JPH0759748A - 核磁気共鳴撮影方法及びその装置 - Google Patents
核磁気共鳴撮影方法及びその装置Info
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- JPH0759748A JPH0759748A JP5207439A JP20743993A JPH0759748A JP H0759748 A JPH0759748 A JP H0759748A JP 5207439 A JP5207439 A JP 5207439A JP 20743993 A JP20743993 A JP 20743993A JP H0759748 A JPH0759748 A JP H0759748A
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Abstract
(57)【要約】
【構成】局所磁場変動を含む横緩和時間を強調する撮像
シーケンスを使って画像化した第一のＭＲ画像３と血流
を強調する撮像シーケンスを使って画像化した第二のＭ
Ｒ画像４を取得し、第一の画像３において画像４を使っ
て抽出した血管領域の信号量のヒストグラムを作成し、
第一の画像３において信号量が多い血管部分と信号量が
少ない血管部分を抽出し、この情報を用いて、画像４の
血管部分を異なる二つの領域に分割し、それぞれを異な
る色でカラー表示する。 【効果】血管内を流れる血液の酸素含有量に基づいて動
脈と静脈を識別するＭＲアンジオグラフィを提供でき
る。
シーケンスを使って画像化した第一のＭＲ画像３と血流
を強調する撮像シーケンスを使って画像化した第二のＭ
Ｒ画像４を取得し、第一の画像３において画像４を使っ
て抽出した血管領域の信号量のヒストグラムを作成し、
第一の画像３において信号量が多い血管部分と信号量が
少ない血管部分を抽出し、この情報を用いて、画像４の
血管部分を異なる二つの領域に分割し、それぞれを異な
る色でカラー表示する。 【効果】血管内を流れる血液の酸素含有量に基づいて動
脈と静脈を識別するＭＲアンジオグラフィを提供でき
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被検体中の水素や燐等
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核磁気共鳴
撮影(ＭＲＩ)装置に関する。
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核磁気共鳴
撮影(ＭＲＩ)装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】現在、臨床で普及しているＭＲＩでは、
被検体の主たる構成物質であるプロトンを利用した形態
情報が得られる。ＭＲ画像を得るための基本的な撮像シ
ーケンスはスピンエコー（ＳＥ）法とグラディエントエ
コー（ＧＥ）法に大別できる。
被検体の主たる構成物質であるプロトンを利用した形態
情報が得られる。ＭＲ画像を得るための基本的な撮像シ
ーケンスはスピンエコー（ＳＥ）法とグラディエントエ
コー（ＧＥ）法に大別できる。
【０００３】ＭＲＩの撮影シーケンスを工夫することに
より、造影剤を使わずに流体（主に血流）を計測でき
る。この技術は、フローエンコードパルスと呼ばれる傾
斜磁場の印加方式を使っており、血管を造影剤なしで画
像化できる特徴が有る。この技術を使った診断は、ＭＲ
アンギオグラフィとして実用化されている。この技術は
流れの速さに関する情報を画像化している。ＭＲＩ血流
計測に関しては、佐藤、久原による、解説記事（ＭＲＩ
による血流計測の基礎、日本磁気共鳴学会誌，第７巻，
３号，ｐ２４−ｐ４２，１９８７年）が有る。
より、造影剤を使わずに流体（主に血流）を計測でき
る。この技術は、フローエンコードパルスと呼ばれる傾
斜磁場の印加方式を使っており、血管を造影剤なしで画
像化できる特徴が有る。この技術を使った診断は、ＭＲ
アンギオグラフィとして実用化されている。この技術は
流れの速さに関する情報を画像化している。ＭＲＩ血流
計測に関しては、佐藤、久原による、解説記事（ＭＲＩ
による血流計測の基礎、日本磁気共鳴学会誌，第７巻，
３号，ｐ２４−ｐ４２，１９８７年）が有る。
【０００４】他方、最近局所血中酸素飽和度が画像の対
応する部分のＭＲ信号の大小に反映していることが報告
され始め、これを利用して、脳の機能を調べようとする
試みが盛んに行われている。この撮影には局所磁場の変
動が画像の濃度として反映されるグラディエントエコー
（ＧＥ）系のシーケンスが主に用いられている。このＧ
Ｅ系シーケンスにはエコープラナー法やローフリップア
ングルのＧＥシーケンスなどの変形シーケンスも用いら
れている。
応する部分のＭＲ信号の大小に反映していることが報告
され始め、これを利用して、脳の機能を調べようとする
試みが盛んに行われている。この撮影には局所磁場の変
動が画像の濃度として反映されるグラディエントエコー
（ＧＥ）系のシーケンスが主に用いられている。このＧ
