JPH0779943A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JPH0779943A JPH0779943A JP5227529A JP22752993A JPH0779943A JP H0779943 A JPH0779943 A JP H0779943A JP 5227529 A JP5227529 A JP 5227529A JP 22752993 A JP22752993 A JP 22752993A JP H0779943 A JPH0779943 A JP H0779943A
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/46—NMR spectroscopy
- G01R33/465—NMR spectroscopy applied to biological material, e.g. in vitro testing
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/4806—Functional imaging of brain activation
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- Signal Processing (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は、被検体の機能的な情報を非侵襲、
かつ正確に得る事を目的とする。 【構成】 本発明による磁気共鳴映像装置は、１回の撮
像で被検体の機能的な情報を敏感に捉える事ができる撮
像法と被検体の形態情報を得る事ができる撮像法を併用
して２種類以上の画像を撮像する手段、画像から被検体
の動きの影響等の影響を補正する手段、被検体の機能情
報を検出して表示する手段より構成される。
かつ正確に得る事を目的とする。 【構成】 本発明による磁気共鳴映像装置は、１回の撮
像で被検体の機能的な情報を敏感に捉える事ができる撮
像法と被検体の形態情報を得る事ができる撮像法を併用
して２種類以上の画像を撮像する手段、画像から被検体
の動きの影響等の影響を補正する手段、被検体の機能情
報を検出して表示する手段より構成される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴映像装置に係
り、特に被検体内の生理機能情報を高精度で画像化する
磁気共鳴映像装置に関する。
り、特に被検体内の生理機能情報を高精度で画像化する
磁気共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、医用診断装置の開発が進められる
中で、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置ともいう）が多く
用いられている。
中で、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置ともいう）が多く
用いられている。
【０００３】磁気共鳴映像法はよく知られているよう
に、固有の磁気モーメントを持つ核スピンの集団が一様
な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する
高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用
して、物質の化学的および物理的な微視的情報を映像化
する手法である。
に、固有の磁気モーメントを持つ核スピンの集団が一様
な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する
高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用
して、物質の化学的および物理的な微視的情報を映像化
する手法である。
【０００４】この磁気共鳴映像法では、核スピンの縦緩
和時間Ｔ1 を強調したコントラストの画像（以下Ｔ1 画
像）、核スピンの横緩和時間Ｔ2 を強調したコントラス
トの画像（以下Ｔ2 画像）、核スピンの密度分布を強調
したコントラストの画像（以下密度画像）、核スピンの
横緩和時間Ｔ2 とボクセル内での微視的な磁場不均一性
による核スピンの急激な位相変化を反映したパラメータ
Ｔ2 * を強調したコントラストの画像（以下Ｔ2 * 画
像）といった種々のコントラストの画像を得る事ができ
る。
和時間Ｔ1 を強調したコントラストの画像（以下Ｔ1 画
像）、核スピンの横緩和時間Ｔ2 を強調したコントラス
トの画像（以下Ｔ2 画像）、核スピンの密度分布を強調
したコントラストの画像（以下密度画像）、核スピンの
横緩和時間Ｔ2 とボクセル内での微視的な磁場不均一性
による核スピンの急激な位相変化を反映したパラメータ
Ｔ2 * を強調したコントラストの画像（以下Ｔ2 * 画
像）といった種々のコントラストの画像を得る事ができ
る。
【０００５】一方 Magnetic Resonance in Medicine 1
4,68-78 (1990) に記載されているように、生体内の血
中ヘモグロビンは動脈血中に多量に含まれる酸化ヘモグ
ロビンは反磁性を示し、静脈血中に多く含まれる還元ヘ
モグロビンは常磁性を示す事が知られている。そして M
agnetic Resonance in Medicine 24,375-383 (1992) に
記載されているように、反磁性物質である酸化ヘモグロ
ビンは局所的な磁場をあまり乱さないが（生体組織との
帯磁率差0.02ppm)、常磁性物質である還元ヘモグロビン
は周辺組織との帯磁率差が大きく（生体組織との帯磁率
差0.15ppm)局所的に磁場を乱すためＴ2 * が短縮され
る。
4,68-78 (1990) に記載されているように、生体内の血
中ヘモグロビンは動脈血中に多量に含まれる酸化ヘモグ
ロビンは反磁性を示し、静脈血中に多く含まれる還元ヘ
モグロビンは常磁性を示す事が知られている。そして M
agnetic Resonance in Medicine 24,375-383 (1992) に
記載されているように、反磁性物質である酸化ヘモグロ
ビンは局所的な磁場をあまり乱さないが（生体組織との
帯磁率差0.02ppm)、常磁性物質である還元ヘモグロビン
は周辺組織との帯磁率差が大きく（生体組織との帯磁率
差0.15ppm)局所的に磁場を乱すためＴ2 * が短縮され
る。
【０００６】また Magnetic Resonance in Medicine 2
3,37-45 (1992) に記載されているように、生体組織内
の局所的な血流量や血流速が変化すると、磁気共鳴映像
装置のある種の撮像法では生体組織の緩和時間（例えば
Ｔ1 等）が見かけ上変化したように観測され、画像コン
トラストが変化する。
3,37-45 (1992) に記載されているように、生体組織内
の局所的な血流量や血流速が変化すると、磁気共鳴映像
装置のある種の撮像法では生体組織の緩和時間（例えば
Ｔ1 等）が見かけ上変化したように観測され、画像コン
トラストが変化する。
【０００７】上記性質を利用する事により、例えば光刺
激に伴う脳の皮質部にある視覚野領域の活性など、生体
組織内の細胞活性等の生理機能に起因した酸素濃度の変
化や血流の変化を画像化できる事が Proc. Natl. Acad.
Sci. USA 89,5675-5679 (1992) 等に記載されている。
従来これらの画像化に際して用いられている撮像法は、
図１５に示すエコープラナー法や図１６に示すグラジェ
ントエコー法といったパルスシーケンスである。
激に伴う脳の皮質部にある視覚野領域の活性など、生体
組織内の細胞活性等の生理機能に起因した酸素濃度の変
化や血流の変化を画像化できる事が Proc. Natl. Acad.
