JPH024333A - 核磁気共鳴画像診断方法 - Google Patents
核磁気共鳴画像診断方法Info
- Publication number
- JPH024333A JPH024333A JP63152329A JP15232988A JPH024333A JP H024333 A JPH024333 A JP H024333A JP 63152329 A JP63152329 A JP 63152329A JP 15232988 A JP15232988 A JP 15232988A JP H024333 A JPH024333 A JP H024333A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- magnetic resonance
- nuclear magnetic
- image
- coil
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴（ＭＲＩ）画像診断装置に係り、
特に血管描画に好適な撮影１画像構成に関する。
特に血管描画に好適な撮影１画像構成に関する。
従来の装置としては、映像情報（１９８７ＶＯＬ。
１９ 、 Ｎｎ ６ ） Ｍ ＲＡｎｇｉｏ ｉｍａｇ
ｉｎｇに記載されている。
ｉｎｇに記載されている。
ＭＲＩによる血管描画法としては、２つの方法があり、
前者は血液の速い時点の画像と血流の遅い時点の画像を
撮影し、これの差分から血管を描画するもので、後者は
、血流に感じるシーケンスと不感のシーケンスによる画
像の差分として血管を描画するものである。そしてＸ線
による血管造影に準じ、血管描画範囲のスライス厚さを
３０〜１００ｍｍに設定することが多い。このように血
管の太さに対するスライス厚さが厚くなると部分体積効
果（パーシャルボリューム効果）により、画像の解像度
（特に深さ方向の解像度）が低下する。
前者は血液の速い時点の画像と血流の遅い時点の画像を
撮影し、これの差分から血管を描画するもので、後者は
、血流に感じるシーケンスと不感のシーケンスによる画
像の差分として血管を描画するものである。そしてＸ線
による血管造影に準じ、血管描画範囲のスライス厚さを
３０〜１００ｍｍに設定することが多い。このように血
管の太さに対するスライス厚さが厚くなると部分体積効
果（パーシャルボリューム効果）により、画像の解像度
（特に深さ方向の解像度）が低下する。
血管の形態を診断する上でマイナスである。
上記従来技術は、スライス厚さの点でパーシャルボリウ
ム効果について配慮されておらず、血管描出の際の解像
度の低下の問題があった。血管の走行は単純でなく、屈
曲しているため５ＩＩｌｌ、１０■の単一なスライス面
内ではカバーできず、３０〜１００！Ｗと言う厚いスラ
イスが使用される。−般に、−平面（スライス面）の画
像を構成するマトリックスは２５６Ｘ２５６マトリツク
スが使用されるため、１ピクセルの大きさは１ｍ位にな
り。
ム効果について配慮されておらず、血管描出の際の解像
度の低下の問題があった。血管の走行は単純でなく、屈
曲しているため５ＩＩｌｌ、１０■の単一なスライス面
内ではカバーできず、３０〜１００！Ｗと言う厚いスラ
イスが使用される。−般に、−平面（スライス面）の画
像を構成するマトリックスは２５６Ｘ２５６マトリツク
スが使用されるため、１ピクセルの大きさは１ｍ位にな
り。
かなりの分解能を有することになる。しかし、スライス
厚さ方向については３０〜１００ｍｍとすると、平面の
３０〜１００倍の値となり１／３０〜１／１００に低下
する。これを仮に一般撮影のスライス厚さ１１０ｌｌ１
と比較すると、１７３〜１／１０に低下する。
厚さ方向については３０〜１００ｍｍとすると、平面の
３０〜１００倍の値となり１／３０〜１／１００に低下
する。これを仮に一般撮影のスライス厚さ１１０ｌｌ１
と比較すると、１７３〜１／１０に低下する。
本発明の目的は、このパーシャルボリウム効果による解
像度の低下を防止することにある。
像度の低下を防止することにある。
上記目的を達成するために、一定の静磁場を発生する静
磁場発生コイルと、該静磁場発生コイルを補正する補正
磁場コイルと、核磁気共鳴信号に位置情報を付与する傾
斜磁場コイルと、パルス状の電磁波を印加する照射コイ
ルと、該電磁波により発生した前記核磁気共鳴信号を受
信する受信コイルとを備えた核磁気共鳴装置の画像診断
方法において、前記傾斜磁場コイルにより被検体の対象
