JPH06261887A - 磁気共鳴を用いた検査方法 - Google Patents
磁気共鳴を用いた検査方法Info
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- JPH06261887A JPH06261887A JP5050396A JP5039693A JPH06261887A JP H06261887 A JPH06261887 A JP H06261887A JP 5050396 A JP5050396 A JP 5050396A JP 5039693 A JP5039693 A JP 5039693A JP H06261887 A JPH06261887 A JP H06261887A
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- Japan
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Abstract
(57)【要約】
【目的】脳機能計測の結果を形態画像に重ね合わせ表示
する場合に、両者の位置関係を正確に保存したまま合成
する。 【構成】３次元超高速撮影を行い（ステップ２１）脳の
形態画像を取得し、次に活性化部位の計測を行う（ステ
ップ２２）。さらに、ステップ２２で得られた脳画像の
差分を計算し、刺激により脳が活性化した領域を示す差
分画像を得る（ステップ２３）。ステップ２１で得られ
た３次元画像から脳表面を抽出し（ステップ２４）、こ
の脳表面に、ステップ２３で求めた活性化部位画像を重
ね合わせる（ステップ２５）。活性化部位画像と形態画
像とを超高速撮影で撮影し、形態画像は３次元撮影す
る。
する場合に、両者の位置関係を正確に保存したまま合成
する。 【構成】３次元超高速撮影を行い（ステップ２１）脳の
形態画像を取得し、次に活性化部位の計測を行う（ステ
ップ２２）。さらに、ステップ２２で得られた脳画像の
差分を計算し、刺激により脳が活性化した領域を示す差
分画像を得る（ステップ２３）。ステップ２１で得られ
た３次元画像から脳表面を抽出し（ステップ２４）、こ
の脳表面に、ステップ２３で求めた活性化部位画像を重
ね合わせる（ステップ２５）。活性化部位画像と形態画
像とを超高速撮影で撮影し、形態画像は３次元撮影す
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴を利用した検査
方法（以下、ＭＲＩと略す）において、脳の活性化部位
を形態画像に重ね合わせて表示する方法に関する。
方法（以下、ＭＲＩと略す）において、脳の活性化部位
を形態画像に重ね合わせて表示する方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、人体の内部構造を非破壊的に検査
する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置が広く利用
されている。さらに近年、磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行うことにより、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置では
得られない情報を取得することが可能になって来てい
る。このような磁気共鳴を利用した検査装置では、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その方法は、例えば、検査物体に傾斜磁場
を印加することで、物体各部に印加された静磁場を互い
に異ならせ、これにより位置情報を得る方法が知られて
いる。この種の装置の基本原理については、例えば、
“ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス”
誌、第１８巻（１９７５年）、第６９頁(J. Magn. Reso
n., vol.18, 1975,pp.69）に記載されている。
する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置が広く利用
されている。さらに近年、磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行うことにより、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置では
得られない情報を取得することが可能になって来てい
る。このような磁気共鳴を利用した検査装置では、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その方法は、例えば、検査物体に傾斜磁場