Sci. USA 89,5675-5679 (1992) 等に記載されている。
従来これらの画像化に際して用いられている撮像法は、
図１５に示すエコープラナー法や図１６に示すグラジェ
ントエコー法といったパルスシーケンスである。
【０００８】しかしながらこれらの画像化法では、生体
内の生理機能によって生ずる信号変化（画像コントラス
ト変化）は非常に微少である。そこで従来の方法ではMa
gnetic Resonance in Medicine １１，４５５，４５９
（１９９３）に記載されているようにこの信号変化を、
生理機能現象が起こる前後の画像の差分や相関を計算す
る事で検出している。また、画像のコントラスト強度の
変化或いは位相変化から酸素濃度あるいは血流量の変化
を算出し、生理機能の定量的把握が試みられている。
内の生理機能によって生ずる信号変化（画像コントラス
ト変化）は非常に微少である。そこで従来の方法ではMa
gnetic Resonance in Medicine １１，４５５，４５９
（１９９３）に記載されているようにこの信号変化を、
生理機能現象が起こる前後の画像の差分や相関を計算す
る事で検出している。また、画像のコントラスト強度の
変化或いは位相変化から酸素濃度あるいは血流量の変化
を算出し、生理機能の定量的把握が試みられている。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】このように従来の画像
化法では、生体組織内の細胞活性などの生理機能現象に
伴う信号変化（画像コントラスト変化）を検出するため
に、ある生理機能が起こる前後の画像の差分や相関を計
算する事で前記信号の微少変化を検出し、機能情報を得
ている。
化法では、生体組織内の細胞活性などの生理機能現象に
伴う信号変化（画像コントラスト変化）を検出するため
に、ある生理機能が起こる前後の画像の差分や相関を計
算する事で前記信号の微少変化を検出し、機能情報を得
ている。
【００１０】しかし、この場合に両方の画像間で体動等
により位置ズレを生じた場合には、そのような微少な変
化を正確に検出する事ができなくなる。実際に脳が心拍
に同期して大きさや位置が変化する事が Radiology,18
5,645-651 (1992) にも記載されているようによく知ら
れている。このように、従来の方法では呼吸や心拍等に
伴う体動の影響により、生体の細胞活性などの生理機能
に起因して生じる信号変化（画像コントラスト変化）を
正確に検出する事ができないという問題がある。
により位置ズレを生じた場合には、そのような微少な変
化を正確に検出する事ができなくなる。実際に脳が心拍
に同期して大きさや位置が変化する事が Radiology,18
5,645-651 (1992) にも記載されているようによく知ら
れている。このように、従来の方法では呼吸や心拍等に
伴う体動の影響により、生体の細胞活性などの生理機能
に起因して生じる信号変化（画像コントラスト変化）を
正確に検出する事ができないという問題がある。
【００１１】また、静磁場分布が不均一な場合には画像
歪を生じる事は良く知られているが、特に前記生体の細
胞活性などの生理機能現象の検出に用いるＴ2 * コント
ラストの画像撮像法においては前記画像歪が顕著であ
る。このような画像歪がある場合には、前記生体の細胞
活性などの生理機能変化の位置を正確に検出する事がで
きなくなる。
歪を生じる事は良く知られているが、特に前記生体の細
胞活性などの生理機能現象の検出に用いるＴ2 * コント
ラストの画像撮像法においては前記画像歪が顕著であ
る。このような画像歪がある場合には、前記生体の細胞
活性などの生理機能変化の位置を正確に検出する事がで
きなくなる。
【００１２】さらに、撮像を繰り返し行い複数の画像か
ら、画像の信号対雑音比を向上するために平均画像を算
出したり、或いは前記生体の細胞活性などの生理機能現
象の検出を求めるための演算を前記複数の画像間で行う
場合に、それらの画像の撮像条件やシステムの状態等に
依存して信号の大きさや撮影部位が異なると、前記画像
間での演算から前記生体の細胞活性などの生理機能変化
を正確に検出する事ができない。
ら、画像の信号対雑音比を向上するために平均画像を算
出したり、或いは前記生体の細胞活性などの生理機能現
象の検出を求めるための演算を前記複数の画像間で行う
場合に、それらの画像の撮像条件やシステムの状態等に
依存して信号の大きさや撮影部位が異なると、前記画像
間での演算から前記生体の細胞活性などの生理機能変化
を正確に検出する事ができない。
【００１３】この発明はこのような従来の課題を解決す
るためになされたもので、その目的とするところは、被
検体内の生理機能に伴う血中酸素濃度や血流の変化等を
高精度で画像化することができる磁気共鳴映像装置を提
供することにある。
るためになされたもので、その目的とするところは、被
検体内の生理機能に伴う血中酸素濃度や血流の変化等を
高精度で画像化することができる磁気共鳴映像装置を提
供することにある。
【００１４】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
本発明は、一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁
場と勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに従って印加
し、該被検体からの磁気共鳴信号を検出して映像化する
磁気共鳴映像装置において、前記被検体の所望部位の機
能を表す情報を収集し得る第一の撮像手段と該被検体の
所望部位の形態を表す情報を収集し得る第二の撮像手段
とを併用して１回の撮像で前記所望部位の機能を表す画
像、及び形態を表す画像を撮像する第三の撮像手段と、
前記第三の撮像手段を前記被検体の所望部位にて変化が
生じる前後のそれぞれで実行する手段と、前記第三の撮
像手段の実行により得られる前記被検体の所望部位に変
化が生じる前後それぞれで形態を表す情報による画像を
基に、当該変化の生じる前後それぞれにおける時間経過
に起因して生じるずれの補正値を求める補正値算出手段
と、当該算出された補正値を用いて前記変化が生じる前
後それぞれの状態における前記機能を表す情報に基づく
画像を補正する手段と、前記変化が生じる前後それぞれ
の状態における前記機能を表す情報による画像に基づい
て、前記所望部位での変化の有無による機能を表す情報
を検出する手段と、少なくとも前記所望部位での変化の
有無による機能の差異を表す情報を表示する表示手段
と、を有することを特徴とする。
本発明は、一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁
場と勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに従って印加
し、該被検体からの磁気共鳴信号を検出して映像化する
磁気共鳴映像装置において、前記被検体の所望部位の機
能を表す情報を収集し得る第一の撮像手段と該被検体の
所望部位の形態を表す情報を収集し得る第二の撮像手段
とを併用して１回の撮像で前記所望部位の機能を表す画
像、及び形態を表す画像を撮像する第三の撮像手段と、
前記第三の撮像手段を前記被検体の所望部位にて変化が
生じる前後のそれぞれで実行する手段と、前記第三の撮
像手段の実行により得られる前記被検体の所望部位に変
化が生じる前後それぞれで形態を表す情報による画像を
基に、当該変化の生じる前後それぞれにおける時間経過
に起因して生じるずれの補正値を求める補正値算出手段
と、当該算出された補正値を用いて前記変化が生じる前
後それぞれの状態における前記機能を表す情報に基づく
画像を補正する手段と、前記変化が生じる前後それぞれ
の状態における前記機能を表す情報による画像に基づい
て、前記所望部位での変化の有無による機能を表す情報
を検出する手段と、少なくとも前記所望部位での変化の
有無による機能の差異を表す情報を表示する表示手段
と、を有することを特徴とする。
【００１５】
【作用】上述の如く構成された本発明によれば、例えば
Ｔ2 ＊強調画像等の機能を表す画像とＴ2 強調画像等の
形態を表す画像を１回の撮像にて得ることのできる第３
の撮像手段を用いて、所望部位に変化が発生する前後の
それぞれの撮像を行なう。そして、変化が発生する前後
の形態を表す画像を用いて、被検体の位置ずれの補正、
信号強度の補正、静磁場不均一性の補正等の各補正値を
求める。
Ｔ2 ＊強調画像等の機能を表す画像とＴ2 強調画像等の
形態を表す画像を１回の撮像にて得ることのできる第３
の撮像手段を用いて、所望部位に変化が発生する前後の
それぞれの撮像を行なう。そして、変化が発生する前後
の形態を表す画像を用いて、被検体の位置ずれの補正、
信号強度の補正、静磁場不均一性の補正等の各補正値を
求める。
【００１６】そして、前記各補正値を用いて、変化が発
生する前後の機能を表す画像の補正を行なう。従って、
被検体の動き、核スピンの横緩和時間、静磁場不均一
性、画像の信号強度変化等の時間に起因して発生するず
れの影響なく生理機能情報を画像化することができる。
生する前後の機能を表す画像の補正を行なう。従って、
被検体の動き、核スピンの横緩和時間、静磁場不均一
性、画像の信号強度変化等の時間に起因して発生するず
れの影響なく生理機能情報を画像化することができる。
【００１７】
【実施例】図１は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図である。同図において、静磁場磁石