部位をスライシングするに際しスライス厚さを複数に分
割しそれぞれの画像を加え合せて最終画像としたもので
ある。
磁場発生コイルと、該静磁場発生コイルを補正する補正
磁場コイルと、核磁気共鳴信号に位置情報を付与する傾
斜磁場コイルと、パルス状の電磁波を印加する照射コイ
ルと、該電磁波により発生した前記核磁気共鳴信号を受
信する受信コイルとを備えた核磁気共鳴装置の画像診断
方法において、前記傾斜磁場コイルにより被検体の対象
部位をスライシングするに際しスライス厚さを複数に分
割しそれぞれの画像を加え合せて最終画像としたもので
ある。
上記スライス厚さを複数に分割し、それぞれの画像の減
算によって得られた複検体の対象部位の強度を２値に設
定、２値設定画像を加え合せて最終画像とすると効果的
である。
算によって得られた複検体の対象部位の強度を２値に設
定、２値設定画像を加え合せて最終画像とすると効果的
である。
傾斜磁場コイルにより被検体の対象部位をスライシング
するに際しスライス厚さを複数に分割し分割画像を得、
それぞれの分割画像を加え合せて最終画像とする。そし
て前記分割画像のサブトラクションによって得られた被
婢体の対象部位の強度を２値に設定して値設定画像を加
え合せて最終画像とする。
するに際しスライス厚さを複数に分割し分割画像を得、
それぞれの分割画像を加え合せて最終画像とする。そし
て前記分割画像のサブトラクションによって得られた被
婢体の対象部位の強度を２値に設定して値設定画像を加
え合せて最終画像とする。
以下、本発明のＥＣＧ同期サブトラクション方法による
一実施例を第１図および第２図によって説明する。まず
撮影しようとする領域、特に厚さ方向について分割し、
スライス厚さと枚数を設定する。該磁気共鳴はパルスシ
ーケンス信号の計測方法を変えることにより、プロトン
の密度分布を示した画像を得る飽和回復法（Ｓａｔｕｒ
ａｔｉｏｎＲｅｃｏｖｅｒｙ ）またはプロトン密度以
外に、横緩和時間を強調した画像を得るスピンエコー法
（ＳｐｉｎＥｃｈｏ）が用いられる。
一実施例を第１図および第２図によって説明する。まず
撮影しようとする領域、特に厚さ方向について分割し、
スライス厚さと枚数を設定する。該磁気共鳴はパルスシ
ーケンス信号の計測方法を変えることにより、プロトン
の密度分布を示した画像を得る飽和回復法（Ｓａｔｕｒ
ａｔｉｏｎＲｅｃｏｖｅｒｙ ）またはプロトン密度以
外に、横緩和時間を強調した画像を得るスピンエコー法
（ＳｐｉｎＥｃｈｏ）が用いられる。
Ｅ ＣＧ （Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）の
Ｒ波立上りに同期（Ｇａｔｅ ｄｅｌａｙ １ ）にて
第１スライスの拡張期の信号が取り込まれる。ついで、
Ｒ波立上りより約２００ ｍ５ｅｃ遅れて、第１スライ
スの収縮期（Ｇａｔｅ ｄｅｌａｙ ２ ）の信号が取
り込まれる。更に。
Ｒ波立上りに同期（Ｇａｔｅ ｄｅｌａｙ １ ）にて
第１スライスの拡張期の信号が取り込まれる。ついで、
Ｒ波立上りより約２００ ｍ５ｅｃ遅れて、第１スライ
スの収縮期（Ｇａｔｅ ｄｅｌａｙ ２ ）の信号が取
り込まれる。更に。
第２スライス面についても同様にして拡張期と収縮期の
信号が取り込まれる。このように、はじめに設定された
スライス枚数分だけ続けられる。これは、１プロジエク
シヨンについてであるため、画像構成に必要な２５６プ
ロジ工クシヨン分繰返されて、それぞれのスライスの拡
張期、収縮期の画像が出来上がる。ここで、第２図に示
したように、各スライス毎に、拡張期と収縮期の画像間
でサブストラクションすると、各スライス毎の血管描画
が得られる。ここで、血管部の信号強度を５０％〜１０
０％のある一定値に設定し、その他の部分を０％に設定
する（２値による血管の差別化を行なう）画像処理を行
なってから、各スライスを加え合せて、はじめに設定し
た撮影範囲の血管描画像を得る。
信号が取り込まれる。このように、はじめに設定された
スライス枚数分だけ続けられる。これは、１プロジエク
シヨンについてであるため、画像構成に必要な２５６プ
ロジ工クシヨン分繰返されて、それぞれのスライスの拡
張期、収縮期の画像が出来上がる。ここで、第２図に示
したように、各スライス毎に、拡張期と収縮期の画像間
でサブストラクションすると、各スライス毎の血管描画
が得られる。ここで、血管部の信号強度を５０％〜１０
０％のある一定値に設定し、その他の部分を０％に設定