を印加することで、物体各部に印加された静磁場を互い
に異ならせ、これにより位置情報を得る方法が知られて
いる。この種の装置の基本原理については、例えば、
“ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス”
誌、第１８巻（１９７５年）、第６９頁(J. Magn. Reso
n., vol.18, 1975,pp.69）に記載されている。
【０００３】最近、このような装置を用いて、脳の活性
化部位の描出が試みられている。その方法は、例えば、
光刺激を与えた場合と与えない場合に得られた脳画像の
差分を求める方法である。両画像の差は光刺激により生
じたものであるので、この差分画像が光刺激により脳が
活性化した領域を示すものである。この場合、脳の時間
的変化を追跡する必要があるため、超高速撮影法により
画像データの取得が行われる。超高速撮影法では強い傾
斜磁場を高速に切り替える必要があり、磁場発生効率の
高い小型の傾斜磁場コイルが用いられる。そのため、得
られる画像は傾斜磁場の非線形性による画像歪を受け
る。また、この他にも、静磁場の不均一の影響も受け易
いため、無視できない画像歪が生じる。
化部位の描出が試みられている。その方法は、例えば、
光刺激を与えた場合と与えない場合に得られた脳画像の
差分を求める方法である。両画像の差は光刺激により生
じたものであるので、この差分画像が光刺激により脳が
活性化した領域を示すものである。この場合、脳の時間
的変化を追跡する必要があるため、超高速撮影法により
画像データの取得が行われる。超高速撮影法では強い傾
斜磁場を高速に切り替える必要があり、磁場発生効率の
高い小型の傾斜磁場コイルが用いられる。そのため、得
られる画像は傾斜磁場の非線形性による画像歪を受け
る。また、この他にも、静磁場の不均一の影響も受け易
いため、無視できない画像歪が生じる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術では、超
高速撮影した活性化部位画像と従来法で撮影した形態画
像を重ねる場合、両者の撮影シーケンスが異なるため画
像歪の現れ方が異なり、活性化部位が正確に形態画像上
に表示できないという課題があった。さらに活性化部位
は半球状の脳表に存在するため、形態画像として活性化
部位全体を含む領域を撮影する必要があり、スライスを
厚くしなければならなかった。そのため通常の形態画像
に比べ、脳の構造が明確には表れてこないという課題が
あった。
高速撮影した活性化部位画像と従来法で撮影した形態画
像を重ねる場合、両者の撮影シーケンスが異なるため画
像歪の現れ方が異なり、活性化部位が正確に形態画像上
に表示できないという課題があった。さらに活性化部位
は半球状の脳表に存在するため、形態画像として活性化
部位全体を含む領域を撮影する必要があり、スライスを
厚くしなければならなかった。そのため通常の形態画像
に比べ、脳の構造が明確には表れてこないという課題が
あった。
【０００５】本発明の目的は、活性化画像と形態画像を
超高速撮影法により取得し、とくに脳機能計測の結果
を、形態画像に重ね合わせ表示する場合に、両者の位置
関係を正確に保存したまま合成することにある。
超高速撮影法により取得し、とくに脳機能計測の結果
を、形態画像に重ね合わせ表示する場合に、両者の位置
関係を正確に保存したまま合成することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】活性化画像と形態画像を
超高速撮影法により取得し、形態画像撮影には３次元撮
影法を用いる。即ち、本発明による磁気共鳴を用いた検
査方法は、検査対象の少なくとも一部を抽出するための
特定部位抽出撮影と、形態画像を得るための形態画像撮
影と、特定部位抽出撮影から得た特定部位画像を形態画
像とともに合成して表示する過程からなり、これら二つ
の撮影は、それぞれ次元が異なり、かつ、撮影に用いる
傾斜磁場の印加シーケンスが一部を除いて等しい超高速
撮影法であることに特徴がある。超高速撮影法はエコー
プラナ撮影法であることに特徴がある。特定部位抽出撮
影は２次元撮影であり、形態画像撮影は３次元撮影であ
り、特定部位抽出撮影と形態画像撮影とで用いるパルス
シーケンスは、スライス方向を除いてほぼ同じであるこ
とに特徴がある。
超高速撮影法により取得し、形態画像撮影には３次元撮
影法を用いる。即ち、本発明による磁気共鳴を用いた検
査方法は、検査対象の少なくとも一部を抽出するための
特定部位抽出撮影と、形態画像を得るための形態画像撮
影と、特定部位抽出撮影から得た特定部位画像を形態画
像とともに合成して表示する過程からなり、これら二つ
の撮影は、それぞれ次元が異なり、かつ、撮影に用いる