１、磁場均一性調整コイル３および勾配磁場生成コイル
５はそれぞれ励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電
源４および勾配磁場生成コイル用電源６にて駆動され
る。これらにより被検体７には一様な静磁場とそれと同
一方向で互いに直交する３方向に線形傾斜磁場分布を持
つ勾配磁場が印加される。また、送信部１０から高周波
信号がプローブ９に送られ、被検体７に高周波磁場が印
加される。ここでプローブ９は送受信両用でも、あるい
は送受信別々に設けてもよい。
成を示すブロック図である。同図において、静磁場磁石
１、磁場均一性調整コイル３および勾配磁場生成コイル
５はそれぞれ励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電
源４および勾配磁場生成コイル用電源６にて駆動され
る。これらにより被検体７には一様な静磁場とそれと同
一方向で互いに直交する３方向に線形傾斜磁場分布を持
つ勾配磁場が印加される。また、送信部１０から高周波
信号がプローブ９に送られ、被検体７に高周波磁場が印
加される。ここでプローブ９は送受信両用でも、あるい
は送受信別々に設けてもよい。
【００１８】プローブ９で受信された磁気共鳴信号は受
信部１１で直交位相検波された後データ収集部１３に転
送されたＡ／Ｄ変換後、電子計算機１４に送られる。以
上、励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電源４、勾
配磁場生成コイル用電源６、送信部１０、受信部１１、
データ収集部１３はすべてシステムコントローラ１２に
よって制御されている。
信部１１で直交位相検波された後データ収集部１３に転
送されたＡ／Ｄ変換後、電子計算機１４に送られる。以
上、励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電源４、勾
配磁場生成コイル用電源６、送信部１０、受信部１１、
データ収集部１３はすべてシステムコントローラ１２に
よって制御されている。
【００１９】システムコントローラ１２は電子計算機１
４を介してコンソール１５により制御される。電子計算
機１４ではデータ収集部１３から送られた磁気共鳴信号
に基づいて画像再構成処理を行ない、画像データを得
る。得られた画像は画像ディスプレイ１６に表示され
る。電子計算機１４および寝台８はコンソール１５によ
り制御される。
４を介してコンソール１５により制御される。電子計算
機１４ではデータ収集部１３から送られた磁気共鳴信号
に基づいて画像再構成処理を行ない、画像データを得
る。得られた画像は画像ディスプレイ１６に表示され
る。電子計算機１４および寝台８はコンソール１５によ
り制御される。
【００２０】また、本発明における被検体７内のスライ
ス面内の画像データを収集するためのパルスシーケン
ス、及び被検体に光や音等の刺激を与える刺激装置１７
はシステムコントローラ１２によって制御される。
ス面内の画像データを収集するためのパルスシーケン
ス、及び被検体に光や音等の刺激を与える刺激装置１７
はシステムコントローラ１２によって制御される。
【００２１】以下、本発明に係わる被検体内の生理機能
情報を画像化する手段について説明する。なお、以下の
実施例において、特許請求の範囲で示した機能的な情報
としてＴ2 ＊，形態情報としてＴ2 を用いて説明する。
情報を画像化する手段について説明する。なお、以下の
実施例において、特許請求の範囲で示した機能的な情報
としてＴ2 ＊，形態情報としてＴ2 を用いて説明する。
【００２２】図２は本発明に係わる被検体内の生理機能
画像化のための第１の実施例を示すパルスシーケンス図
である。図中のＲＦは高周波磁場、Ｇs ，Ｇr ，Ｇe は
スライス用、読み出し用および位相エンコード用の各勾
配磁場、signalは磁気共鳴映像信号をそれぞれ示す。Ｇ
s は被検体７内の所望の領域を励起するための勾配磁
場、Ｇr は磁気共鳴信号を読み出すための勾配磁場、Ｇ
e は位置情報を磁気共鳴信号の位相情報にエンコードす
るための勾配磁場である。
画像化のための第１の実施例を示すパルスシーケンス図
である。図中のＲＦは高周波磁場、Ｇs ，Ｇr ，Ｇe は
スライス用、読み出し用および位相エンコード用の各勾
配磁場、signalは磁気共鳴映像信号をそれぞれ示す。Ｇ
s は被検体７内の所望の領域を励起するための勾配磁
場、Ｇr は磁気共鳴信号を読み出すための勾配磁場、Ｇ
e は位置情報を磁気共鳴信号の位相情報にエンコードす
るための勾配磁場である。
【００２３】図２に示す第１の実施例においては、９０
°高周波磁場パルスとスライス用勾配磁場Ｇs を印加し
て所望の領域を励起し、自由誘導減衰ＮＭＲ信号を発生
させる。続いて読みだし用勾配磁場Ｇs を正負交互にス
イッチングして複数のエコー信号を発生し、その各々の
エコー信号毎に位相エンコード用勾配磁場を印加するエ
コープラナー法により第１のデータ収集を行う。
°高周波磁場パルスとスライス用勾配磁場Ｇs を印加し
て所望の領域を励起し、自由誘導減衰ＮＭＲ信号を発生
させる。続いて読みだし用勾配磁場Ｇs を正負交互にス
イッチングして複数のエコー信号を発生し、その各々の
エコー信号毎に位相エンコード用勾配磁場を印加するエ
コープラナー法により第１のデータ収集を行う。
【００２４】次に、１８０°高周波磁場パルスを印加し
てスピンエコー信号を発生させ、続いて前記同様にエコ
ープラナー法により第２のデータ収集を行う。第１のデ
ータ収集と第２のデータ収集で得られたデータは、それ
ぞれ適当な前処理をした後に、複素フーリエ交換して画
像を生成する。この時、９０°高周波磁場パルスの中心
からデータを２次元に配列した際に原点となるデータま
での時間間隔を、それぞれΔＴＥ，ＴＥとする。この２
枚の画像は、前記ΔＴＥとＴＥを所望時間間隔に調節す
る事により、第１のデータ収集より得られる画像は核ス
ピンの横緩和時間Ｔ2 とボクセル内での微視的な磁場不
均一性を反映したＴ2 * 画像となり、第２のデータ収集
より得られる画像は核スピンの横緩和時間Ｔ2 を反映し
たＴ2 画像となる。実際に頭部における典型的な時間間
隔は、それぞれΔＴＥが４０〜６０ミリ秒、ＴＥが１０
０〜１２０ミリ秒である。
てスピンエコー信号を発生させ、続いて前記同様にエコ
ープラナー法により第２のデータ収集を行う。第１のデ
ータ収集と第２のデータ収集で得られたデータは、それ
ぞれ適当な前処理をした後に、複素フーリエ交換して画
像を生成する。この時、９０°高周波磁場パルスの中心
からデータを２次元に配列した際に原点となるデータま
での時間間隔を、それぞれΔＴＥ，ＴＥとする。この２
枚の画像は、前記ΔＴＥとＴＥを所望時間間隔に調節す
る事により、第１のデータ収集より得られる画像は核ス
ピンの横緩和時間Ｔ2 とボクセル内での微視的な磁場不
均一性を反映したＴ2 * 画像となり、第２のデータ収集
より得られる画像は核スピンの横緩和時間Ｔ2 を反映し
たＴ2 画像となる。実際に頭部における典型的な時間間
隔は、それぞれΔＴＥが４０〜６０ミリ秒、ＴＥが１０
０〜１２０ミリ秒である。
【００２５】このパルスシーケンスを用いて、例えば前
記刺激装置１７から何らかの刺激（例えば光や音など）
を与えている時と刺激を与えていない時の頭部画像を撮
影する。この時前記第１のデータ収集によって得られる
Ｔ2 * 画像は、前記刺激に反応して脳細胞の特定部位が
活性化される事により組織内酸素濃度や局所血流に変化
が起こり、前記活性化部位とその近傍において局所組織
の帯磁率変化に伴いＴ2 * コントラストに変化を生じ
る。一方、第２のデータ収集より得られるＴ2 画像にお
いては、組織のＴ2 は前記刺激に依存せず一定であり、
同一コントラストの画像が得られる。
記刺激装置１７から何らかの刺激（例えば光や音など）
を与えている時と刺激を与えていない時の頭部画像を撮
影する。この時前記第１のデータ収集によって得られる
Ｔ2 * 画像は、前記刺激に反応して脳細胞の特定部位が
活性化される事により組織内酸素濃度や局所血流に変化
が起こり、前記活性化部位とその近傍において局所組織
の帯磁率変化に伴いＴ2 * コントラストに変化を生じ
る。一方、第２のデータ収集より得られるＴ2 画像にお
いては、組織のＴ2 は前記刺激に依存せず一定であり、
同一コントラストの画像が得られる。
【００２６】ここで、前記刺激を与えた事によって脳細
胞が活性化した部位を検出する処理の手順を図３に示
す。収集した画像データから、静磁場不均一性に関する
補正処理（ステップＳＴ１）、生体の動き等に関する幾
何形状の補正処理（ステップＳＴ２）、画像間の信号強
度の補正処理（ステップＳＴ３）を所望の画像が得られ
るまで繰り返し実行する（ステップＳＴ４）。前記処理
画像より刺激した時としない時のＴ2 * 画像の変化から
前記刺激を与えた事によって脳細胞が活性化した部位を
検出し（ステップＳＴ５）、その情報を画像表示装置へ
転送する。
胞が活性化した部位を検出する処理の手順を図３に示
す。収集した画像データから、静磁場不均一性に関する
補正処理（ステップＳＴ１）、生体の動き等に関する幾
何形状の補正処理（ステップＳＴ２）、画像間の信号強
度の補正処理（ステップＳＴ３）を所望の画像が得られ
るまで繰り返し実行する（ステップＳＴ４）。前記処理
画像より刺激した時としない時のＴ2 * 画像の変化から
前記刺激を与えた事によって脳細胞が活性化した部位を
検出し（ステップＳＴ５）、その情報を画像表示装置へ
転送する。
【００２７】静磁場不均一性に関する補正処理（ステッ