する（２値による血管の差別化を行なう）画像処理を行
なってから、各スライスを加え合せて、はじめに設定し
た撮影範囲の血管描画像を得る。
ここで、第１図は、第２スライスまでの表示にとどめ、
また第２図は第３スライスまで表示したが、いずれも必
要なスライス数まで繰返される。
また第２図は第３スライスまで表示したが、いずれも必
要なスライス数まで繰返される。
以上でわかるように、厚さ方向を分割するので、厚さ方
向の分解能はスライス数だけ向上する。これに従って、
パーシャルボリウム効果も軽減されるので、血管描画情
報を有効に反映させる効果がある。例えば、血管の太さ
が３閾で、スライス厚さが３０ｍｍの撮影に対し、Ｌｏ
ａｎスライスの３枚についての血管描画情報の有効さを
見ると次のように評価できる。
向の分解能はスライス数だけ向上する。これに従って、
パーシャルボリウム効果も軽減されるので、血管描画情
報を有効に反映させる効果がある。例えば、血管の太さ
が３閾で、スライス厚さが３０ｍｍの撮影に対し、Ｌｏ
ａｎスライスの３枚についての血管描画情報の有効さを
見ると次のように評価できる。
３０ｍｍスライスで撮影の場合（収縮期と拡張期の描画
情報をそれぞれ０．９〜０．１と仮定し、筋肉などの情
報を０．５と仮定する）； 血管の太さを３ ｍｍ 、スライス厚さを３ｏｆｆＩＩ
＋とすると血管以外の組織の厚さは２７ｎｍであるので
収縮期： （３ｘ ｏ、９） ／ （（３Ｘ Ｏ，９）
＋ （２７ｘ ｏ、５））＝０．１６７ 拡張期： （３Ｘ Ｏ，１）／ （（３Ｘ Ｏ，１）
＋ （２７Ｘ Ｏ，５））＝０．０２１７ サブトラクシヨン： ０．１６７−０．０２１７＝Ｏ，
１４５１０ｎｍスライス３枚分割の場合： 血管の太さを３ ｒｒｒｎ 、血管以外の組織の厚さは
７薗であるので 収縮期： （３Ｘ０．９）／（（３Ｘ０．９）＋（７Ｘ
Ｏ，，５））＝０．４３５ 拡張期： （３ｘ Ｏ，１）／ （（３ｘ Ｏ，１）
＋ （７ｘ Ｏ，５））＝０．３５６ サブトラクシヨン： ０．４３５−０．０７８９ ＝
０．３５６両者の比は０．３５６１０．１４５＝２．４
６すなわち、血管描画情報として、本発明の方が優れて
いることがわかる。
情報をそれぞれ０．９〜０．１と仮定し、筋肉などの情
報を０．５と仮定する）； 血管の太さを３ ｍｍ 、スライス厚さを３ｏｆｆＩＩ
＋とすると血管以外の組織の厚さは２７ｎｍであるので
収縮期： （３ｘ ｏ、９） ／ （（３Ｘ Ｏ，９）
＋ （２７ｘ ｏ、５））＝０．１６７ 拡張期： （３Ｘ Ｏ，１）／ （（３Ｘ Ｏ，１）
＋ （２７Ｘ Ｏ，５））＝０．０２１７ サブトラクシヨン： ０．１６７−０．０２１７＝Ｏ，
１４５１０ｎｍスライス３枚分割の場合： 血管の太さを３ ｒｒｒｎ 、血管以外の組織の厚さは
７薗であるので 収縮期： （３Ｘ０．９）／（（３Ｘ０．９）＋（７Ｘ
Ｏ，，５））＝０．４３５ 拡張期： （３ｘ Ｏ，１）／ （（３ｘ Ｏ，１）
＋ （７ｘ Ｏ，５））＝０．３５６ サブトラクシヨン： ０．４３５−０．０７８９ ＝
０．３５６両者の比は０．３５６１０．１４５＝２．４
６すなわち、血管描画情報として、本発明の方が優れて
いることがわかる。
尚、第１実施例で示したＥＣＧ同期サブトラクション方
法の外に、第２実施例として位相不感シーケンスと位相
感シーケンスとの組合せによるシーケンスサブトラクシ
ョン方法がある。一般にＭＲＩ装置で取扱われる信号は
位相の揃った波形が用いられるが、血液の様に流れがあ
ると、位相のずれが生じる。流れによる位相情報を得る
には極性が異なり、同じ大きさの傾斜磁場を印加する必
要がある。位相と流速には次の関係が成立にする。
法の外に、第２実施例として位相不感シーケンスと位相
感シーケンスとの組合せによるシーケンスサブトラクシ
ョン方法がある。一般にＭＲＩ装置で取扱われる信号は
位相の揃った波形が用いられるが、血液の様に流れがあ
ると、位相のずれが生じる。流れによる位相情報を得る
には極性が異なり、同じ大きさの傾斜磁場を印加する必
要がある。位相と流速には次の関係が成立にする。
θ＝ＫＶ
ここでは０は位相回転角、■は流速、Ｋは定数である。
この様に流れに感じるシーケンスを位相感シーケンスと
呼び、これに対し位相のずれを生じない様にパルスを組
合せたものを位相不感シーケンスと呼ぶ。実際に流れに
よる位相ずれの生じた画像では血流部は高信号となって
表示される。
呼び、これに対し位相のずれを生じない様にパルスを組