傾斜磁場の印加シーケンスが一部を除いて等しい超高速
撮影法であることに特徴がある。超高速撮影法はエコー
プラナ撮影法であることに特徴がある。特定部位抽出撮
影は２次元撮影であり、形態画像撮影は３次元撮影であ
り、特定部位抽出撮影と形態画像撮影とで用いるパルス
シーケンスは、スライス方向を除いてほぼ同じであるこ
とに特徴がある。
【０００７】
【作用】画像歪は傾斜磁場の非直線性と静磁場の不均一
性の影響を受け、その関係は次式で与えられる。ただ
し、撮影法はフーリエイメージング法を用いるものと
し、フェーズエンコード方向をｘ方向に、リードアウト
方向をｙ方向に選んでいる。
性の影響を受け、その関係は次式で与えられる。ただ
し、撮影法はフーリエイメージング法を用いるものと
し、フェーズエンコード方向をｘ方向に、リードアウト
方向をｙ方向に選んでいる。
【０００８】
【数１】 Δｘ＝ｘ＋ΔＧx Δｙ＝ｙ＋ΔＧy＋ΔＥ／Ｇy （数１） ここで、ΔＥは静磁場の不均一を表わし、また、ｘ，ｙ
方向の歪をそれぞれΔｘ，Δｙ、傾斜磁場の大きさをＧ
x，Ｇyとし、その非線形性をΔＧx，ΔＧyとする。ΔＧ
x、ΔＧyについては、更に、コイルの中心におけるｘ、
ｙ方向傾斜磁場の大きさをそれぞれＧx0，Ｇy0とする
と、次式が成立する。
方向の歪をそれぞれΔｘ，Δｙ、傾斜磁場の大きさをＧ
x，Ｇyとし、その非線形性をΔＧx，ΔＧyとする。ΔＧ
x、ΔＧyについては、更に、コイルの中心におけるｘ、
ｙ方向傾斜磁場の大きさをそれぞれＧx0，Ｇy0とする
と、次式が成立する。
【０００９】
【数２】 Ｇx＝Ｇx0（ｘ＋ΔＧx） Ｇy＝Ｇy0（ｙ＋ΔＧy） （数２） このように画像歪Δｘ、ΔｙはＧx，Ｇy，ΔＧx，Δ
Ｇy，ΔＥの影響を受けるため、撮影シーケンスにより
異なった値となる。
Ｇy，ΔＥの影響を受けるため、撮影シーケンスにより
異なった値となる。
【００１０】さて、２次元の超高速撮影法では、図２に
示すような高周波磁場(ＲＦ)、スライス選択傾斜磁場
(Ｇｓ)、フェーズエンコード傾斜磁場(Ｇｐ)、リードア
ウト傾斜磁場(Ｇｒ)が用いられる。ここに示す超高速撮
影法はエコープラナ法と呼ばれる方法であり、これから
述べるように、２次元及び３次元撮影において、画像歪
を共通にできる点で適している。
示すような高周波磁場(ＲＦ)、スライス選択傾斜磁場
(Ｇｓ)、フェーズエンコード傾斜磁場(Ｇｐ)、リードア
ウト傾斜磁場(Ｇｒ)が用いられる。ここに示す超高速撮
影法はエコープラナ法と呼ばれる方法であり、これから
述べるように、２次元及び３次元撮影において、画像歪
を共通にできる点で適している。
【００１１】エコープラナ法の詳細については、“ジャ
ーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス”誌、第２
９巻（１９７８年）、第３５５頁（J. Magn. Reson., v
ol.29, 1978, pp.355）に記載されているのでここでは
省略し、その概要についてだけ述べる。撮影はＲＦとＧ
ｓを同時に印加してスライスを選択した後、ＧｐとＧｒ
を交互に印加しながら信号を観測することで行われる。
信号はＧｒの反転ごとに発生し、各々が通常撮影の１回
の計測で得られる信号に対応する。
ーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス”誌、第２
９巻（１９７８年）、第３５５頁（J. Magn. Reson., v
ol.29, 1978, pp.355）に記載されているのでここでは
省略し、その概要についてだけ述べる。撮影はＲＦとＧ
ｓを同時に印加してスライスを選択した後、ＧｐとＧｒ
を交互に印加しながら信号を観測することで行われる。
信号はＧｒの反転ごとに発生し、各々が通常撮影の１回
の計測で得られる信号に対応する。
【００１２】これにより、通常の撮影法よりも高速に撮
影できる。例えば、反転の周期を２ｍｓとすると、信号
を６４個計測するのに要する時間は３２ｍｓに過ぎな
い。実際には、ＲＦの印加に要する時間も必要であるた
め、一般に１枚の画像を撮影するのに要する時間は数十
ｍｓ程度である。このように短い撮影時間であるため、
３次元撮影を行ったとしてもそれに要する時間は極めて
短い。
影できる。例えば、反転の周期を２ｍｓとすると、信号
を６４個計測するのに要する時間は３２ｍｓに過ぎな
い。実際には、ＲＦの印加に要する時間も必要であるた
め、一般に１枚の画像を撮影するのに要する時間は数十
ｍｓ程度である。このように短い撮影時間であるため、
３次元撮影を行ったとしてもそれに要する時間は極めて
短い。
【００１３】図３は３次元の超高速撮影で用いるパルス
シーケンスを示す。２次元との相違は、スライス方向に