Ｅ系シーケンスにはエコープラナー法やローフリップア
ングルのＧＥシーケンスなどの変形シーケンスも用いら
れている。
【０００５】脳機能計測に関しては、Ｓ．オガワらの報
告であるマグネティクレゾナンスインメディスン、２９
巻、２号、ｐ．２０５−２１０、（１９９３年２月）
（S.Ogawa，Magnetic resonance in medicine ）や、
Ｊ．フラムらの報告であるマグネティクレゾナンスイン
メディスン、２９巻，１号，ｐ．１３９−１４４、（１
９９３年１月）J.Frahm，Magnetic resonance in medic
ine)などがある。エコープラナー法についてはＰ．マン
スフィールドによる文献であるジャーナルオブマグネテ
ィックレゾナンス、２９巻、ｐ．３５５（１９７８年）
(P.Mansfield,Journal of magnetic resonance）があ
る。ローフリップアングルのＧＥシーケンスについては
Ｊ．フラムらによる文献であるマグネティクレゾナンス
インメディスン、３巻、ｐ．３２１−３２７(１９８６
年)（J.Frahm,Magnetic resonancein medicine）があ
る。
告であるマグネティクレゾナンスインメディスン、２９
巻、２号、ｐ．２０５−２１０、（１９９３年２月）
（S.Ogawa，Magnetic resonance in medicine ）や、
Ｊ．フラムらの報告であるマグネティクレゾナンスイン
メディスン、２９巻，１号，ｐ．１３９−１４４、（１
９９３年１月）J.Frahm，Magnetic resonance in medic
ine)などがある。エコープラナー法についてはＰ．マン
スフィールドによる文献であるジャーナルオブマグネテ
ィックレゾナンス、２９巻、ｐ．３５５（１９７８年）
(P.Mansfield,Journal of magnetic resonance）があ
る。ローフリップアングルのＧＥシーケンスについては
Ｊ．フラムらによる文献であるマグネティクレゾナンス
インメディスン、３巻、ｐ．３２１−３２７(１９８６
年)（J.Frahm,Magnetic resonancein medicine）があ
る。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】従来の血管撮影技術で
は、基本的に流体を画像化しているだけなので動脈と静
脈の区別は出来なかった。そこで診断では、ＭＲアンジ
オグラフィの結果と既知の解剖学的知見を組み合わせて
動脈と静脈を区別するなどの必要があった。しかし、解
剖学的に見て個人差が大きい末梢血管などの複雑に絡み
合った血管に対しては動脈と静脈を明確には区別できな
かった。そこで、例えば外科的手術においてあらかじめ
ＭＲＩ検査により動脈の位置を知りたくても、実際には
動脈と静脈の区別が付かず、切開後に初めてわかる状態
であった。すなわち、ＭＲＩ検査において動脈と静脈の
区別が明確にわかる撮影法の出現が望まれていた。
は、基本的に流体を画像化しているだけなので動脈と静
脈の区別は出来なかった。そこで診断では、ＭＲアンジ
オグラフィの結果と既知の解剖学的知見を組み合わせて
動脈と静脈を区別するなどの必要があった。しかし、解
剖学的に見て個人差が大きい末梢血管などの複雑に絡み
合った血管に対しては動脈と静脈を明確には区別できな
かった。そこで、例えば外科的手術においてあらかじめ
ＭＲＩ検査により動脈の位置を知りたくても、実際には
動脈と静脈の区別が付かず、切開後に初めてわかる状態
であった。すなわち、ＭＲＩ検査において動脈と静脈の
区別が明確にわかる撮影法の出現が望まれていた。
【０００７】一方、局所血中酸素飽和度を反映した画像
では、還元（デオキシ）ヘモグロビンを多く含む静脈は
周囲に比べ信号量が低く暗く表示される。これは、還元
ヘモグロビン自身による局所磁場変動の結果であり、そ
れゆえ空間的な情報は劣化している。また、酸化（オキ
シ）ヘモグロビンを多く含む動脈は周囲との信号差が小
さく一般にはあらわに観測されない。この二つの理由か
ら、局所血中酸素飽和度を反映した画像が直ちに、血管
計測に使われることは無かった。
では、還元（デオキシ）ヘモグロビンを多く含む静脈は
周囲に比べ信号量が低く暗く表示される。これは、還元
ヘモグロビン自身による局所磁場変動の結果であり、そ
れゆえ空間的な情報は劣化している。また、酸化（オキ
シ）ヘモグロビンを多く含む動脈は周囲との信号差が小
さく一般にはあらわに観測されない。この二つの理由か
ら、局所血中酸素飽和度を反映した画像が直ちに、血管
計測に使われることは無かった。
【０００８】本発明の目的は、動脈と静脈を識別可能な
ＭＲアンジオグラフィーを提供することにある。
ＭＲアンジオグラフィーを提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記本発明の目的は、空
間的，時間的に変動可能な磁場中に配置した被検体を、
高周波磁場で励起し、その後に得られる磁気共鳴（Ｍ
Ｒ）信号を検出し画像化するＭＲイメージングにおい