合せたものを位相不感シーケンスと呼ぶ。実際に流れに
よる位相ずれの生じた画像では血流部は高信号となって
表示される。
そこで位相不感シーケンスによる画像と位相感シーケン
ス画像のサブトラクション（減算）により血管が描画さ
れる。
ス画像のサブトラクション（減算）により血管が描画さ
れる。
本発明は何れの方法にも適用できる。
被検体の対象部位のスライス厚さを複数に分割し、その
分割画像を最終画像としているので、対象部位の厚い被
検体においても画像の解像度が低下することなく鮮明な
画像が得られる。そして分割画像をサブトラクションに
より、２値画像を成生じ最終画像とするので更に鮮明な
画像が得られる。
分割画像を最終画像としているので、対象部位の厚い被
検体においても画像の解像度が低下することなく鮮明な
画像が得られる。そして分割画像をサブトラクションに
より、２値画像を成生じ最終画像とするので更に鮮明な
画像が得られる。
第１図は本発明の第１実施例の撮影パルスシーケンスを
示す図、第２図は第１図のパルスシーケンスによって得
られた画像から最終合成画像を得る方法を示す図である
。
示す図、第２図は第１図のパルスシーケンスによって得
られた画像から最終合成画像を得る方法を示す図である
。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、一定の静磁場を発生する静磁場発生コイルと、該静
磁場発生コイルを補正する補正磁場コイルと、核磁気共
鳴信号に位置情報を付与する傾斜磁場コイルと、パルス
状の電磁波を印加する照射コイルと、該電磁波により発
生した前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルとを備
えた核磁気共鳴装置の画像診断方法において、前記傾斜
磁場コイルにより被検体の対象部位をスライシングする
に際しスライス厚さを複数に分割しそれぞれの分割画像
を加え合せて最終画像とすることを特徴とする核磁気共
鳴画像診断方法。 ２、請求項１項において、スライス厚さを複数に分割し
、前記それぞれの分割画像の減算によつて得られた前記
被検体の対象部位の強度を２値に設定し、２値設定画像
を加え合せて前記最終画像とすることを特徴とする請求
項１記載の核磁気共鳴画像診断方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63152329A JPH024333A (ja) | 1988-06-22 | 1988-06-22 | 核磁気共鳴画像診断方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63152329A JPH024333A (ja) | 1988-06-22 | 1988-06-22 | 核磁気共鳴画像診断方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH024333A true JPH024333A (ja) | 1990-01-09 |
Family
ID=15538150
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63152329A Pending JPH024333A (ja) | 1988-06-22 | 1988-06-22 | 核磁気共鳴画像診断方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH024333A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010240468A (ja) * | 2010-07-16 | 2010-10-28 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置 |
-
1988
- 1988-06-22 JP JP63152329A patent/JPH024333A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010240468A (ja) * | 2010-07-16 | 2010-10-28 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置 |
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