プＳＴ１）の詳細な手順を図４に示す。刺激をしていな
い時のＴ2 およびＴ2 * 画像をそれぞれＩ2 ｒ（ｘ，
ｙ）、Ｉ2*ｒ（ｘ，ｙ）とすると、位相差分画像Φ
（ｘ，ｙ）は、次の（１）式で与えられる。
プＳＴ１）の詳細な手順を図４に示す。刺激をしていな
い時のＴ2 およびＴ2 * 画像をそれぞれＩ2 ｒ（ｘ，
ｙ）、Ｉ2*ｒ（ｘ，ｙ）とすると、位相差分画像Φ
（ｘ，ｙ）は、次の（１）式で与えられる。
【００２８】
【数１】 Φ(x,y）＝tan -1(IM[I 2 r(x,y)]/RE[I2 r(x,y)]) −tan -1(IM[I 2*r(x,y)]/RE[I2 r(x,y)]) …（１） そして、次の（２）式にて静磁場分布ΔＨ（ｘ．ｙ）を
算出する。
算出する。
【００２９】
【数２】 ΔＨ（ｘ，ｙ）＝Φ（ｘ，ｙ）／（γ・ΔＴＥ） …（２） ただし、γは対象とする核スピンの磁気回転比である。
【００３０】前記処理により算出した静磁場分布を用い
て静磁場不均一性に起因する画像歪等を補正する。補正
法としては例えば特開昭６４−５６０４２号公報に記載
されている手法を利用する事ができる。
て静磁場不均一性に起因する画像歪等を補正する。補正
法としては例えば特開昭６４−５６０４２号公報に記載
されている手法を利用する事ができる。
【００３１】次に、幾何形状に関する補正処理（図３の
ステップＳＴ２）の手順を図５に示す。刺激をしている
時としていない時のＴ2 画像から座標変換式を決定し、
その座標変換式を利用して画像の幾何補正を行う。ここ
で用いる座標変換式としては次の（３）式で定義される
アフィン変換を利用する。
ステップＳＴ２）の手順を図５に示す。刺激をしている
時としていない時のＴ2 画像から座標変換式を決定し、
その座標変換式を利用して画像の幾何補正を行う。ここ
で用いる座標変換式としては次の（３）式で定義される
アフィン変換を利用する。
【００３２】
【数３】 ここで、（３）式の係数ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆの決定
法としては、例えば、刺激をしている時としていない時
のＴ2 画像、または前記静磁場不均一性に関する補正処
理を行った刺激があるかどうかを示すＴ2 画像を用い
る。前記刺激をしている時としていない時のＴ2 画像を
それぞれＩ2 ｒｃ（ｘ，ｙ）、Ｉ2 ｓｃ（ｘ，ｙ）とす
ると、次の（４）式で定義される値が最小となるように
前記係数を決定する。
法としては、例えば、刺激をしている時としていない時
のＴ2 画像、または前記静磁場不均一性に関する補正処
理を行った刺激があるかどうかを示すＴ2 画像を用い
る。前記刺激をしている時としていない時のＴ2 画像を
それぞれＩ2 ｒｃ（ｘ，ｙ）、Ｉ2 ｓｃ（ｘ，ｙ）とす
ると、次の（４）式で定義される値が最小となるように
前記係数を決定する。
【００３３】
【数４】 但し、Ｍ，Ｎはそれぞれｘ，ｙの画像ピクセル数であ
る。
る。
【００３４】他の幾何補正法としては、ヘルマート変
換、疑似アフィン変換の他、前記刺激をしている時とし
ていない時のＴ2 画像から輪郭抽出を行い、画像のパタ
ーンマッチングを行い座標変換式を算出する方法を用い
る事もできる。
換、疑似アフィン変換の他、前記刺激をしている時とし
ていない時のＴ2 画像から輪郭抽出を行い、画像のパタ
ーンマッチングを行い座標変換式を算出する方法を用い
る事もできる。
【００３５】次に、信号強度に関する補正処理（図３の
ステップＳＴ３）の手順を図６に示す。刺激をしている
時としていない時のＴ2 画像から信号補正値を算出し、
画像の信号強度の補正を行う。信号補正値の算出法とし
ては、前記刺激した時としない時のＴ2 画像、または前
記補正画像の画素毎あるいは画像全体での信号強度の補
正倍率を求めれば良い。前記補正処理は場合に応じて全
て行っても良いし、あるいは一部の処理のみ行っても良
い。また、処理の順序を変更しても良い。
ステップＳＴ３）の手順を図６に示す。刺激をしている
時としていない時のＴ2 画像から信号補正値を算出し、
画像の信号強度の補正を行う。信号補正値の算出法とし
ては、前記刺激した時としない時のＴ2 画像、または前
記補正画像の画素毎あるいは画像全体での信号強度の補
正倍率を求めれば良い。前記補正処理は場合に応じて全
て行っても良いし、あるいは一部の処理のみ行っても良
い。また、処理の順序を変更しても良い。
【００３６】また、ステップＳＴ４で用いる判定法とし
ては、前記刺激した時としない時のＴ2 コントラスト強
調画像の補正画像をそれぞれＩ2 ｓｃ（ｘ，ｙ）、Ｉ2
ｒｃ（ｘ，ｙ）とすると、次の（５）式で定義する値が
所望値以下となる判定式にて行なう。
ては、前記刺激した時としない時のＴ2 コントラスト強
調画像の補正画像をそれぞれＩ2 ｓｃ（ｘ，ｙ）、Ｉ2
ｒｃ（ｘ，ｙ）とすると、次の（５）式で定義する値が
所望値以下となる判定式にて行なう。
【００３７】
【数５】 但し、Ｍ，Ｎはそれぞれｘ，ｙの画像ピクセル数であ
り、Ａは前記信号補正倍率で定数またはｘ，ｙの関数で
ある。
り、Ａは前記信号補正倍率で定数またはｘ，ｙの関数で
ある。
【００３８】また変化部位の検出法としては、前記刺激
を与えている時と刺激を与えていない時のＴ2 * コント
ラスト強調画像の補正画像をそれぞれＩ2 ｓｃ（ｘ，
ｙ）、Ｉ2 ｒｃ（ｘ，ｙ）とすると、次の（６）式で定
義される差分画像のしきい値評価より検出する。
を与えている時と刺激を与えていない時のＴ2 * コント
ラスト強調画像の補正画像をそれぞれＩ2 ｓｃ（ｘ，
ｙ）、Ｉ2 ｒｃ（ｘ，ｙ）とすると、次の（６）式で定
義される差分画像のしきい値評価より検出する。
【００３９】
【数６】 Ｉｄｉｆ（ｘ，ｙ）＝Ｉ2*ｓｃ（ｘ，ｙ）−Ｉ2*ｒｃ（ｘ，ｙ）…（６） 他の検出法として統計的なデータ処理法，例えばＸ検定
法等を利用することもできる。
法等を利用することもできる。
【００４０】図７は本発明に係わる被検体内の生理機能
画像化のための第２実施例を示すパルスシーケンス図で
ある。同図に示す第２実施例においては、９０°高周波
磁場パルスとスライス用勾配磁場を印加して所望の領域
を励起し、自由誘導減衰ＮＭＲ信号を発生させる。続い
て読みだし用勾配磁場を正負交互にスイッチングして複
数のエコー信号を発生し、その各々のエコー信号毎に位
相エンコード用勾配磁場を印加するエコープラナー法に
より第１のデータ収集を行う。次に、１８０°高周波磁
場パルスを印加してスピンエコー信号を発生させ、続い
て前記同様にエコープラナー法により第２のデータ収集
を行う。
画像化のための第２実施例を示すパルスシーケンス図で
ある。同図に示す第２実施例においては、９０°高周波
磁場パルスとスライス用勾配磁場を印加して所望の領域
を励起し、自由誘導減衰ＮＭＲ信号を発生させる。続い
て読みだし用勾配磁場を正負交互にスイッチングして複
数のエコー信号を発生し、その各々のエコー信号毎に位
相エンコード用勾配磁場を印加するエコープラナー法に
より第１のデータ収集を行う。次に、１８０°高周波磁
場パルスを印加してスピンエコー信号を発生させ、続い
て前記同様にエコープラナー法により第２のデータ収集
を行う。
【００４１】さらに、１８０°高周波磁場パルスと勾配
磁場の印加、データ収集を繰り返し実行する。図７は４
回のデータ収集の場合である。それらのデータは、それ
ぞれ適当な前処理をした後に、複素フーリエ交換して画
像を生成する。前記同様に第１のデータ収集より得られ
る画像は核スピンの横緩和時間Ｔ2 とボクセル内での微
視的な磁場不均一性を反映したＴ2 * 画像となり、第２
以降のデータ収集より得られる画像は核スピンの横緩和
時間Ｔ2 を反映したＴ2 画像となる。但し、エコータイ
ム（９０°高周波磁場パルスの中心からデータを２次元
に配列した際に原点となるデータまでの時間間隔）が異
なるため、各々の画像のコントラストは異なるＴ2 値を
強調した画像となる。
磁場の印加、データ収集を繰り返し実行する。図７は４
回のデータ収集の場合である。それらのデータは、それ
ぞれ適当な前処理をした後に、複素フーリエ交換して画
像を生成する。前記同様に第１のデータ収集より得られ
る画像は核スピンの横緩和時間Ｔ2 とボクセル内での微
視的な磁場不均一性を反映したＴ2 * 画像となり、第２
以降のデータ収集より得られる画像は核スピンの横緩和
時間Ｔ2 を反映したＴ2 画像となる。但し、エコータイ
ム（９０°高周波磁場パルスの中心からデータを２次元
に配列した際に原点となるデータまでの時間間隔）が異
なるため、各々の画像のコントラストは異なるＴ2 値を
強調した画像となる。
【００４２】前記第１の実施例と同様に、このパルスシ
ーケンスを用いて前記刺激装置１７から刺激を与えてい
る時と刺激を与えていない時の頭部画像を撮影する。こ
の時前記第１のデータ収集によって得られるＴ2 * 画像
は、前記刺激に反応して脳細胞の活性化部位ではＴ2 *
コントラストに変化を生じる。一方、第２以降のデータ
収集より得られるＴ2 画像においては組織のＴ2 は前記
刺激に依存せず一定であり、各々の画像で刺激の有無に
係わらず同一コントラストの画像が得られる。
ーケンスを用いて前記刺激装置１７から刺激を与えてい
る時と刺激を与えていない時の頭部画像を撮影する。こ
の時前記第１のデータ収集によって得られるＴ2 * 画像
は、前記刺激に反応して脳細胞の活性化部位ではＴ2 *
コントラストに変化を生じる。一方、第２以降のデータ
収集より得られるＴ2 画像においては組織のＴ2 は前記
刺激に依存せず一定であり、各々の画像で刺激の有無に
