JPH07184872A - System for inspection using nuclear magnetic resonance and inspection method therefor - Google Patents
System for inspection using nuclear magnetic resonance and inspection method thereforInfo
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- JPH07184872A JPH07184872A JP5332767A JP33276793A JPH07184872A JP H07184872 A JPH07184872 A JP H07184872A JP 5332767 A JP5332767 A JP 5332767A JP 33276793 A JP33276793 A JP 33276793A JP H07184872 A JPH07184872 A JP H07184872A
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、生体中の水素や燐等か
らの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する、NM
R現象を用いた検査装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as "NMR") signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a living body and visualizes nuclear density distribution and relaxation time distribution. NM
The present invention relates to an inspection device using the R phenomenon.
【0002】[0002]
【従来の技術】従来、人体の頭部,腹部などの内部構造
を、非破壊的に検査する装置として、X線CTや超音波
撮像装置が広く利用されてきている。近年、NMR現象
を用いて同様の検査を行う試みが成功し、X線CTや超
音波撮像装置では得られなかった多種類の情報を取得で
きるようになってきた。2. Description of the Related Art Conventionally, X-ray CT and ultrasonic imaging devices have been widely used as devices for nondestructively inspecting internal structures such as the head and abdomen of a human body. In recent years, an attempt to perform the same examination using the NMR phenomenon has succeeded, and it has become possible to acquire various kinds of information that could not be obtained by the X-ray CT or the ultrasonic imaging apparatus.
【0003】まず、NMR現象の基本原理について以下
に簡単に説明する。原子核は陽子と中性子から構成さ
れ、全体で角運動量Iで回転する核スピンとみなされ
る。今、水素の原子核を取り上げて考えることにする。
水素原子核は1個の陽子からなりスピン量子数1/2で
表される回転をしている。陽子は正の電荷があるため原
子核が回転するにともなって磁気モーメントμが生じ、
原子核一つ一つを非常に小さな磁石と考えることができ
る。(例えば鉄のような強磁性体では上述した磁石の方
向が揃っているために全体として磁化が生じる。一方、
水素などでは上述した磁石の方向がバラバラで全体とし
ては磁化は生じない。しかし、この場合でも静磁場Hを
印可するとそれぞれの原子核は静磁場の方向に揃うよう
になる。)水素原子核の場合にはスピン量子数は1/2
であるので−1/2と+1/2の二つのエネルギー準位
に分かれる。このエネルギー準位間の差ΔEは一般的に
次式で示される。First, the basic principle of the NMR phenomenon will be briefly described below. An atomic nucleus is composed of protons and neutrons, and is regarded as a nuclear spin that rotates with angular momentum I as a whole. Now, let's take a look at the atomic nucleus of hydrogen.
The hydrogen nucleus consists of one proton and rotates in the spin quantum number 1/2. Since the proton has a positive charge, a magnetic moment μ is generated as the nucleus rotates,
Each nucleus can be thought of as a very small magnet. (For example, in a ferromagnetic material such as iron, magnetization occurs as a whole because the directions of the magnets described above are aligned.
With hydrogen or the like, the directions of the magnets described above are different, and magnetization does not occur as a whole. However, even in this case, when the static magnetic field H is applied, the respective atomic nuclei are aligned in the direction of the static magnetic field. ) In the case of hydrogen nucleus, the spin quantum number is 1/2
Therefore, it is divided into two energy levels of -1/2 and +1/2. The difference ΔE between the energy levels is generally expressed by the following equation.
【0004】[0004]
【数1】 ΔE=γhH/2π ここで、γ:磁気回転比、h:プランク定数、H:静磁
場強度である。## EQU1 ## ΔE = γhH / 2π where γ: gyromagnetic ratio, h: Planck's constant, and H: static magnetic field strength.
【0005】ところで、一般に原子核には静磁場Hによ
って μ×H の力が加わるために原子核は静磁場の軸
の回りを次式で示す角速度ω(ラーモア角速度)で歳差
運動する。In general, since a static magnetic field H exerts a force of μ × H on an atomic nucleus, the atomic nucleus precesses around the axis of the static magnetic field at an angular velocity ω (Larmor angular velocity) shown by the following equation.