て、第一のＭＲ画像を得るステップと、第二のＭＲ画像
を得るステップと、第二の画像上の部分領域を抽出する
ステップと、前記抽出した領域と同一の領域を第一の画
像上で抽出するステップと、前記第一の画像で抽出した
部分領域から一つもしくは複数のサブ領域を抽出するス
テップと、前記サブ領域に対応する第二の画像のサブ領
域を抽出するステップを有することにより達成される。
間的，時間的に変動可能な磁場中に配置した被検体を、
高周波磁場で励起し、その後に得られる磁気共鳴（Ｍ
Ｒ）信号を検出し画像化するＭＲイメージングにおい
て、第一のＭＲ画像を得るステップと、第二のＭＲ画像
を得るステップと、第二の画像上の部分領域を抽出する
ステップと、前記抽出した領域と同一の領域を第一の画
像上で抽出するステップと、前記第一の画像で抽出した
部分領域から一つもしくは複数のサブ領域を抽出するス
テップと、前記サブ領域に対応する第二の画像のサブ領
域を抽出するステップを有することにより達成される。
【００１０】また、均一な静磁場を発生する静磁場発生
部と、空間的時間的に磁場を変動させるための傾斜磁場
発生部と、前記静磁場中に配置された被検体に、高周波
磁場を送信するための高周波磁場送信部と、その後に得
られる磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出する受信部と信号を
処理する信号処理部と、前記信号から画像を計算しまた
前記画像を加工する画像処理部からなる核磁気共鳴撮影
装置において、前記画像処理部は第一の磁気共鳴ＭＲ画
像を記憶する第一の記憶部と、第二の磁気共鳴ＭＲ画像
を記憶する第二の記憶部と、第二の画像上の部分領域を
抽出する処理部と、前記抽出した部分領域と同一の領域
を第一の画像上で抽出する処理部と、前記第一の画像の
抽出領域の信号量に応じて前記第一の抽出領域を複数個
のサブ領域に分割する画像処理部と、前記サブ領域に対
応する第二の画像のサブ領域を抽出する処理部を設ける
ことにより達成される。
部と、空間的時間的に磁場を変動させるための傾斜磁場
発生部と、前記静磁場中に配置された被検体に、高周波
磁場を送信するための高周波磁場送信部と、その後に得
られる磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出する受信部と信号を
処理する信号処理部と、前記信号から画像を計算しまた
前記画像を加工する画像処理部からなる核磁気共鳴撮影
装置において、前記画像処理部は第一の磁気共鳴ＭＲ画
像を記憶する第一の記憶部と、第二の磁気共鳴ＭＲ画像
を記憶する第二の記憶部と、第二の画像上の部分領域を
抽出する処理部と、前記抽出した部分領域と同一の領域
を第一の画像上で抽出する処理部と、前記第一の画像の
抽出領域の信号量に応じて前記第一の抽出領域を複数個
のサブ領域に分割する画像処理部と、前記サブ領域に対
応する第二の画像のサブ領域を抽出する処理部を設ける
ことにより達成される。
【００１１】
【作用】第一の磁気共鳴ＭＲ画像を得るステップで局所
磁場もしくは横緩和時間を強調する撮像シーケンスを使
って被検体を画像化し、第二の磁気共鳴ＭＲ画像を得る
ステップで流体を強調する撮像シーケンスを使って画像
化し、第二の画像上の部分領域を抽出するステップで流
体が存在する領域（血管）を抽出し、抽出した領域と同
一の血管領域を第一の画像上で抽出し、第一の画像で抽
出した領域を複数個のサブ領域に分割するステップで、
第一の画像の局所磁場もしくは横緩和時間を反映した信
号量を使って血管を静脈と動脈に識別し、サブ領域に対
応する第二の画像のサブ領域を抽出するステップで、血
管の微細構造を動脈と静脈に分けて抽出できる。
磁場もしくは横緩和時間を強調する撮像シーケンスを使
って被検体を画像化し、第二の磁気共鳴ＭＲ画像を得る
ステップで流体を強調する撮像シーケンスを使って画像
化し、第二の画像上の部分領域を抽出するステップで流
体が存在する領域（血管）を抽出し、抽出した領域と同
一の血管領域を第一の画像上で抽出し、第一の画像で抽
出した領域を複数個のサブ領域に分割するステップで、
第一の画像の局所磁場もしくは横緩和時間を反映した信
号量を使って血管を静脈と動脈に識別し、サブ領域に対
応する第二の画像のサブ領域を抽出するステップで、血
管の微細構造を動脈と静脈に分けて抽出できる。
【００１２】即ち、血中の酸素飽和度を反映した信号を
使って、静脈血と動脈血を分離することができるので、
血管表示像上の血管を動脈と静脈に分離して表示でき
る。また、得られる画像は、血流計測の画像と同一の空
間分解能なので細かい血管も表示できる。
使って、静脈血と動脈血を分離することができるので、
血管表示像上の血管を動脈と静脈に分離して表示でき
る。また、得られる画像は、血流計測の画像と同一の空
間分解能なので細かい血管も表示できる。
【００１３】
【実施例】本発明の実施例を図１を使って説明する。図
は、撮影のタイムチャートを示している。まず撮影１
は、横緩和時間Ｔ2 が強調されたグラディエントエコー