係わらず同一コントラストの画像が得られる。
【００４３】ここで、前記刺激を与えた事によって脳細
胞が活性化した部位を定量的に検出する処理の手順を図
８に示す。前記第１の実施例と同様に、収集した画像デ
ータから静磁場不均一性に関する補正処理（ステップＳ
Ｔ１）、生体の動き等に関する幾何形状の補正処理（ス
テップＳＴ２）、画像間の信号強度の補正処理（ステッ
プＳＴ３）を所望の画像が得られるまで繰り返し実行す
る。次に、本実施例に於いては、前記刺激を与えた事に
よって脳細胞が活性化した情報を定量的に検出するため
に、Ｔ2 値分布を算出して信号強度の正規化を行う（ス
テップＳＴ１１，１２）。
胞が活性化した部位を定量的に検出する処理の手順を図
８に示す。前記第１の実施例と同様に、収集した画像デ
ータから静磁場不均一性に関する補正処理（ステップＳ
Ｔ１）、生体の動き等に関する幾何形状の補正処理（ス
テップＳＴ２）、画像間の信号強度の補正処理（ステッ
プＳＴ３）を所望の画像が得られるまで繰り返し実行す
る。次に、本実施例に於いては、前記刺激を与えた事に
よって脳細胞が活性化した情報を定量的に検出するため
に、Ｔ2 値分布を算出して信号強度の正規化を行う（ス
テップＳＴ１１，１２）。
【００４４】図９にＴ2 正規化処理（ステップＳＴ１
１）の詳細手順を示す。前記第２以降のデータ収集によ
り得られる複数のＴ2 画像の対応する画素データの信号
強度の変化から各画素のＴ2 値を算出する。このＴ2 値
分布から、前記Ｔ2 * 画像の信号強度の正規化を行う。
そして、前記刺激の有無に伴うＴ2 * 画像の信号強度の
変化量を算出する。これにより、組織のＴ2 値に無関係
に前記脳細胞の活性化に伴う組織内酸素濃度や局所血流
の変化を局所組織の帯磁率変化として定量的に算出する
事ができる。また、前記した第２の実施例では信号強度
の変化から機能情報の定量化を行ったが、図１０に示す
ように画像の位相情報の変化から定量化する事もでき
る。この場合には静磁場均一性の位相誤差を補正する必
要があるが（ステップＳＴ２１）、前記静磁場不均一性
補正処理で算出した静磁場分布情報を利用して補正する
事ができる。
１）の詳細手順を示す。前記第２以降のデータ収集によ
り得られる複数のＴ2 画像の対応する画素データの信号
強度の変化から各画素のＴ2 値を算出する。このＴ2 値
分布から、前記Ｔ2 * 画像の信号強度の正規化を行う。
そして、前記刺激の有無に伴うＴ2 * 画像の信号強度の
変化量を算出する。これにより、組織のＴ2 値に無関係
に前記脳細胞の活性化に伴う組織内酸素濃度や局所血流
の変化を局所組織の帯磁率変化として定量的に算出する
事ができる。また、前記した第２の実施例では信号強度
の変化から機能情報の定量化を行ったが、図１０に示す
ように画像の位相情報の変化から定量化する事もでき
る。この場合には静磁場均一性の位相誤差を補正する必
要があるが（ステップＳＴ２１）、前記静磁場不均一性
補正処理で算出した静磁場分布情報を利用して補正する
事ができる。
【００４５】図１１は本発明に係わる被検体内の生理機
能画像化のための第３実施例を示すパルスシーケンス図
である。同図においては、前記第１および第２の実施例
で用いていたエコープラナー法の代わりに１８０°高周
波磁場パルスを繰り返し印加して複数のエコー信号を発
生させる高速スピンエコー法に本発明を適用した例であ
る。９０°高周波磁場パルスとスライス用勾配磁場を印
加して所望の領域を励起し、続いて１８０°高周波磁場
パルスと勾配磁場を繰り返し印加するとともに読み出し
用勾配磁場を正負交互にスイッチングして複数のエコー
信号を発生させ、図に示すような位相エンコード用勾配
磁場を印加する。
能画像化のための第３実施例を示すパルスシーケンス図
である。同図においては、前記第１および第２の実施例
で用いていたエコープラナー法の代わりに１８０°高周
波磁場パルスを繰り返し印加して複数のエコー信号を発
生させる高速スピンエコー法に本発明を適用した例であ
る。９０°高周波磁場パルスとスライス用勾配磁場を印
加して所望の領域を励起し、続いて１８０°高周波磁場
パルスと勾配磁場を繰り返し印加するとともに読み出し
用勾配磁場を正負交互にスイッチングして複数のエコー
信号を発生させ、図に示すような位相エンコード用勾配
磁場を印加する。
【００４６】そして、図に示すように、読みだし用勾配
磁場を正負交互にスイッチングする毎にデータ収集を行
い、前記パルスシーケンスを所望の回数実行する。そし
て、データ収集１−１、データ収集１−２、データ収集
１−３、…のデータから第１の画素を得る。同様に、デ
ータ収集２−１、データ収集２−２、データ収集２−
３、…、またはデータ収集３−１、データ収集３−２、
データ収集３−３、…、から第２の画像を得る。この時
前記第１の画像はＴ2 画像であり、前記第２の画像はＴ
2 * 画像となる。画像処理の手順は前記第１或いは第２
の実施例と同様に行う。
磁場を正負交互にスイッチングする毎にデータ収集を行
い、前記パルスシーケンスを所望の回数実行する。そし
て、データ収集１−１、データ収集１−２、データ収集
１−３、…のデータから第１の画素を得る。同様に、デ
ータ収集２−１、データ収集２−２、データ収集２−
３、…、またはデータ収集３−１、データ収集３−２、
データ収集３−３、…、から第２の画像を得る。この時
前記第１の画像はＴ2 画像であり、前記第２の画像はＴ
2 * 画像となる。画像処理の手順は前記第１或いは第２
の実施例と同様に行う。
【００４７】図１２は本発明に係わる被検体内の生理機
能画像化のための第４実施例として、スピンエコー法を
適用した場合のパルスシーケンス図である。データ収集
１よりＴ2 画像が得られ、データ収集２およびデータ収
集３よりＴ2 * 画像が得られる。
能画像化のための第４実施例として、スピンエコー法を
適用した場合のパルスシーケンス図である。データ収集
１よりＴ2 画像が得られ、データ収集２およびデータ収
集３よりＴ2 * 画像が得られる。
【００４８】図１３及び図１４に本発明に係わる被検体
内の生理機能画像化のための第５及び第６実施例を示す
パルスシーケンスであり、本発明を３次元画像化法に適
用した場合を示す。スライス用勾配磁場方向に位相エン
コードとして所望回数繰り返し実行する事で３次元のデ
ータを収集する。３次元データの場合には、前記補正処
理も３次元に拡張して実行する事ができる。上記以外に
も図１６に示すグラジェントエコー法やスピンエコー法
等のパルスシーケンスを利用することができる。
内の生理機能画像化のための第５及び第６実施例を示す
パルスシーケンスであり、本発明を３次元画像化法に適
用した場合を示す。スライス用勾配磁場方向に位相エン
コードとして所望回数繰り返し実行する事で３次元のデ
ータを収集する。３次元データの場合には、前記補正処
理も３次元に拡張して実行する事ができる。上記以外に
も図１６に示すグラジェントエコー法やスピンエコー法
等のパルスシーケンスを利用することができる。
【００４９】また、本発明を実施するに際しては、被検
体の動きの程度に方向性がある場合には、それらの動き
が画像に与える影響が少なくなるように画像の撮像方向
を決めたり、心電図同期撮影、動きの影響を抑制するリ
フューズ勾配磁場パルスの印加、或いは頭部の撮影に於
いては脳脊髄液の信号の抑制等を併用する事も可能であ
る。
体の動きの程度に方向性がある場合には、それらの動き
が画像に与える影響が少なくなるように画像の撮像方向
を決めたり、心電図同期撮影、動きの影響を抑制するリ
フューズ勾配磁場パルスの印加、或いは頭部の撮影に於
いては脳脊髄液の信号の抑制等を併用する事も可能であ
る。
【００５０】本発明は、基本的には複数の画像を撮像し
て前記各種処理を実施するものであるが、前記補正処理
については１枚の画像から被検体内の生理機能画像を得
るような場合にも種々変形して適用可能である。
て前記各種処理を実施するものであるが、前記補正処理
については１枚の画像から被検体内の生理機能画像を得
るような場合にも種々変形して適用可能である。
【００５１】本発明は、上記以外にも主旨を逸脱しない
範囲で種々変形して実施する事が可能であり、脳などの
頭部領域以外、例えば肝臓などの腹部領域等にも同様に
適用する事ができる。
範囲で種々変形して実施する事が可能であり、脳などの
頭部領域以外、例えば肝臓などの腹部領域等にも同様に
適用する事ができる。
【００５２】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば被
検体の動き、核スピンの横緩和時間、静磁場不均一性、
画像の信号強度変化等の時間に起因して発生するずれの
影響なく高精度でかつ定量的に被検体内の生理機能情報
を画像化する事ができるため、生体機能の解明や、疾病
の診断に有用な情報を非侵襲的に得ることができるとい
う効果が得られる。
検体の動き、核スピンの横緩和時間、静磁場不均一性、
画像の信号強度変化等の時間に起因して発生するずれの
影響なく高精度でかつ定量的に被検体内の生理機能情報
を画像化する事ができるため、生体機能の解明や、疾病
の診断に有用な情報を非侵襲的に得ることができるとい
う効果が得られる。
【図１】本発明の一実施例に関わる磁気共鳴映像装置の
構成を示すブロック図である。
構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の第１の実施例に関わるパルスシーケン
スを示す図である。
スを示す図である。
【図３】本発明の第１の実施例に関わる信号強度変化検
出処理の手順を示す図である。