【0006】[0006]
【数2】 ω=γH このような状態の系に周波数ωの電磁波(ラジオ波)を
印可すると核磁気共鳴現象が起こり、一般に原子核は数
1で表されるエネルギー差ΔEに相当するエネルギーを
吸収し、エネルギー準位が高い方に遷位する。この時種
々の原子核が多数存在していてもすべての原子核が核磁
気共鳴現象を起こすわけではない。これは原子核毎に磁
気回転比γが異なるために、数2で示される共鳴周波数
が原子核毎に異なり印加された周波数に対応するある特
定の原子核だけが共鳴するためである。[Equation 2] ω = γH When an electromagnetic wave (radio wave) of frequency ω is applied to a system in such a state, a nuclear magnetic resonance phenomenon occurs, and in general, the nucleus absorbs the energy corresponding to the energy difference ΔE represented by Equation 1. However, it shifts to a higher energy level. At this time, even if many various nuclei exist, not all the nuclei cause the nuclear magnetic resonance phenomenon. This is because the gyromagnetic ratio γ is different for each atomic nucleus, so that the resonance frequency expressed by the equation 2 is different for each atomic nucleus and only a specific atomic nucleus corresponding to the applied frequency resonates.
【0007】次に、ラジオ波によって高い準位に遷位さ
せられた原子核はある時定数(緩和時間と呼ばれる)で
決まる時間の後に元の準位に戻る。この時にラジオ波に
よって高い準位に遷位させられた原子核から角周波数ω
の核磁気共鳴信号が放出される。Next, the nucleus that has been transferred to a higher level by radio waves returns to the original level after a time determined by a certain time constant (called relaxation time). At this time, the angular frequency ω is changed from the nuclei transferred to the high level by radio waves.
The nuclear magnetic resonance signal of is emitted.
【0008】ここで、上述した緩和時間は更にスピン−
格子緩和時間(縦緩和時間)T1とスピン−スピン緩和
時間(横緩和時間)T2に分けられる。一般に、固体の
場合にはスピン同士の相互作用が生じ易いためにスピン
−スピン緩和時間T2は短くなる。また、吸収したエネ
ルギーはまずスピン系に、次に格子系に移っていくため
スピン−格子緩和時間T1はスピン−スピン緩和時間T2
に比べて非常に大きい値となる。ところが、液体の場合
には分子が自由に運動しているためスピン−スピンとス
ピン−格子のエネルギー交換の生じ易さは同程度であ
る。上述した現象は水素原子核以外にもリン原子核、炭
素原子核、ナトリウム原子核、フッ素原子核や酸素原子
核などについても同様である。[0008] Here, the relaxation time mentioned above is
It is divided into a lattice relaxation time (longitudinal relaxation time) T1 and a spin-spin relaxation time (transverse relaxation time) T2. Generally, in the case of a solid, the spin-spin relaxation time T2 becomes short because the interaction between spins is likely to occur. Further, the absorbed energy first transfers to the spin system and then to the lattice system, so that the spin-lattice relaxation time T1 is the spin-spin relaxation time T2.
It is a very large value compared to. However, in the case of a liquid, since the molecules are freely moving, the spin-spin and spin-lattice energy exchanges are about the same in ease. The phenomenon described above is the same for phosphorus nuclei, carbon nuclei, sodium nuclei, fluorine nuclei, oxygen nuclei, and the like other than hydrogen nuclei.
【0009】上述した基本原理に基づくNMR現象を用
いた検査装置においては、検査物体からの信号を分離・
識別する必要があるが、その一つに、検査物体に傾斜磁
場を印加し、物体各部の置かれた磁場を異ならせ、次に
各部の共鳴周波数あるいはフェーズエンコード量を異な
らせることで位置の情報を得る方法がある。この方法の
基本原理については、特開昭55−20495号および
ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス誌
(J.Magn.Reson.)第18巻,第69〜83頁
(1975年)、フィジックス・オブ・メディスン・ア
ンド・バイオロジー誌(Phys.Med.&Biol.)第2
5巻,第751〜756頁(1980年)等に報告され
ているので詳細な説明は省略する。In the inspection apparatus using the NMR phenomenon based on the above-mentioned basic principle, the signal from the inspection object is separated and separated.