も分解するためにＧｓの印加方法を変える点にある。図
３にはこの部分だけを表示している。すなわち、計測ご
とにＧｓの点線部１５を系統的に変化させる。これによ
り、スライス方向にエンコードされるので、画像再構成
によりこの方向に分解できることになる。ここで重要な
点は、３次元に拡張する場合、フェーズエンコード方向
とリードアウト方向を２次元の場合に揃えることであ
る。原理的には３次元撮影を行う場合、フェーズエンコ
ードやリードアウト方向は任意に選ぶことが可能であ
る。しかし、２次元の場合と同様に選ぶことで初めて、
形態画像と活性化部位画像とで画像歪を等しくでき、両
者の位置関係が保存される。
シーケンスを示す。２次元との相違は、スライス方向に
も分解するためにＧｓの印加方法を変える点にある。図
３にはこの部分だけを表示している。すなわち、計測ご
とにＧｓの点線部１５を系統的に変化させる。これによ
り、スライス方向にエンコードされるので、画像再構成
によりこの方向に分解できることになる。ここで重要な
点は、３次元に拡張する場合、フェーズエンコード方向
とリードアウト方向を２次元の場合に揃えることであ
る。原理的には３次元撮影を行う場合、フェーズエンコ
ードやリードアウト方向は任意に選ぶことが可能であ
る。しかし、２次元の場合と同様に選ぶことで初めて、
形態画像と活性化部位画像とで画像歪を等しくでき、両
者の位置関係が保存される。
【００１４】３次元撮影に必要な時間は、スライス方向
に６４の分解能を持たせたとし、計測の間隔(ＴＲ)を
０.１ｓとすると、全体でも６.４ｓに過ぎない。このよ
うに、活性化部位画像と形態画像とを同じ超高速撮影法
で取得するとともに、形態画像を３次元化することによ
り、画像歪を等しくでき、両者を重ね合わせたときに誤
差が生じない。また、形態画像を３次元撮影することに
より、スライス方向の分解能も向上するので、脳表の構
造を明確化でき、上記の課題を解決できる。
に６４の分解能を持たせたとし、計測の間隔(ＴＲ)を
０.１ｓとすると、全体でも６.４ｓに過ぎない。このよ
うに、活性化部位画像と形態画像とを同じ超高速撮影法
で取得するとともに、形態画像を３次元化することによ
り、画像歪を等しくでき、両者を重ね合わせたときに誤
差が生じない。また、形態画像を３次元撮影することに
より、スライス方向の分解能も向上するので、脳表の構
造を明確化でき、上記の課題を解決できる。
【００１５】
【実施例】図５に本発明が適用されるＭＲＩ装置のブロ
ック図を示す。図において、１は制御装置、２は高周波
パルス発生器、３は電力増幅器、４は検査物体１２から
生じる信号を検出すると共に、高周波磁場を発生するコ
イル、５は信号検出系、６はＡ／Ｄ変換器、７は信号処
理装置、８は表示装置を示している。また、９は直交す
る３方向の傾斜磁場を発生するコイル、１０はコイル９
を駆動する電源部を示している。これらのコイルにより
発生する傾斜磁場により、検査物体の置かれる空間の磁
場分布を、所望の傾斜を有する分布とするものである。
１１は検査物体１２に均一な静磁場を発生する磁石であ
る。
ック図を示す。図において、１は制御装置、２は高周波
パルス発生器、３は電力増幅器、４は検査物体１２から
生じる信号を検出すると共に、高周波磁場を発生するコ
イル、５は信号検出系、６はＡ／Ｄ変換器、７は信号処
理装置、８は表示装置を示している。また、９は直交す
る３方向の傾斜磁場を発生するコイル、１０はコイル９
を駆動する電源部を示している。これらのコイルにより
発生する傾斜磁場により、検査物体の置かれる空間の磁
場分布を、所望の傾斜を有する分布とするものである。
１１は検査物体１２に均一な静磁場を発生する磁石であ
る。
【００１６】制御装置１は各装置に種々の命令を一定の
タイミングで出力する機能を有するものである。高周波
パルス発生器２の出力は、電力増幅器３で増幅され、コ
イル４を励振する。コイル４で受信された信号は、信号
検出系５を通り、Ａ／Ｄ変換器６でＡ／Ｄ変換された
後、信号処理装置７で画像に変換され、表示装置８で表
示される。検査物体である人体１２は、ベッド１３上に
載置され、ベッド１３は支持台１４上を移動可能なよう
に構成されている。
タイミングで出力する機能を有するものである。高周波
パルス発生器２の出力は、電力増幅器３で増幅され、コ
イル４を励振する。コイル４で受信された信号は、信号
検出系５を通り、Ａ／Ｄ変換器６でＡ／Ｄ変換された
後、信号処理装置７で画像に変換され、表示装置８で表
示される。検査物体である人体１２は、ベッド１３上に
載置され、ベッド１３は支持台１４上を移動可能なよう
に構成されている。
【００１７】図１に本発明の実施例を撮影手順のフロー
として示す。まず、ステップ２１において３次元超高速
撮影を行い、脳の形態画像を取得する。これに要する時