出処理の手順を示す図である。
【図４】本発明の第１の実施例に関わる静磁場不均一性
補正処理の手順を示す図である。
補正処理の手順を示す図である。
【図５】本発明の第１の実施例に関わる幾何補正処理の
手順を示す図である。
手順を示す図である。
【図６】本発明の第１の実施例に関わる信号強度補正処
理の手順を示す図である。
理の手順を示す図である。
【図７】本発明の第２の実施例に関わるパルスシーケン
スを示す図である。
スを示す図である。
【図８】本発明の第２の実施例に関わる振幅定量化処理
の手順を示す図である。
の手順を示す図である。
【図９】本発明の第２の実施例に関わるＴ2 正規化処理
の手順を示す図である。
の手順を示す図である。
【図１０】本発明の第２の実施例に関わる位相定量化処
理の手順を示す図である。
理の手順を示す図である。
【図１１】本発明の第３の実施例に関わるパルスシーケ
ンスを示す図である。
ンスを示す図である。
【図１２】本発明の第４の実施例に関わるパルスシーケ
ンスを示す図である。
ンスを示す図である。
【図１３】本発明の第５の実施例に関わるパルスシーケ
ンスを示す図である。
ンスを示す図である。
【図１４】本発明の第６の実施例に関わるパルスシーケ
ンスを示す図である。
ンスを示す図である。
【図１５】本発明の一実施例に関わるエコープラナー法
のパルスシーケンスを示す図である。
のパルスシーケンスを示す図である。
【図１６】本発明の一実施例に関わるグラジェントエコ
ー法のパルスシーケンスを示す図である。
ー法のパルスシーケンスを示す図である。
１ 静磁場磁石 ２ 励磁用電源 ３ 静磁場均一性調整コイル ４ 静磁場均一性調整コイル用電源 ５ 勾配磁場生成コイル ６ 勾配磁場生成コイル用電源 ７ 被検体 ８ 寝台 ９ プローブ １０ 送信部 １１ 受信部 １２ システムコントローラ １３ データ収集部 １４ 電子計算機 １５ コンソール １６ 画像ディスプレイ １７ 刺激装置
Claims (1)
- 【請求項１】 一様な静磁場中に置かれた被検体に高周
波磁場と勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに従って印
加し、該被検体からの磁気共鳴信号を検出して映像化す
る磁気共鳴映像装置において、 前記被検体の所望部位の機能を表す情報を収集し得る第
一の撮像手段と該被検体の所望部位の形態を表す情報を
収集し得る第二の撮像手段とを併用して１回の撮像で前
記所望部位の機能を表す画像、及び形態を表す画像を撮
像する第三の撮像手段と、 前記第三の撮像手段を前記被検体の所望部位にて変化が
生じる前後のそれぞれで実行する手段と、 前記第三の撮像手段の実行により得られる前記被検体の
所望部位に変化が生じる前後それぞれで形態を表す情報
による画像を基に、当該変化の生じる前後それぞれにお
ける時間経過に起因して生じるずれの補正値を求める補
正値算出手段と、 当該算出された補正値を用いて前記変化が生じる前後そ
れぞれの状態における前記機能を表す情報に基づく画像
を補正する手段と、 前記変化が生じる前後それぞれの状態における前記機能
を表す情報による画像に基づいて、前記所望部位での変
化の有無による機能を表す情報を検出する手段と、 少なくとも前記所望部位での変化の有無による機能の差
異を表す情報を表示する表示手段と、 を有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22752993A JP3393895B2 (ja) | 1993-09-13 | 1993-09-13 | 磁気共鳴映像装置 |
| US08/305,453 US5565777A (en) | 1993-09-13 | 1994-09-13 | Method/apparatus for NMR imaging using an imaging scheme sensitive to inhomogeneity and a scheme insensitive to inhomogeneity in a single imaging step |
| DE4432570A DE4432570B4 (de) | 1993-09-13 | 1994-09-13 | Verfahren und Vorrichtung für die Kernresonanzabbildung physiologischer Funktionsinformation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22752993A JP3393895B2 (ja) | 1993-09-13 | 1993-09-13 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0779943A true JPH0779943A (ja) | 1995-03-28 |
| JP3393895B2 JP3393895B2 (ja) | 2003-04-07 |
Family
ID=16862337
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22752993A Expired - Lifetime JP3393895B2 (ja) | 1993-09-13 | 1993-09-13 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
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| JP (1) | JP3393895B2 (ja) |
| DE (1) | DE4432570B4 (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6076004A (en) * | 1995-09-05 | 2000-06-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance image correction method and magnetic resonance imaging apparatus using the same |
| JP2001190522A (ja) * | 1999-12-10 | 2001-07-17 | Siemens Ag | 磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させる方法 |
| JP2005137782A (ja) * | 2003-11-10 | 2005-06-02 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 核磁気共鳴撮像装置およびそれを用いたパルスシーケンス設定方法 |
| JP2007167651A (ja) * | 2005-12-20 | 2007-07-05 | Siemens Ag | 磁気共鳴測定データにおける横緩和時間ｔ２＊の決定方法 |
| JP2009195584A (ja) * | 2008-02-25 | 2009-09-03 | Hitachi Medical Corp | 画像処理装置および医用画像撮影装置 |
| WO2014073879A1 (en) * | 2012-11-09 | 2014-05-15 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and method of acquiring functional image |
| JP2021514710A (ja) * | 2018-02-22 | 2021-06-17 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | マルチグラジエントエコーシーケンスを使用したディクソンｍｒイメージング |
Families Citing this family (40)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5845639A (en) * | 1990-08-10 | 1998-12-08 | Board Of Regents Of The University Of Washington | Optical imaging methods |
| JP3512482B2 (ja) * | 1994-09-06 | 2004-03-29 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| JP3559597B2 (ja) * | 1994-12-21 | 2004-09-02 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| DE19524184B4 (de) * | 1995-07-03 | 2006-08-17 | Siemens Ag | Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie |
| DE19529639C2 (de) * | 1995-08-11 | 1997-06-19 | Siemens Ag | Verfahren zur zeit- und ortsaufgelösten Darstellung funktioneller Gehirnaktivitäten eines Patienten und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| DE19606090C2 (de) * | 1996-02-19 | 1998-01-22 | Siemens Ag | Verfahren zur funktionellen Bildgebung mittels magnetischer Resonanz |