It is necessary to identify, but one of them is to apply a gradient magnetic field to the inspection object, make the magnetic field placed on each part of the object different, and then make the resonance frequency or phase encode amount of each part different There is a way to get. The basic principle of this method is described in JP-A-55-20495 and Journal of Magnetic Resonance (J. Magn. Reson.) Vol. 18, pp. 69-83 (1975), Physics of. Second edition of Medicine and Biology (Phys. Med. & Biol.)
Volume 5, pages 751 to 756 (1980), etc., and detailed description thereof is omitted.
【0010】また、このようにして得られたMRI画像
を表示する方法としては、例えば、米国特許第5,03
8,786号に開示されたような方法がある。この方法
はスペクトロスコピックイメージングにおいてスペクト
ルと一緒にP1、H、P4の画像を1つの画面上に同時に
表示させるものである。Further, as a method of displaying the MRI image thus obtained, for example, US Pat.
There is a method as disclosed in 8,786. In this method, in spectroscopic imaging, images of P1, H, and P4 are simultaneously displayed on one screen together with spectra.
【0011】[0011]
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術はスペク
トロスコピックイメージングでそれぞれの画像情報を同
時に見比べることができ、各原子核の分布を見比べるこ
とができるので活動部位を判断する時に非常に有用な方
法である。しかし、前記従来技術はスペクトロスコピッ
クイメージングに限定されたもので一般のMRI画像表
示及び画像処理におけるマン・マシンインタフェース更
にMRA(Magnetic Resonance Angiography)撮像
時の画像表示については考慮されていない。また、前記
従来技術には記載されていないが、従来のMRI装置で
はMRA撮像の場合には一般MRI撮影の場合と同様に
撮像後画像再生処理を行い断面画像を表示していた。し
かし、MRAの場合には一枚一枚の断面画像はあまり必
要ではなく、最終的な血管像を得ることが目的である。The above-mentioned prior art is a very useful method for determining the active site because it is possible to simultaneously compare the respective image information by spectroscopic imaging and the distribution of each nucleus. Is. However, the above-mentioned prior art is limited to spectroscopic imaging, and does not take into consideration general MRI image display and man-machine interface in image processing, and image display during MRA (Magnetic Resonance Angiography) imaging. Although not described in the above-mentioned related art, in the case of MRA imaging, the conventional MRI apparatus displays the cross-sectional image by performing the image reproduction processing after imaging similarly to the case of general MRI imaging. However, in the case of MRA, each cross-sectional image is not very necessary, and the purpose is to obtain a final blood vessel image.
【0012】本発明の目的は、MRAにおける検査の進
行状況に応じて最終結果であるアンギオ像を逐次表示・
モニタできるMRI装置およびその検査方法を提供する
ことにある。An object of the present invention is to sequentially display an angio image as a final result according to the progress of examination in MRA.
An object is to provide an MRI apparatus that can be monitored and an inspection method thereof.
【0013】[0013]
【課題を解決するための手段】基本的には、本発明に係
る核磁気共鳴を用いた検査装置は、静磁場,傾斜磁場及
び高周波磁場のそれぞれの磁場を発生させる磁場発生手
段、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する信号検出
手段、該信号検出手段からの検出信号に所定の演算を施
し、その結果を出力する電子計算機、および該電子計算
機内の記憶装置に予め記憶されている所定の手順にした
がって上記各手段の動作タイミングを制御する制御装置
を備えている。その記憶装置には、処理手順として、検
査対象の静止部像を除去し、最大強度投影処理を行な
い、得られたアンギオ像を表示する処理の手順が記憶さ
れている。Basically, an inspection apparatus using nuclear magnetic resonance according to the present invention comprises a magnetic field generating means for generating a magnetic field of a static magnetic field, a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field, and an inspection target. Signal detecting means for detecting the nuclear magnetic resonance signal of the computer, an electronic computer for performing a predetermined operation on the detection signal from the signal detecting means, and outputting the result, and a predetermined memory previously stored in a storage device in the electronic computer. A control device for controlling the operation timing of each of the above means is provided in accordance with the procedure. The storage device stores, as a processing procedure, a processing procedure of removing a still portion image of an inspection target, performing maximum intensity projection processing, and displaying the obtained angio image.
【0014】[0014]
【作用】上記の手順から明らかなように、本発明では、
所定の領域のすべてについてのアンギオ像を得る前、す
なわち、静止部像を除去する処理を行った直後に常に最
大強度投影処理を行ない、得られたアンギオ像を表示す
るようにしている。As apparent from the above procedure, in the present invention,
The maximum intensity projection process is always performed before the angio image for all of the predetermined regions is obtained, that is, immediately after the process of removing the static image is performed, and the obtained angio image is displayed.