法である。ＧＥ法の典型的なシーケンスを図５に示す。
は、撮影のタイムチャートを示している。まず撮影１
は、横緩和時間Ｔ2 が強調されたグラディエントエコー
法である。ＧＥ法の典型的なシーケンスを図５に示す。
【００１４】１枚の画像を得るには、図示のシーケンス
を位相エンコード数分（例えば６４または１２８，２５
６）繰返す必要がある。絵素数は、エンコード数と、一
つの信号（エコー）のサンプリング数の積できまり、実
用的には１２８×１２８〜２５６×２５６程度が使われ
る。Ｔ2 を強調するには、繰返し時間Ｔｒを長くとり、
フリップ角を小さくする。具体的には例えば、磁場強度
２.０Ｔ ではフリップ角度２０ないし６０度程度とし、
繰返し時間Ｔｒを３０ないし１００ｍｓ程度とする。ま
た、エコー時間Ｔｅは６ないし１００ｍｓ程度に設定す
る。また、ＧＥ系のエコープラナ（ＥＰＩ）法を用いる
場合には、例えば、１.５Ｔ でＴｅを２０ｍｓないし１
２０ｍｓ程度とする。ＥＰＩ法では、一回の計測で１枚
の画像（絵素数６４×６４程度）が得られる。上記の撮
影には必要に応じて公知のハーフフーリエの撮像シーケ
ンスが適用できる。以上では簡単のため二次元撮影につ
いて説明したが、三次元撮影も公知の技術で可能であ
る。
を位相エンコード数分（例えば６４または１２８，２５
６）繰返す必要がある。絵素数は、エンコード数と、一
つの信号（エコー）のサンプリング数の積できまり、実
用的には１２８×１２８〜２５６×２５６程度が使われ
る。Ｔ2 を強調するには、繰返し時間Ｔｒを長くとり、
フリップ角を小さくする。具体的には例えば、磁場強度
２.０Ｔ ではフリップ角度２０ないし６０度程度とし、
繰返し時間Ｔｒを３０ないし１００ｍｓ程度とする。ま
た、エコー時間Ｔｅは６ないし１００ｍｓ程度に設定す
る。また、ＧＥ系のエコープラナ（ＥＰＩ）法を用いる
場合には、例えば、１.５Ｔ でＴｅを２０ｍｓないし１
２０ｍｓ程度とする。ＥＰＩ法では、一回の計測で１枚
の画像（絵素数６４×６４程度）が得られる。上記の撮
影には必要に応じて公知のハーフフーリエの撮像シーケ
ンスが適用できる。以上では簡単のため二次元撮影につ
いて説明したが、三次元撮影も公知の技術で可能であ
る。
【００１５】ＧＥ法は前述のように局所的な磁場の変動
を受けやすく、血中の構成物質のうち酸素を運搬する働
きをするヘモグロビンの酸素結合状態により画像の信号
量が変化する特徴がある。即ち、大動脈のような酸素を
多く含む血液には酸化（オキシ）ヘモグロビンが多く含
まれ、大静脈のような酸素をあまり含まない血液には還
元ヘモグロビンが多く含まれる。このうち、還元ヘモグ
ロビンは常磁性であり、局所的に静磁場を乱すため局所
的にＭＲ信号が検出されにくくなり、信号量が低下す
る。従ってこの画像では静脈が暗く、動脈が相対的に明
るく描出される。
を受けやすく、血中の構成物質のうち酸素を運搬する働
きをするヘモグロビンの酸素結合状態により画像の信号
量が変化する特徴がある。即ち、大動脈のような酸素を
多く含む血液には酸化（オキシ）ヘモグロビンが多く含
まれ、大静脈のような酸素をあまり含まない血液には還
元ヘモグロビンが多く含まれる。このうち、還元ヘモグ
ロビンは常磁性であり、局所的に静磁場を乱すため局所
的にＭＲ信号が検出されにくくなり、信号量が低下す
る。従ってこの画像では静脈が暗く、動脈が相対的に明
るく描出される。
【００１６】図１において、撮影１に引き続き行われる
撮影２は、血管または血流を選択的に描出するシーケン
スで、公知のＭＲアンジオグラフィに関する技術が適用
される。即ち、傾斜磁場の印加方法として、例えばフロ
ーエンコードパルスを使った方式が使われる。この方式
は、基本シーケンスとしてスピンエコー（ＳＥ）法また
はＧＥ法のどちらを用いても良い。詳細は、従来技術の
項で示した解説記事を参照されたい。また第二の撮影領
域を第一の撮影領域と同一とすると後述の処理が容易で
ある。さらに、絵素サイズ、エンコード方向も同一にす
ると、画像の絵素間の歪が２枚の画像で小さくなるので
一層望ましい。なお撮影１と２の順序は必要に応じて変
更可能である。
撮影２は、血管または血流を選択的に描出するシーケン
スで、公知のＭＲアンジオグラフィに関する技術が適用
される。即ち、傾斜磁場の印加方法として、例えばフロ
ーエンコードパルスを使った方式が使われる。この方式
は、基本シーケンスとしてスピンエコー（ＳＥ）法また
はＧＥ法のどちらを用いても良い。詳細は、従来技術の
項で示した解説記事を参照されたい。また第二の撮影領
域を第一の撮影領域と同一とすると後述の処理が容易で
ある。さらに、絵素サイズ、エンコード方向も同一にす
ると、画像の絵素間の歪が２枚の画像で小さくなるので
一層望ましい。なお撮影１と２の順序は必要に応じて変
更可能である。
【００１７】図２に本撮影で得られる画像を模式的に示
す。本図は画像を三次元で取得した例である。画像３
は、撮影１で、画像４は撮影２で取得する。それぞれの
画像を構成するボクセル（単位体積：二次元像の絵素に
対応する）の信号量をＶ1(ｘ，ｙ，ｚ）とＶ2(ｘ，ｙ，