| US5767675A (en) * | 1996-05-31 | 1998-06-16 | Panacea Medical Laboratories | Mixed timing CPMG sequence for remotely positioned MRI |
| US6973202B2 (en) * | 1998-10-23 | 2005-12-06 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Single-camera tracking of an object |
| US6980679B2 (en) * | 1998-10-23 | 2005-12-27 | Varian Medical System Technologies, Inc. | Method and system for monitoring breathing activity of a subject |
| US7158610B2 (en) * | 2003-09-05 | 2007-01-02 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Systems and methods for processing x-ray images |
| US6279579B1 (en) * | 1998-10-23 | 2001-08-28 | Varian Medical Systems, Inc. | Method and system for positioning patients for medical treatment procedures |
| US6937696B1 (en) | 1998-10-23 | 2005-08-30 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Method and system for predictive physiological gating |
| US6621889B1 (en) * | 1998-10-23 | 2003-09-16 | Varian Medical Systems, Inc. | Method and system for predictive physiological gating of radiation therapy |
| US6801800B2 (en) * | 1999-11-29 | 2004-10-05 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging using ECG-prep scan |
| JP4632535B2 (ja) | 2000-12-27 | 2011-02-16 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| US6807441B2 (en) * | 2000-05-19 | 2004-10-19 | The Mcw Research Foundation Inc. | Evaluation of tumor angiogenesis using magnetic resonance imaging |
| DE10056457C2 (de) * | 2000-11-14 | 2002-11-07 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts mit funktioneller Bildgebung |
| DE10105387C2 (de) * | 2001-02-06 | 2003-04-10 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts zur funktionellen Bildgebung sowie Magnetresonanzgerät zur Durchführung des Verfahrens |
| DE10112879A1 (de) * | 2001-03-15 | 2002-10-02 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Verfahren zur Untersuchung einer Probe mittels Erzeugung und Ermittlung von Echosignalen |
| US7769430B2 (en) * | 2001-06-26 | 2010-08-03 | Varian Medical Systems, Inc. | Patient visual instruction techniques for synchronizing breathing with a medical procedure |
| JP5002099B2 (ja) | 2001-08-31 | 2012-08-15 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US6809517B2 (en) | 2001-12-10 | 2004-10-26 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Magnetic resonance imaging of prostate brachytherapy seeds |
| US7620444B2 (en) | 2002-10-05 | 2009-11-17 | General Electric Company | Systems and methods for improving usability of images for medical applications |
| US20050053267A1 (en) * | 2003-09-05 | 2005-03-10 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Systems and methods for tracking moving targets and monitoring object positions |
| US8571639B2 (en) | 2003-09-05 | 2013-10-29 | Varian Medical Systems, Inc. | Systems and methods for gating medical procedures |
| US20060074305A1 (en) * | 2004-09-30 | 2006-04-06 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Patient multimedia display |
| US7276904B2 (en) * | 2005-05-24 | 2007-10-02 | General Electric Company | Method for generating T1-weighted magnetic resonance images and quantitative T1 maps |
| US9119541B2 (en) * | 2005-08-30 | 2015-09-01 | Varian Medical Systems, Inc. | Eyewear for patient prompting |
| DE102007045172B3 (de) * | 2007-09-20 | 2009-04-30 | Rheinisch-Westfälische Technische Hochschule Aachen | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographen mit physiologisch synchronisierter Kompensations-Messsequenz |
| US7911208B2 (en) * | 2007-10-15 | 2011-03-22 | Siemens Aktiengesellschaft | Methods for rectification of B0 inhomogeneity effects in magnetic resonance images |
| JP2009254629A (ja) * | 2008-04-17 | 2009-11-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US20100061596A1 (en) * | 2008-09-05 | 2010-03-11 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Video-Based Breathing Monitoring Without Fiducial Tracking |
| US10667727B2 (en) * | 2008-09-05 | 2020-06-02 | Varian Medical Systems, Inc. | Systems and methods for determining a state of a patient |