【0015】したがって、撮影途中で時々刻々の画像を
見ることができ、その良否判断が行えるようになってい
る。Therefore, the image can be seen every moment during the shooting, and the quality of the image can be judged.
【0016】[0016]
【実施例】本発明の理解を助けるため、実施例の説明を
行う前に従来のスピンエコーの手法の原理について簡単
に説明する。EXAMPLES In order to facilitate understanding of the present invention, the principle of the conventional spin echo technique will be briefly described before the description of the examples.
【0017】図2は、本発明の一実施例であるNMRを
用いた検査装置の概略構成図であるが、図に表れる外観
上の構成は従来の装置と類似しているので、この図を用
いて従来のスピンエコーの手法の原理について簡単に説
明する。FIG. 2 is a schematic block diagram of an inspection apparatus using NMR which is an embodiment of the present invention. Since the external configuration shown in the figure is similar to that of a conventional apparatus, this figure is used. The principle of the conventional spin echo method will be briefly described with reference to FIG.
【0018】図2の全体構成図に示されるように、被検
者20は静磁場Hを発生するコイル18と互いに直交す
る3方向の傾斜磁場を発生するX,Y,Zの傾斜磁場コ
イル16,17,15(図4参照)と高周波磁場を発生
する高周波磁場コイル8の中に設置されている。ここ
で、静磁場の方向をZ軸とすることが一般的であるか
ら、XとY軸は図2及び図4に示すようになる。ここ
で、被検者20の横断面(X−Y面)を撮像するには図
3に示すスピンエコーシーケンスに従って傾斜磁場と高
周波磁場を駆動する。以下図3を用いて説明すると、期
間Aでは被検者20に傾斜磁場Gzを印加した状態で振
幅変調された高周波電力を高周波コイル8に印加する。
横断面の磁場強度は静磁場Hと位置zの傾斜磁場強度z
Gzの和H+zGzで示される。一方、振幅変調された周
波数ωの高周波電力は特定の周波数帯域ω±Δωを有し
ているのでAs shown in the overall configuration diagram of FIG. 2, the subject 20 has X, Y and Z gradient magnetic field coils 16 for generating gradient magnetic fields in three directions orthogonal to the coil 18 for generating a static magnetic field H. , 17, 15 (see FIG. 4) are installed in a high frequency magnetic field coil 8 for generating a high frequency magnetic field. Here, since the direction of the static magnetic field is generally the Z axis, the X and Y axes are as shown in FIGS. 2 and 4. Here, in order to image the transverse cross section (XY plane) of the subject 20, the gradient magnetic field and the high frequency magnetic field are driven according to the spin echo sequence shown in FIG. This will be described below with reference to FIG. 3. In period A, the high frequency power amplitude-modulated in the state in which the gradient magnetic field Gz is applied to the subject 20 is applied to the high frequency coil 8.
The magnetic field strength of the cross section is the static magnetic field H and the gradient magnetic field strength z at the position z.
It is represented by the sum of Gz, H + zGz. On the other hand, since the amplitude-modulated high frequency power of the frequency ω has a specific frequency band ω ± Δω,
【0019】[0019]
【数3】 ω±Δω=γ(H+zG
z) を満足するように周波数ωあるいは傾斜磁場強度Gzを
選ぶことで横断面の部分の水素原子核スピンを励起する
ことになる。ここで、γは水素原子核の磁気回転比を示
す。期間Bでは傾斜磁場GyをΔtの間印加することで
先に励起された核スピンはyの位置によりΩ ± Δω = γ (H + zG
By selecting the frequency ω or the gradient magnetic field strength Gz so as to satisfy z), the hydrogen nuclear spins in the cross section will be excited. Here, γ represents the gyromagnetic ratio of hydrogen nuclei. In the period B, the nuclear spin previously excited by applying the gradient magnetic field Gy for Δt changes depending on the position of y.
【0020】[0020]
【数4】 Δω’=γyGyΔt で示される周波数変移をその共鳴信号に起こす。期間D
で傾斜磁場Gxを印加した状態で共鳴信号を収集する。
このとき、期間Aで励起された核スピンは位置xによっ
て## EQU00004 ## A frequency shift represented by Δω '= γyGyΔt is caused in the resonance signal. Period D
At, the resonance signal is collected while the gradient magnetic field Gx is applied.