ｚ）とする。ｘ，ｙ，ｚは位置を表わす。ここで画像上
の信号量は、各ボクセルから放出されるＭＲ信号に比例
する。まず画像４から血管部分５を抽出する。抽出方法
は、公知技術を用いることが出来、典型的には画像を構
成する絵素のうち、ある信号量（Ｖt ）以上の絵素のみ
を抽出しその集合をＶBV2とし、ＶBV2を構成するボクセ
ルが占める領域を抽出する。この部分が画像４上で血管
として認識できる。
す。本図は画像を三次元で取得した例である。画像３
は、撮影１で、画像４は撮影２で取得する。それぞれの
画像を構成するボクセル（単位体積：二次元像の絵素に
対応する）の信号量をＶ1(ｘ，ｙ，ｚ）とＶ2(ｘ，ｙ，
ｚ）とする。ｘ，ｙ，ｚは位置を表わす。ここで画像上
の信号量は、各ボクセルから放出されるＭＲ信号に比例
する。まず画像４から血管部分５を抽出する。抽出方法
は、公知技術を用いることが出来、典型的には画像を構
成する絵素のうち、ある信号量（Ｖt ）以上の絵素のみ
を抽出しその集合をＶBV2とし、ＶBV2を構成するボクセ
ルが占める領域を抽出する。この部分が画像４上で血管
として認識できる。
【００１８】次に、第一の撮影で得た画像３において、
画像４で抽出した血管部分（ＶBV2を構成するボクセル
の領域）と同一の領域６を抽出しこれを構成するボクセ
ルの集合ＶBV1を得る。集合ＶBV1を構成するボクセルは
画像３上における血管領域と考えて良い。
画像４で抽出した血管部分（ＶBV2を構成するボクセル
の領域）と同一の領域６を抽出しこれを構成するボクセ
ルの集合ＶBV1を得る。集合ＶBV1を構成するボクセルは
画像３上における血管領域と考えて良い。
【００１９】次に集合ＶBV1のサブ領域を決定する。そ
のために集合ＶBV1に含まれるボクセルの信号量Ｖ
1（ｘ，ｙ，ｚ）のヒストグラム５（図３）を作成す
る。ヒストグラム５において、信号量が大きい部分７を
構成するボクセルの集合ＶＢＶ1Ｌは前述の説明から酸
化ヘモグロビンを多く含む動脈８に相当する部分であ
り、信号量が小さい部分９を構成するボクセルの集合Ｖ
BV1Sは還元ヘモグロビンを多く含む静脈１０に相当する
部分と考えられる。
のために集合ＶBV1に含まれるボクセルの信号量Ｖ
1（ｘ，ｙ，ｚ）のヒストグラム５（図３）を作成す
る。ヒストグラム５において、信号量が大きい部分７を
構成するボクセルの集合ＶＢＶ1Ｌは前述の説明から酸
化ヘモグロビンを多く含む動脈８に相当する部分であ
り、信号量が小さい部分９を構成するボクセルの集合Ｖ
BV1Sは還元ヘモグロビンを多く含む静脈１０に相当する
部分と考えられる。
【００２０】分割の閾値Ｔは、例えば、撮影領域が広い
範囲であり図２の動脈８と静脈１０がほぼ同体積を占め
ると考えて良い場合には、閾値の上下でボクセル数が同
一になる（集合ＶBV1Lの要素数＝集合ＶBV1Sの要素数）
ように閾値Ｔを決定する。その他の場合には、例えば、
図２の画像３上に大動脈や大静脈のように解剖学的には
っきりと動静脈の区別が着く血管があれば（図示してい
ない）、これらを構成するボクセルの信号量を検出し、
この値を参考にして閾値を決定できる。
範囲であり図２の動脈８と静脈１０がほぼ同体積を占め
ると考えて良い場合には、閾値の上下でボクセル数が同
一になる（集合ＶBV1Lの要素数＝集合ＶBV1Sの要素数）
ように閾値Ｔを決定する。その他の場合には、例えば、
図２の画像３上に大動脈や大静脈のように解剖学的には
っきりと動静脈の区別が着く血管があれば（図示してい
ない）、これらを構成するボクセルの信号量を検出し、
この値を参考にして閾値を決定できる。
【００２１】一例として、動脈を構成するボクセルの信
号量の平均値をＳ１，静脈を構成するボクセルの信号量
の平均値をＳ２とすれば、閾値Ｔとして、Ｔ＝(Ｓ１＋
Ｓ２)／２を用いる。さらに、詳細な識別を必要とする
場合には、血管の太さと、第一の画像の各部分の信号量
の関係を考慮する必要がある。即ち、静脈の血管が太い
場合は細い場合に比べ血管部分の信号量が大きく低下す
る。これを補正する一例として、画像４から抽出した血
管の場所ごとの太さＤ（ｌ）〔ｌ：血管に沿った位置を
表す〕を求め、画像３上の集合ＶBV1 を構成する各ボク
セルについてＶ1（ｘ，ｙ，ｚ）／Ｄ（ｌ）をヒストグ
ラムとする。このようにすれば、血管の太さを考慮した
閾値の決定が、前述の場合と同様に決定できる。
号量の平均値をＳ１，静脈を構成するボクセルの信号量
の平均値をＳ２とすれば、閾値Ｔとして、Ｔ＝(Ｓ１＋
Ｓ２)／２を用いる。さらに、詳細な識別を必要とする
場合には、血管の太さと、第一の画像の各部分の信号量
の関係を考慮する必要がある。即ち、静脈の血管が太い
場合は細い場合に比べ血管部分の信号量が大きく低下す
る。これを補正する一例として、画像４から抽出した血
管の場所ごとの太さＤ（ｌ）〔ｌ：血管に沿った位置を
表す〕を求め、画像３上の集合ＶBV1 を構成する各ボク
セルについてＶ1（ｘ，ｙ，ｚ）／Ｄ（ｌ）をヒストグ
ラムとする。このようにすれば、血管の太さを考慮した
閾値の決定が、前述の場合と同様に決定できる。