間は先に述べたように６ｓ程度である。次に、ステップ
２２において活性化部位の計測を行う。例えば、光刺激
を与えた場合と与えない場合とで脳を撮影する。さらに
ステップ２３において、ステップ２２で得られた脳画像
の差分を計算する。この差分は光刺激により生じたもの
なので、この差分画像が光刺激により脳が活性化した領
域を示すことになる。
として示す。まず、ステップ２１において３次元超高速
撮影を行い、脳の形態画像を取得する。これに要する時
間は先に述べたように６ｓ程度である。次に、ステップ
２２において活性化部位の計測を行う。例えば、光刺激
を与えた場合と与えない場合とで脳を撮影する。さらに
ステップ２３において、ステップ２２で得られた脳画像
の差分を計算する。この差分は光刺激により生じたもの
なので、この差分画像が光刺激により脳が活性化した領
域を示すことになる。
【００１８】ステップ２４では、ステップ２１で得られ
た３次元画像から脳表面を抽出する。この抽出の具体的
な方法の一例を次に示す。まず、脳と周囲組織とで濃度
が異なることを利用し、両者を識別するのに適した閾値
を設定する。この閾値により、脳とそれ以外の組織を仕
分けし、それぞれに対応する画素に異なる数値を割り当
てる。次に、脳の外側から順にトレースし、この数値を
元に脳を表す部位にぶつかったことを感知した時点で、
そこを脳表面と定める。これをすべての走査線について
行えば、脳表面を抽出できる。このようにして求めた脳
表面画像では、実質的なスライスが薄くなるため、脳の
構造が明瞭になる。
た３次元画像から脳表面を抽出する。この抽出の具体的
な方法の一例を次に示す。まず、脳と周囲組織とで濃度
が異なることを利用し、両者を識別するのに適した閾値
を設定する。この閾値により、脳とそれ以外の組織を仕
分けし、それぞれに対応する画素に異なる数値を割り当
てる。次に、脳の外側から順にトレースし、この数値を
元に脳を表す部位にぶつかったことを感知した時点で、
そこを脳表面と定める。これをすべての走査線について
行えば、脳表面を抽出できる。このようにして求めた脳
表面画像では、実質的なスライスが薄くなるため、脳の
構造が明瞭になる。
【００１９】さらに、ステップ２５ではステップ２４で
求めた脳表面に、ステップ２３で求めた活性化部位画像
を重ね合わせる。その具体例を図４に示す。脳表面を二
次元面に投影した画像である画像３１の対応する画素
に、活性化部位画像３２を重ね合わせる。重ね合わせ方
は画像３２の表現方法に依存する。例えば、画像３２が
ある閾値以上の画素だけで表現されているならば、それ
に対応する画像３１の画素だけを、他の部位と識別し易
いように、別な濃度で置換する。また、画像３１がカラ
ーで表現されているならば、同じく対応する画素の色
を、画像３２の値に応じて変換するのも有効である。一
方、活性化部位画像が閾値処理されていない場合には、
この画像全体を形態画像に単純に重ね合わせる。すなわ
ち、形態画像の画素をＫ（Ｉ，Ｊ）、活性化部位画像の
画素をＥx（Ｉ，Ｊ）とした時、合成画像Ｇ（Ｉ，Ｊ）
を次式で与える。
求めた脳表面に、ステップ２３で求めた活性化部位画像
を重ね合わせる。その具体例を図４に示す。脳表面を二
次元面に投影した画像である画像３１の対応する画素
に、活性化部位画像３２を重ね合わせる。重ね合わせ方
は画像３２の表現方法に依存する。例えば、画像３２が
ある閾値以上の画素だけで表現されているならば、それ
に対応する画像３１の画素だけを、他の部位と識別し易
いように、別な濃度で置換する。また、画像３１がカラ
ーで表現されているならば、同じく対応する画素の色
を、画像３２の値に応じて変換するのも有効である。一
方、活性化部位画像が閾値処理されていない場合には、
この画像全体を形態画像に単純に重ね合わせる。すなわ
ち、形態画像の画素をＫ（Ｉ，Ｊ）、活性化部位画像の
画素をＥx（Ｉ，Ｊ）とした時、合成画像Ｇ（Ｉ，Ｊ）
を次式で与える。
【００２０】
【数３】 Ｇ（Ｉ，Ｊ）＝Ｋ（Ｉ，Ｊ）＋Ｑ・Ｅx（Ｉ，Ｊ） （数３） ここで、Ｑは活性化部位画像の強調の程度を変更するた
めに導入した係数である。Ｑ＞１であれば活性化部位は
強調され、Ｑ＜１であれば活性化部位は目立たなくな
る。なお、図１に示したフローにおいて、ステップ２１
はステップ２２の前に実行する必要はなく、ステップ２
２の後で実行してもよい。
めに導入した係数である。Ｑ＞１であれば活性化部位は
強調され、Ｑ＜１であれば活性化部位は目立たなくな
る。なお、図１に示したフローにおいて、ステップ２１
はステップ２２の前に実行する必要はなく、ステップ２
２の後で実行してもよい。
【００２１】さて、これまで形態画像として脳表を２次
元に投影した場合について述べたが、脳表の３次元画像