At this time, the nuclear spin excited in the period A is changed by the position x.
【0021】[0021]
【数5】 Δω''=γxGx で示される周波数差を有することになる。期間Cは励起
された核スピンのスピンエコーを得るために180度の
高周波磁界と傾斜磁場Gzが印加されている。期間Eは
核スピンが平衡に戻るまでの待ち時間である。期間Bの
傾斜磁場Gyの振幅値を256ステップ変化させて繰り
返し共鳴信号を収集すれば256×256のデータが得
られる。これらのデータを2次元フーリエ変換すること
で画像が得られる。[Mathematical formula-see original document] A frequency difference represented by Δω ″ = γxGx is obtained. In the period C, a high-frequency magnetic field of 180 degrees and a gradient magnetic field Gz are applied to obtain spin echoes of excited nuclear spins. The period E is the waiting time until the nuclear spin returns to equilibrium. If the amplitude value of the gradient magnetic field Gy in the period B is changed by 256 steps and the resonance signals are repeatedly collected, data of 256 × 256 can be obtained. An image is obtained by subjecting these data to two-dimensional Fourier transform.
【0022】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳
細に説明する。図2において、参照番号5は制御装置、
6は高周波パルス発生器、7は電力増幅器、8は高周波
磁場を発生すると共に対象物体20から生ずる信号を検
出するための送受信兼用コイル、9は増幅器、10は検
波器、11は信号処理装置を示している。本実施例では
コイル8を送受信兼用コイルとしているが、送信及び受
信を別々のコイルで行っても良い。また、12,13,
14,は、それぞれ、z方向及びこれに直角の方向(x
方向及びy方向)の傾斜磁場を発生させるコイル、1
5,16,17はそれぞれ、上記コイル12,13,1
4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対象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。図
4ではコイル13,14,8の順に大きさが小さくなっ
ているように描いてあるが全体構成を示すための便宜的
なものでありこの大きさ、順番にこだわる必要はない。
制御装置5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6の出力は、電力増幅器7で増幅され、上記コイル8
を励振する。コイル8で受信された信号成分は、増幅器
9を通り、検波器10で検波後、信号処理装置11で画
像に変換される。なお、静磁場の発生は、電源19によ
り駆動されるコイル18による。本実施例では静磁場の
発生はコイル18による常電導方式としたが、励磁時以
外は電源19が不要な超電導方式でも良い。検査対象で
ある被検者20はベッド21上に載置され、上記ベッド
21は支持台22上を移動可能に構成されている。図4
は図2に置ける傾斜磁場コイルの構成及び流す電流の方
向を示した一例である。コイル12でz方向傾斜磁場
を、コイル13でx方向傾斜磁場を、コイル14でy方
向傾斜磁場を発生する例を示している。コイル13とコ
イル14は同じ形のコイルであってz軸回りに90度回
転した構成をしている。実際にはコイル12,13,1
4を一つの円筒形ボビンに巻いて用いられる。これらの
傾斜磁場コイルは静磁場と同一方向(z軸方向)磁場を
発生し、それぞれz,x,y軸に沿って直線勾配(傾
斜)を持つ磁場を発生するものである。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. In FIG. 2, reference numeral 5 is a control device,
6 is a high frequency pulse generator, 7 is a power amplifier, 8 is a coil for both transmission and reception for generating a high frequency magnetic field and detecting a signal generated from the target object 20, 9 is an amplifier, 10 is a detector, and 11 is a signal processing device. Shows. In this embodiment, the coil 8 is used as a transmission / reception coil, but transmission and reception may be performed by separate coils. Also, 12, 13,
14, respectively, in the z direction and the direction (x
Coil for generating a gradient magnetic field in the y-direction)
5, 16 and 17 are the coils 12, 13, 1 respectively
4 shows a power supply unit for driving the drive unit 4. The gradient magnetic field generated by these coils causes the magnetic field distribution in the space in which the inspection object is placed to have a desired gradient. In FIG. 4, the coils 13, 14, and 8 are drawn in order of decreasing size, but this is for convenience of showing the overall configuration, and it is not necessary to stick to this size and order.