【００２２】図６は以上の機能を機能ブロック図として
まとめたものである。
まとめたものである。
【００２３】画像３上のボクセルの集合ＶBV1Lと集合Ｖ
BV1Sの占める領域から、画像４の血管部分の集合ＶBV2
も画像３の動脈１０と静脈１２に対応する集合ＶA と、
ＶVに分割できる。従って、図２に示した画像４におい
て血管５を動脈１１と静脈１２に識別することができ
る。この情報の表示方法は例えば、動脈１１に対応する
集合ＶＡのボクセル群を画像４において第一の色（例え
ば赤）で、静脈１２に対応する集合ＶV のボクセル群を
第二の色（例えば青）で表示する。あるいは、動脈部分
または静脈部分だけをカラー表示しても良い。
BV1Sの占める領域から、画像４の血管部分の集合ＶBV2
も画像３の動脈１０と静脈１２に対応する集合ＶA と、
ＶVに分割できる。従って、図２に示した画像４におい
て血管５を動脈１１と静脈１２に識別することができ
る。この情報の表示方法は例えば、動脈１１に対応する
集合ＶＡのボクセル群を画像４において第一の色（例え
ば赤）で、静脈１２に対応する集合ＶV のボクセル群を
第二の色（例えば青）で表示する。あるいは、動脈部分
または静脈部分だけをカラー表示しても良い。
【００２４】次に、本発明を適用する装置の全体構成を
図４に示す。被検体１０１の占める空間１０２に静磁場
を発生する磁石１０３と、空間に傾斜磁場を発生するＧ
Ｃコイル１０４と領域に高周波磁場を発生するＲＦプロ
ーブ１０５とこれらを制御する制御部１０６と、被検体
１０１が発するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ107と
プローブの信号を検出する検出部１０８と検出信号を信
号処理し画像信号に変換する信号処理・画像処理部１０
９と、画像信号に基づき画像を表示する表示部１１０か
らなる。
図４に示す。被検体１０１の占める空間１０２に静磁場
を発生する磁石１０３と、空間に傾斜磁場を発生するＧ
Ｃコイル１０４と領域に高周波磁場を発生するＲＦプロ
ーブ１０５とこれらを制御する制御部１０６と、被検体
１０１が発するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ107と
プローブの信号を検出する検出部１０８と検出信号を信
号処理し画像信号に変換する信号処理・画像処理部１０
９と、画像信号に基づき画像を表示する表示部１１０か
らなる。
【００２５】図７は信号処理・画像処理部１０９の詳細
な構成を示す。即ち、処理部は第一のＭＲ画像を記録す
る第一の記録部と、第二のＭＲ画像を記録する第二の記
録部と、第二の画像上の部分領域を抽出する処理部と、
該抽出した部分領域と同一の領域を第一の画像上で抽出
する処理部と、第一の画像の抽出領域の信号量に応じて
第一の抽出領域を複数個のサブ領域に分割する画像処理
部と、サブ領域に対応する第二の画像のサブ領域を抽出
する処理部を有する。
な構成を示す。即ち、処理部は第一のＭＲ画像を記録す
る第一の記録部と、第二のＭＲ画像を記録する第二の記
録部と、第二の画像上の部分領域を抽出する処理部と、
該抽出した部分領域と同一の領域を第一の画像上で抽出
する処理部と、第一の画像の抽出領域の信号量に応じて
第一の抽出領域を複数個のサブ領域に分割する画像処理
部と、サブ領域に対応する第二の画像のサブ領域を抽出
する処理部を有する。
【００２６】第一と第二の画像信号の記録部は、二次元
画像では２５６×２５６から５１２×５１２程度の大き
さで８から１６ビットの階調を有する複素数または、絶
対値を記録する。三次元では、例えば２５６3，５１２3
の大きさになる。第二の画像上の部分領域を抽出する処
理部の処理は、閾値より大きな絵素（又はボクセル、以
下同様）を抽出する処理である。第一の画像上で部分領
域を抽出する処理部は、第二の画像で抽出した絵素に空
間的に一致する絵素を抽出する。第一の画像と第二の画
像が同一空間を画像化していれば、第一の画像と同じ絵
素（又はボクセル）番号の第二の画像の絵素を抽出すれ
ば良い。第一の画像と第二の画像が同一空間を画像化し
ていない場合は、これを補正する演算が必要である。そ
の演算は、一般には拡大／縮小及び、シフトである。
画像では２５６×２５６から５１２×５１２程度の大き
さで８から１６ビットの階調を有する複素数または、絶
対値を記録する。三次元では、例えば２５６3，５１２3
の大きさになる。第二の画像上の部分領域を抽出する処
理部の処理は、閾値より大きな絵素（又はボクセル、以
下同様）を抽出する処理である。第一の画像上で部分領
域を抽出する処理部は、第二の画像で抽出した絵素に空
間的に一致する絵素を抽出する。第一の画像と第二の画
像が同一空間を画像化していれば、第一の画像と同じ絵
素（又はボクセル）番号の第二の画像の絵素を抽出すれ
ば良い。第一の画像と第二の画像が同一空間を画像化し
ていない場合は、これを補正する演算が必要である。そ
の演算は、一般には拡大／縮小及び、シフトである。
【００２７】第一の画像の抽出領域を複数個のサブ領域