そのものに重ね合わせ方が良い場合もある。この場合で
も、合成の仕方は２次元の場合と全く同じ方法が適用で
きる。
元に投影した場合について述べたが、脳表の３次元画像
そのものに重ね合わせ方が良い場合もある。この場合で
も、合成の仕方は２次元の場合と全く同じ方法が適用で
きる。
【００２２】
【発明の効果】本発明によれば、超高速撮影を用いた脳
機能計測において、活性化部位画像と形態画像をそれぞ
れ２次元と３次元の超高速パルスシーケンスで取得する
ので、両者の正確な位置関係を保存したまま合成表示で
きる。
機能計測において、活性化部位画像と形態画像をそれぞ
れ２次元と３次元の超高速パルスシーケンスで取得する
ので、両者の正確な位置関係を保存したまま合成表示で
きる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例における撮影手順のフローチャ
ート。
ート。
【図２】本発明で用いるパルスシーケンス図。
【図３】本発明で用いるパルスシーケンス図。
【図４】本発明による、脳表面を二次元面に投影した画
像に活性化部位画像を重ね合わせる実施例を示す説明
図。
像に活性化部位画像を重ね合わせる実施例を示す説明
図。
【図５】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を示すブ
ロック図。
ロック図。
１…制御装置、２…高周波パルス発生器、３…電力増幅
器、４…コイル、５…信号検出系、６…Ａ／Ｄ変換器、
７…信号処理装置、８…表示装置、９…３方向の傾斜磁
場発生コイル、１０…コイル駆動電源部、１１…均一静
磁場発生磁石、１２…検査物体、１３…ベッド、１４…
支持台１４、３１…脳表面を二次元面に投影した画像、
３２…活性化部位画像。
器、４…コイル、５…信号検出系、６…Ａ／Ｄ変換器、
７…信号処理装置、８…表示装置、９…３方向の傾斜磁
場発生コイル、１０…コイル駆動電源部、１１…均一静
磁場発生磁石、１２…検査物体、１３…ベッド、１４…
支持台１４、３１…脳表面を二次元面に投影した画像、
３２…活性化部位画像。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小野寺 由香里 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 滝口 賢治 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 板垣 博幸 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内
Claims (4)
- 【請求項１】検査対象の少なくとも一部を抽出するため
の特定部位抽出撮影と、形態画像を得るための形態画像
撮影と、前記特定部位抽出撮影から得た特定部位画像を
前記形態画像とともに合成して表示する過程からなり、
これら二つの撮影は、それぞれ次元が異なり、かつ撮影
に用いる傾斜磁場の印加シーケンスが一部を除いて等し
い超高速撮影法であることを特徴とする磁気共鳴を用い
た検査方法。 - 【請求項２】請求項１において前記超高速撮影法がエコ
ープラナ撮影法である磁気共鳴を用いた検査方法。 - 【請求項３】請求項１において、前記特定部位抽出撮影
が２次元撮影であり、前記形態画像撮影が３次元撮影で
ある磁気共鳴を用いた検査方法。 - 【請求項４】請求項３において、前記特定部位抽出撮影
と前記形態画像撮影とで用いるパルスシーケンスが、ス
ライス方向を除いてほぼ同じである磁気共鳴を用いた検
査方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05039693A JP3222248B2 (ja) | 1993-03-11 | 1993-03-11 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05039693A JP3222248B2 (ja) | 1993-03-11 | 1993-03-11 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06261887A true JPH06261887A (ja) | 1994-09-20 |
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| JP2001145609A (ja) * | 1999-09-09 | 2001-05-29 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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