The control device 5 has a function of outputting various commands to each device at a constant timing. The output of the high frequency pulse generator 6 is amplified by the power amplifier 7,
Excite. The signal component received by the coil 8 passes through the amplifier 9, is detected by the wave detector 10, and is then converted into an image by the signal processing device 11. The static magnetic field is generated by the coil 18 driven by the power supply 19. In this embodiment, the static magnetic field is generated by the normal conducting method using the coil 18, but it may be a superconducting method that does not require the power source 19 except during excitation. A subject 20 to be inspected is placed on a bed 21, and the bed 21 is configured to be movable on a support 22. Figure 4
2 is an example showing the configuration of the gradient magnetic field coil that can be placed in FIG. An example is shown in which the coil 12 generates a z-direction gradient magnetic field, the coil 13 generates an x-direction gradient magnetic field, and the coil 14 generates a y-direction gradient magnetic field. The coil 13 and the coil 14 have the same shape and are rotated by 90 degrees around the z axis. Actually the coils 12, 13, 1
4 is wound around one cylindrical bobbin and used. These gradient magnetic field coils generate a magnetic field in the same direction as the static magnetic field (z-axis direction), and generate magnetic fields having linear gradients (gradients) along the z, x, and y axes, respectively.
【0023】本発明は上記信号処理装置11で行われる
信号処理の内容及び手順の改良に関するものである。図
1は本発明のアンギオ像の計算・表示手順をサブトラク
ション法を例にとり簡略化して示したものである。図5
は図1に対応する従来図である。図1に示されたリフェ
ーズ像とディフェーズ像のサブトラクションを取り、M
IP(Maximum Intensity Projection)処理で投影
処理を行うことでアンギオ像を計算し表示する場合につ
いて、従来図である図5の処理と対比しながら説明す
る。まず、図5に示す従来のアンギオ像の計算・表示手
順の一例について説明する。撮像が開始される(ステッ
プ100)とまず血流情報が反映されているリフェーズ
像を撮像し、像再構成を行う(ステップ101)。次に
血流情報が反映されていないされていないディフェーズ
像を撮像し、像再構成を行う(ステップ102)。本従
来例ではリフェーズ像の撮像(ステップ101)、ディ
フェーズ像の撮像(ステップ102)という順番で画像
を収集したが、この撮像順序については特にこの順番に
こだわる必要はない。2枚の画像が得られた後静止部か
らの信号を除去するために2枚の画像のサブトラクショ
ン処理を行う(ステップ103)ことによって血流部が
描出された画像を得ることができ表示することができる
(ステップ104)。従来の処理では、予め設定された
領域についての撮像がすべて終了するまで、上述の処理
繰り返す。最後にMIP処理を行い血管像の投影処理を
行ない(ステップ106)、得られたアンギオ像を表示
する(ステップ107)という手順で行い、アンギオ撮
像を終了する(ステップ108)。The present invention relates to improvement of the content and procedure of signal processing performed by the signal processing device 11. FIG. 1 shows a simplified procedure of calculating and displaying angio images according to the present invention by taking a subtraction method as an example. Figure 5
Is a conventional diagram corresponding to FIG. 1. Subtract the rephased image and the dephased image shown in FIG.
A case where an angio image is calculated and displayed by performing projection processing by IP (Maximum Intensity Projection) processing will be described in comparison with the processing shown in FIG. First, an example of the conventional calculation / display procedure of the angio image shown in FIG. 5 will be described. When imaging is started (step 100), first, a rephase image in which blood flow information is reflected is taken and image reconstruction is performed (step 101). Next, a dephase image which is not reflected with blood flow information is picked up and image reconstruction is performed (step 102). In this conventional example, the images were collected in the order of imaging the rephase image (step 101) and imaging the dephase image (step 102), but the order of this imaging need not be particular. After the two images are obtained, subtraction processing of the two images is performed in order to remove the signal from the stationary portion (step 103), and an image in which the blood flow portion is depicted can be obtained and displayed. (Step 104). In the conventional processing, the above processing is repeated until the imaging of all the preset areas is completed. Finally, MIP processing is performed to project a blood vessel image (step 106), and the obtained angio image is displayed (step 107). Then, angio imaging is completed (step 108).