に分割する画像処理部では、例えば信号量に応じて二分
割する。該サブ領域に対応する第二の画像のサブ領域を
抽出する処理部は、第一の画像と第二の画像が同一空間
を画像化していれば、第一の画像と同じ絵素（又はボク
セル）番号の第二の画像の絵素を抽出すれば良い。第一
の画像と第二の画像が同一空間を画像化していない場合
は、これを補正する演算が必要である。その演算は、一
般には拡大／縮小及び、シフトである。
に分割する画像処理部では、例えば信号量に応じて二分
割する。該サブ領域に対応する第二の画像のサブ領域を
抽出する処理部は、第一の画像と第二の画像が同一空間
を画像化していれば、第一の画像と同じ絵素（又はボク
セル）番号の第二の画像の絵素を抽出すれば良い。第一
の画像と第二の画像が同一空間を画像化していない場合
は、これを補正する演算が必要である。その演算は、一
般には拡大／縮小及び、シフトである。
【００２８】この構成によれば、図６に示した処理が容
易に行われる。
易に行われる。
【００２９】この磁石１０３は、被検体１０１の周りに
強く均一な静磁場を発生させるもので、典型的な磁場強
度は０.１Ｔから４.７Ｔである。磁石には、超伝導磁石
や永久磁石が使われる。制御部１０６で制御される高周
波送信部１１１の出力は、ＲＦコイル１０５に送られ、
ＲＦコイルは周波数が４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの高周波
磁場を発生する。傾斜磁場発生部１１２の出力は、制御
部１０６で制御され、ＧＣコイル１０４は、Ｘ，Ｙ，Ｚ
の三方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する。この
傾斜磁場の加え方により、被検体１０１に対する断層面
を設定することができる。検出部１０８は、ＲＦコイル
１０７の信号を検出する。検出部108の出力は、信号処
理部１０９でフーリエ変換や画像再構成等の処理及び本
発明に係わる処理が為され、その後表示部１１０で表示
される。
強く均一な静磁場を発生させるもので、典型的な磁場強
度は０.１Ｔから４.７Ｔである。磁石には、超伝導磁石
や永久磁石が使われる。制御部１０６で制御される高周
波送信部１１１の出力は、ＲＦコイル１０５に送られ、
ＲＦコイルは周波数が４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの高周波
磁場を発生する。傾斜磁場発生部１１２の出力は、制御
部１０６で制御され、ＧＣコイル１０４は、Ｘ，Ｙ，Ｚ
の三方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する。この
傾斜磁場の加え方により、被検体１０１に対する断層面
を設定することができる。検出部１０８は、ＲＦコイル
１０７の信号を検出する。検出部108の出力は、信号処
理部１０９でフーリエ変換や画像再構成等の処理及び本
発明に係わる処理が為され、その後表示部１１０で表示
される。
【００３０】
【発明の効果】血管表示像上の血管を動脈と静脈に分離
して表示できる。
して表示できる。
【図１】本発明の実施例を説明するタイムチャート。
【図２】本発明の実施例を説明する画像の説明図。
【図３】本発明の実施例を説明するブロック図。
【図４】本発明の一実施例を示す装置の全体構成図。
【図５】本発明に係わる撮影シーケンスを示すタイムチ
ャート。
ャート。
【図６】本発明の実施例を説明するブロック図。
【図７】本発明の実施例の処理部を構成を示すブロック
図。
図。
３…第１の画像、４…第２の画像。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小泉 英明 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 (10)
- 【請求項１】空間的，時間的に変動可能な磁場中に配置
した被検体を、高周波磁場で励起し、その後に得られる
磁気共鳴信号を検出し画像化する磁気共鳴イメージング
において、第一の画像を得るステップと、第二の画像を
得るステップと、第二の画像上の部分領域を抽出するス
テップと、抽出した領域と同一の領域を第一の画像上で
抽出するステップと、前記第一の画像で抽出した部分領
域から一つもしくは複数のサブ領域を抽出するステップ
と、前記サブ領域に対応する第二の画像のサブ領域を抽
出するステップを有することを特徴とする核磁気共鳴撮
影方法。 - 【請求項２】請求項１において、前記第一の画像は、局
所磁場もしくは横緩和時間を強調する撮像シーケンスを
使って得る核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項３】請求項１において、前記第二の画像は、流
体を強調する撮像シーケンスを使って得る核磁気共鳴撮
影方法。 - 【請求項４】請求項１において、前記第一の部分領域を
抽出するステップは、流体が存在する部分領域を抽出す
るステップである核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項５】請求項１において、前記サブ領域を抽出す
