying the signal intensities.
【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≦≧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。On the other hand, the square operation processing for the MRA image can be used in the following cases. That is, the contrast between the blood flow and the background portion may decrease in the MR angio image depending on the imaging conditions and the state of the subject. In such a case, the blood vessel of the MRA image, the SAS image, and the MR
When there is no signal difference from the background of the A image, that is, there is a relationship such as blood vessel of MRA image ≧ SAS image ≦ ≧ background of MRA image. Therefore, it is difficult to observe the composite image.
【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）、も
のもとの信号をＡ，Ｂとすると、Ａ2 −Ｂ2 ＞Ａ−Ｂで
ある。Therefore, the square calculation processing is performed on the MRA image.
Apply. That is, the signal of the blood flow part is A, and the signal of the background part is
When the number is set to B (A> B in the MR angio image),
Let A and B be the original signals of2 -B2 > A-B
is there.
【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。As in the above equation, the difference in signal intensity between the blood flow portion and the background portion becomes large, so that the contrast of the MR angio image becomes high. By performing this process, a good composite image I 4 can be obtained even from an MR angio image having a low contrast with the background portion.
【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。Incidentally, in FIG. 4, Tr = 2000 msec, Te
12 shows a multi-slice SAS method pulse sequence with = 250 msec. By executing this sequence, SA
An S image can be obtained.
【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。FIGS. 5 and 6 are views showing the time-of-flight effect, and the generation of the MR angio image by the time-of-flight effect will be described with reference to this figure. That is, FIG.
As shown in (4), since a fresh spin is constantly supplied to the blood flow portion, the signal from the blood flow does not decrease even when excited with a short pulse repetition time Tr. Therefore, the signal intensity of the blood flow portion is higher than that of the background portion, and an image in which the blood flow is emphasized can be obtained.
【００２５】上述したスライスを１枚づづ連続して撮影
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、頸部血管の撮
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、画像化でき、頸部静脈の画
像化に好適である。A method of continuously photographing the above-mentioned slices one by one is the 2D-TOF method for obtaining the MR angio image, which is shown in detail in FIG. As an example, the imaging situation of the cervical blood vessel is shown in FIG. In FIG. 6, by sequentially photographing one by one, three-dimensional data is obtained, and then the maximum intensity projection method is performed to obtain an MR angio image. Such 2D-TOF
The method is suitable for imaging jugular veins, as it is a slow vein-like flow that can be imaged as long as it flows across slices.
【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。FIG. 8 is a 3D image for obtaining an MR angio image.
FIG. 13 is a waveform diagram showing a PC method pulse sequence, which will be explained by disassembling it in FIGS. 9 to 12. In the first step shown in FIG. 9 and the second step shown in FIG. 10, the flow encode pulse magnetic field Gfe is applied in the read direction. The phase contrast method is characterized in that only the flow data in the read direction is obtained by subtracting the data obtained in the first step shown in FIG. 9 and the second step shown in FIG. That is, the background portion is not imaged at all, and an image of only the blood flow is obtained. Third shown in FIG.
In the process and the fourth process shown in FIG. 12, the flow encode pulse magnetic field Gfe is applied in the encode direction. By subtracting the data obtained in the third step shown in FIG. 11 and the fourth step shown in FIG. 12, only the flow data in the encoding direction can be obtained. The present invention is not limited to the above-mentioned embodiments, but various modifications can be made without departing from the scope of the present invention.
【００２７】[0027]
【発明の効果】 以上のように本発明は、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Ｓ
ＡＳ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を具備する磁気共鳴イ
メージング装置であるから、表示される合成画像は、脳
表構造が描出された画像と脳表在静脈を描出した画像に
基づくものであるため、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。As described above, according to the present invention, a SAS image acquisition unit for creating a brain surface structure depiction image, an MRA image acquisition unit for creating a brain superficial vein image, and the S
A synthesizing means for synthesizing the brain surface structure depiction image created by the AS image collecting means and the brain superficial vein image created by the MRA image collecting means; and a display means for displaying the image combined by this synthesizing means. Since it is a magnetic resonance imaging apparatus equipped with, since the displayed composite image is based on the image of the brain surface structure and the image of the brain superficial vein, Alternatively, the mutual positional relationship between a lesion such as an injury or a tumor existing in the brain, a superficial brain structure, and a superficial brain vein can be grasped with higher accuracy.
【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。Therefore, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of displaying an image capable of more accurately grasping the mutual positional relationship among the brain surface structure, the lesion, and the superficial veins of the brain. Is.
【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。FIG. 1 is a diagram showing the configuration of an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention.
【図２】本発明の一実施例の要部構成を示す図。FIG. 2 is a diagram showing a main configuration of an embodiment of the present invention.
【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。FIG. 3 is a schematic diagram showing a relationship between a subject and an image according to the present invention.
【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。FIG. 4 is a waveform diagram of a multi-slice SAS method pulse sequence used in the present invention.
【図５】タイムオブフライト効果の原理を示す模式図。FIG. 5 is a schematic diagram showing the principle of the time of flight effect.
【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。FIG. 6 is a schematic diagram showing generation of an angio image by a time-of-flight effect.
【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。FIG. 7 is a waveform diagram of a 2D-TOF method pulse sequence used in the present invention.
【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。FIG. 8 is a waveform diagram of a 3D-PC method pulse sequence used in the present invention.
【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。FIG. 9 is a waveform diagram of a first step of a 3D-PC method pulse sequence used in the present invention.
【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。FIG. 10 is a waveform diagram of a second step of the 3D-PC method pulse sequence used in the present invention.
【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。FIG. 11 is a waveform diagram of a third step of the 3D-PC method pulse sequence used in the present invention.
【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。FIG. 12 is a waveform diagram of a fourth step of the 3D-PC method pulse sequence used in the present invention.
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。1 ... Static magnetic field generator, 2 ... Gradient magnetic field coil, 3 ... RF coil, 4 ... Magnet assembly, 5 ... Transmitter, 6 ...
Receiver, 7 ... Gradient magnetic field power supply, 8 ... Sequencer, 9 ... Computer, 10 ... Monitor, 11 ... Console.
Claims (1)
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。1. A static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, and a transmission / reception coil that applies an RF pulse to a subject and collects signals from the subject, and obtains an image based on a magnetic resonance phenomenon of at least hydrogen nuclei. In a magnetic resonance imaging apparatus, a SAS image acquisition unit for creating a brain surface structure depiction image, an MRA image acquisition unit for creating a brain superficial vein image, and a brain surface structure created by the SAS image acquisition unit A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a synthesizing unit for synthesizing the drawn image and the brain superficial vein image created by the MRA image collecting unit; and a display unit for displaying the image synthesized by the synthesizing unit.
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-
1991
- 1991-09-25 JP JP03246260A patent/JP3137378B2/en not_active Expired - Fee Related
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