【0024】次に、図1に示された本発明の一実施例で
は、撮像が開始される(ステップ100)と図5に示す
従来法と同様にまず血流情報が反映されているリフェー
ズ像を撮像し、像再構成を行う(ステップ101)。次
も図5に示す従来法と同様に血流情報が反映されていな
いされていないディフェーズ像を撮像し、像再構成を行
う(ステップ102)。本実施例ではリフェーズ像の撮
像(ステップ101)、ディフェーズ像の撮像(ステッ
プ102)という順番で画像を収集したが、この撮像順
序については特にこの順番にこだわる必要はない。2枚
の画像が得られた後静止部からの信号を除去するために
2枚の画像のサブトラクション処理を行う(ステップ1
03)ことによって血流部が描出された画像を得ること
ができる。本発明の一実施例ではこの次にMIP処理を
行い、血管像の投影処理を行った(ステップ106)後
得られたアンギオ像を表示する(ステップ107)。以
上の処理を予め決められた領域について継続するかの判
定を行い(ステップ105)ながらその処理を繰り返し
た後にアンギオ撮像を終了する(ステップ108)。予
め決められた領域についての最終的なアンギオ像が得ら
れる前に終了を選択する(ステップ105)ことで途中
結果で終了する(ステップ108)こともできる。以上
の実施例で説明したようにMRAにおいて撮像済みの画
像の再生を行い表示するのではなく各画像が得られるた
びにMIP処理後の画像を表示するようにする。このよ
うにすることで途中で良否の判断が行えるようになるた
め不良の場合に最後まで撮像せずに中断できる。また、
時々刻々最終画像が表示されるので検査の進行状況を容
易に把握できる。更に、希望する部分が表示された段階
で撮像を中止することができるため効率の良い検査を行
うことができる。以上の説明ではリフェーズ像とディフ
ェーズ像のサブトラクションを取り、MIP(Maximum
Intensity Projection)処理でアンギオ像を計算・
表示する場合について説明したが、本実施例で説明した
方法以外にもTOF(Time OfFlight)法による撮像
やMIP(Minimum Intensity Projection)法など
他の種々の方法でアンギオ像を計算・表示する場合にも
適用できることは言うまでもないことである。Next, in the embodiment of the present invention shown in FIG. 1, when the imaging is started (step 100), the rephase image in which the blood flow information is first reflected as in the conventional method shown in FIG. Is imaged and image reconstruction is performed (step 101). Next, similarly to the conventional method shown in FIG. 5, a dephase image in which blood flow information is not reflected is captured and image reconstruction is performed (step 102). In the present embodiment, the images are collected in the order of the imaging of the rephase image (step 101) and the imaging of the dephase image (step 102), but the order of this imaging need not be particular. After the two images are obtained, subtraction processing of the two images is performed in order to remove the signal from the stationary portion (step 1
By 03), an image in which the blood flow part is depicted can be obtained. In one embodiment of the present invention, MIP processing is performed next, and blood vessel image projection processing is performed (step 106), and then the obtained angio image is displayed (step 107). While determining whether or not to continue the above processing for a predetermined area (step 105), the processing is repeated and then the angio imaging is ended (step 108). It is also possible to end with an intermediate result (step 108) by selecting the end before the final angio image is obtained for the predetermined area (step 105). As described in the above embodiment, the image captured by the MRA is not reproduced and displayed, but the image after MIP processing is displayed each time each image is obtained. By doing so, it becomes possible to judge pass / fail in the middle of the process, so that in the case of a defect, it is possible to interrupt without capturing the image to the end. Also,
Since the final image is displayed moment by moment, the progress of the inspection can be easily grasped. Furthermore, since the imaging can be stopped when the desired portion is displayed, an efficient examination can be performed. In the above description, the subtraction of the rephase image and the dephase image is taken, and MIP (Maximum
Intensity projection processing calculates angio images
Although the case of displaying is described, in addition to the method described in the present embodiment, when the angio image is calculated and displayed by various other methods such as imaging by the TOF (Time Of Flight) method and MIP (Minimum Intensity Projection) method. Needless to say, it is also applicable.
【0025】[0025]
【発明の効果】本発明によれば、MRAにおいて各画像
が得られるたびにアンギオ処理後の画像を表示できる。
このようにすることで撮影途中で時々刻々の画像を見る
ことができ良否の判断が行えるようになるため、不良の
場合や希望する画像ではない場合に最後まで撮像せずに
中断できる。According to the present invention, an angio-processed image can be displayed each time an image is obtained in MRA.