るステップは、第一の画像上の各部分の信号量に応じて
抽出するステップである核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項６】請求項１において、前記第二の画像の複数
のサブ領域のそれぞれは、同一の画像上に異なる色によ
り表示される核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項７】請求項１において、前記局所磁場もしくは
横緩和時間を強調する撮像シーケンスはグラディエント
エコー系の撮像シーケンスである核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項８】請求項１において、前記流体を強調する撮
像シーケンスはフローエンコードパルスを使った撮像シ
ーケンスである核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項９】請求項１において、前記被検体は生体であ
り、第二の画像の流体部分の異なる二つの領域がそれぞ
れ血管の静脈と動脈に対応する核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項１０】均一な静磁場を発生する静磁場発生部
と、空間的時間的に前記磁場を変動させるための傾斜磁
場発生部と、前記静磁場中に配置された被検体に、高周
波磁場を送信するための高周波磁場送信部と、その後に
得られる磁気共鳴信号を検出する受信部と信号を処理す
る信号処理部と、前記信号から画像を計算しまた前記画
像を加工する画像処理部からなる核磁気共鳴撮影装置に
おいて、前記画像処理部は第一の磁気共鳴画像を記憶す
る第一の記憶部と、第二の磁気共鳴画像を記憶する第二
の記憶部と、第二の画像上の部分領域を抽出する処理部
と、抽出した部分領域と同一の領域を第一の画像上で抽
出する処理部と、前記第一の画像の抽出領域の信号量に
応じて前記第一の抽出領域を複数個のサブ領域に分割す
る画像処理部と、前記サブ領域に対応する第二の画像の
サブ領域を抽出する処理部を有することを特徴とする核
磁気共鳴撮影装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5207439A JPH0759748A (ja) | 1993-08-23 | 1993-08-23 | 核磁気共鳴撮影方法及びその装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5207439A JPH0759748A (ja) | 1993-08-23 | 1993-08-23 | 核磁気共鳴撮影方法及びその装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0759748A true JPH0759748A (ja) | 1995-03-07 |
Family
ID=16539792
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5207439A Pending JPH0759748A (ja) | 1993-08-23 | 1993-08-23 | 核磁気共鳴撮影方法及びその装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0759748A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH10137211A (ja) * | 1996-11-14 | 1998-05-26 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| JP4889903B2 (ja) * | 2000-03-30 | 2012-03-07 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ ファウンデーシヨン | 患者の磁気共鳴血管造影図を作成するためのｍｒｉシステムの作動方法 |
-
1993
- 1993-08-23 JP JP5207439A patent/JPH0759748A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH10137211A (ja) * | 1996-11-14 | 1998-05-26 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| JP4889903B2 (ja) * | 2000-03-30 | 2012-03-07 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ ファウンデーシヨン | 患者の磁気共鳴血管造影図を作成するためのｍｒｉシステムの作動方法 |
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