| US9423480B2 (en) * | 2008-10-27 | 2016-08-23 | The University Of Western Ontario | System and method for magnetic resonance imaging |
| US10061003B2 (en) * | 2014-09-01 | 2018-08-28 | bioProtonics, L.L.C. | Selective sampling for assessing structural spatial frequencies with specific contrast mechanisms |
| US9366738B2 (en) * | 2014-09-01 | 2016-06-14 | bioProtonics, L.L.C | Selective sampling magnetic resonance-based method for assessing structural spatial frequencies |
| US9664759B2 (en) * | 2014-09-01 | 2017-05-30 | bioProtonics, L.L.C | Method for assessing structural spatial frequencies using hybrid sampling with non-zero gradient for enhancement of selective sampling |
| JP2016198392A (ja) * | 2015-04-13 | 2016-12-01 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN108366753B (zh) * | 2015-10-07 | 2019-06-07 | 生物质子股份有限公司 | 用于评估具有指定对比度机制的结构空间频率的选择性采样 |
| EP3629915A4 (en) * | 2017-05-24 | 2021-03-03 | Bioprotonics, Inc. | SELECTIVE SCANNING FOR THE EVALUATION OF STRUCTURAL SPACE FREQUENCIES WITH SPECIFIC CONTRAST MECHANISMS |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4689567A (en) * | 1984-06-01 | 1987-08-25 | Advanced Nmr Systems, Inc. | NMR Fourier imaging from multiple echoes |
| JPH0687847B2 (ja) * | 1987-03-06 | 1994-11-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US5115812A (en) * | 1988-11-30 | 1992-05-26 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging method for moving object |
| US5204625A (en) * | 1990-12-20 | 1993-04-20 | General Electric Company | Segmentation of stationary and vascular surfaces in magnetic resonance imaging |
| US5270651A (en) * | 1991-05-21 | 1993-12-14 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Method and apparatus for diagnosing osteoporosis |
| US5329925A (en) * | 1991-11-14 | 1994-07-19 | Picker International, Inc. | Reduced scan time cardiac gated magnetic resonance cine and flow imaging |
| DE4139509C2 (de) * | 1991-11-29 | 1995-09-07 | Siemens Ag | Bildgebendes Verfahren für ein Kernspintomographiegerät, das eine Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren verwendet |
| JP3339509B2 (ja) * | 1992-04-13 | 2002-10-28 | 株式会社日立製作所 | Ｍｒｉ装置 |
| US5320099A (en) * | 1992-08-07 | 1994-06-14 | Trustees Of The University Of Penna. | MR angiography using steady-state transport-induced adiabatic fast passage |
-
1993
- 1993-09-13 JP JP22752993A patent/JP3393895B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-09-13 US US08/305,453 patent/US5565777A/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-09-13 DE DE4432570A patent/DE4432570B4/de not_active Expired - Lifetime
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6076004A (en) * | 1995-09-05 | 2000-06-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance image correction method and magnetic resonance imaging apparatus using the same |
| JP2001190522A (ja) * | 1999-12-10 | 2001-07-17 | Siemens Ag | 磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させる方法 |
| JP2005137782A (ja) * | 2003-11-10 | 2005-06-02 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 核磁気共鳴撮像装置およびそれを用いたパルスシーケンス設定方法 |
| JP2007167651A (ja) * | 2005-12-20 | 2007-07-05 | Siemens Ag | 磁気共鳴測定データにおける横緩和時間ｔ２＊の決定方法 |
| JP2009195584A (ja) * | 2008-02-25 | 2009-09-03 | Hitachi Medical Corp | 画像処理装置および医用画像撮影装置 |
| WO2014073879A1 (en) * | 2012-11-09 | 2014-05-15 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and method of acquiring functional image |
| US8861819B2 (en) | 2012-11-09 | 2014-10-14 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for correcting artifacts of functional image acquired by magnetic resonance imaging |
| KR101461099B1 (ko) * | 2012-11-09 | 2014-11-13 | 삼성전자주식회사 | 자기공명영상장치 및 기능적 영상획득방법 |
| US9305376B2 (en) | 2012-11-09 | 2016-04-05 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and method of acquiring functional image |
| JP2021514710A (ja) * | 2018-02-22 | 2021-06-17 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | マルチグラジエントエコーシーケンスを使用したディクソンｍｒイメージング |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5565777A (en) | 1996-10-15 |
| DE4432570A1 (de) | 1995-03-23 |
| DE4432570B4 (de) | 2006-10-05 |
| JP3393895B2 (ja) | 2003-04-07 |
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