By doing so, it is possible to see the images moment by moment during the shooting and judge whether the image is good or bad. Therefore, if the image is defective or the image is not the desired image, it is possible to interrupt without capturing the image to the end.
【図1】 本発明の一実施例の処理の概略フローチャー
トである。FIG. 1 is a schematic flowchart of processing according to an embodiment of the present invention.
【図2】 本発明の一実施例であるNMRを用いた検査
装置の構成図である。FIG. 2 is a configuration diagram of an inspection apparatus using NMR that is an embodiment of the present invention.
【図3】 スピンエコー法シーケンスの説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram of a spin echo method sequence.
【図4】 傾斜磁場コイルの構成及び流す電流の方向を
示した図である。FIG. 4 is a diagram showing a configuration of a gradient magnetic field coil and a direction of a flowing current.
【図5】 従来法の一例を示す処理の概略フローチャー
トである。FIG. 5 is a schematic flowchart of processing showing an example of a conventional method.
5・・・・制御装置 6・・・・高周波パルス発生器 7・・・・電力増幅器 8・・・・送受信兼用コイル 9・・・・増幅器 10・・・・検波器 11・・・・信号処理装置 12,13,14・・・・傾斜磁場を発生させるコイル 15,16,17,19・・・・電源部 18・・・・静磁場を発生させるコイル 20・・・・被検者 5 ... ・ Control device 6 ・ ・ ・ High frequency pulse generator 7 ・ ・ ・ ・ Power amplifier 8 ・ ・ ・ ・ Transmit / receive coil 9 ・ ・ ・ ・ ・ ・ Amplifier 10 ・ ・ ・ ・ ・ ・ Detector 11 ・ ・ ・Processing device 12, 13, 14 ... Coil for generating gradient magnetic field 15, 16, 17, 19, ... Power supply unit 18 ... Coil for generating static magnetic field 20 ... Subject
Claims (3)
ぞれの磁場を発生させる磁場発生手段、検査対象からの
核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段、該信号検出手
段からの検出信号に所定の演算を施し、その結果を出力
する電子計算機、および該電子計算機内の記憶装置に予
め記憶されている所定の手順にしたがって上記各手段の
動作タイミングを制御する制御装置を有する核磁気共鳴
を用いた検査装置において、上記処理手順として、検査
対象の静止部像を除去し、アンギオ像を得るための所定
の処理を行ない、得られたアンギオ像を表示する処理の
手順が記憶されていることを特徴とする核磁気共鳴を用
いた検査装置。1. A magnetic field generating means for generating respective magnetic fields of a static magnetic field, a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field, a signal detecting means for detecting a nuclear magnetic resonance signal from an inspection object, and a predetermined detection signal from the signal detecting means. Using a nuclear magnetic resonance having an electronic computer that performs an operation and outputs the result, and a control device that controls the operation timing of each of the above means in accordance with a predetermined procedure stored in advance in a storage device in the electronic computer In the inspection apparatus, as the above-mentioned processing procedure, the procedure of processing for removing the still part image of the inspection object, performing predetermined processing for obtaining the angio image, and displaying the obtained angio image is stored. An inspection device using nuclear magnetic resonance.
記記憶装置に記憶された手順が、さらに、上記一連の処
理を予め定められた領域について繰り返し行う段階を有
し、それによって最終的なアンギオ像を得ることを特徴
とする核磁気共鳴を用いた検査装置。2. The inspection apparatus according to claim 1, wherein the procedure stored in the storage device further includes the step of repeatedly performing the series of processes on a predetermined area, thereby providing a final step. An inspection apparatus using nuclear magnetic resonance characterized by obtaining an angio image.
検査対象の静止部像を除去し、最大強度投影処理を行な
い、得られたアンギオ像を表示することを特徴とする検
査方法。3. An inspection method using nuclear magnetic resonance,
An inspection method comprising removing a static image of an inspection object, performing maximum intensity projection processing, and displaying the obtained angio image.
Priority Applications (1)
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JP33276793A JP3473631B2 (en) | 1993-12-27 | 1993-12-27 | Inspection device using nuclear magnetic resonance |
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JPH07184872A true JPH07184872A (en) | 1995-07-25 |
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