JP4047457B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4047457B2 JP4047457B2 JP17799798A JP17799798A JP4047457B2 JP 4047457 B2 JP4047457 B2 JP 4047457B2 JP 17799798 A JP17799798 A JP 17799798A JP 17799798 A JP17799798 A JP 17799798A JP 4047457 B2 JP4047457 B2 JP 4047457B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- space
- magnetic resonance
- magnetic field
- signal processing
- 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.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置に関するものであり、特にＩＶＲ（Interventional Radiology）における連続撮影に好適なＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＩＶＲは手術中に各種画像取得装置を用いて手術部位などを確認しつつ手術，治療を進める手法であり、近年、ＭＲＩ装置による高速撮影が可能になったことに伴い、ＩＶＲの画像取得装置としてＭＲＩ装置を用いたＩＶＭＲが実用化されるようになっている。図６は、ＩＶＭＲにおける画像取得を示す図で、高速撮影シーケンスにより１計測分のデータを採集すると画像再構成し、画像表示するステップを繰り返し、表示画像を順次更新する。これにより、生検などを行う際に採取する組織の情報（位置，組織状態）とカテーテルの位置などの情報をリアルタイムでモニタしようとするものである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
このようにＩＶＭＲでは、組織の情報やカテーテル等の位置の情報などをリアルタイム（高い時間分解能）で得ることが必要であり、しかも得られる画像は空間分解能又はＳ／Ｎが高いことが要求される。
【０００４】
ＭＲＩ装置による高速撮影法としては、ＥＰＩ（エコープレナー）シーケンスやＦＳＰ（高速スピンエコー）シーケンスなどがあるが、いずれの場合にも高い空間分解能を得るには位相エンコードやサンプル点数を増やす必要があり、撮像時間が延長され時間分解能が低下となる。また高Ｓ／Ｎ画像を得るためには積算が有効であり、この場合にも撮影時間が延長される。逆にリアルタイム性を出すには、位相エンコードやサンプル点数を減らすシーケンスとなり、時間分解能と空間分解能はトレードオフの関係であり、目的とする高空間分解能且つ高時間分解能の画像を得ることは困難である。
【０００５】
そこで本発明は１つの計測で時間分解能，空間分解能とも高い画質を得ることを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するために、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と，前記空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と，前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを照射する送信手段と，前記核磁気共鳴により前記被検体から放出されるエコー信号を検出する受信手段と，前記傾斜磁場発生手段と前記送信手段と前記受信手段を制御して画像再構成に必要なｋ空間データを取得する計測制御手段と、取得したｋ空間データを処理し画像を再構成する信号処理手段と，再構成された画像を表示する手段を備え、前記信号処理手段は、前記ｋ空間を各群がそれぞれ該ｋ空間の高域から低域のデータを略均等に含む様に複数の群に分割し、一群のｋ空間データを取得する毎にその一群のｋ空間データを用いた高時間分解能画像の再構成と、前記ｋ空間の全データを用いた高空間分解能画像の再構成と、を行う。
【０００７】
また、前記信号処理手段は、前記各群がそれぞれ前記ｋ空間の高域から低域のデータを略均等に含む様に前記分割を行ってもよい。また、前記表示手段は、前記高時間分解能画像と前記高空間分解能画像を並列表示してもよい。
また、本発明のＭＲＩ装置の他の好ましい実施態様は、前記信号処理手段は、前記高時間分解能画像を再構成する第１の信号処理手段と、前記高空間分解能画像を再構成する第２の信号処理手段を備えても良い。
【０００８】
第１の信号処理手段では、計測完了まで待つことなく短い時間間隔で画像を再構成し更新することができ、高時間分解能の画像が得られる。第２の信号処理手段では高Ｓ／Ｎ，高空間分解能の高精細画像が再構成される。これらが表示手段に並列表示されて、オペレータが同時に見ることにより、カテーテル先の位置情報や組織情報を高精度で得ることができる。
【０００９】
静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにその対軸方向または対軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、該被検体１の周りのある広がりを持った空間に永久磁石方式または常電導あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０からなり、後述のシーケンサ７からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁場の印加方法により被検体１に対するスライス面を設定し、またエコー信号に位置情報を付与することができる。
【００１０】
シーケンサ７は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系４及び磁場勾配発生系３ならびに受信系５に送るようになっている。
【００１１】
送信系４は、シーケンサ７から送り出される高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器１１，変調器１２，高周波増幅器１３，高周波パルス１４ａからなる。高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することに、電磁波が被検体１に照射される。
【００１２】
受信系５は、被検体１から放出されるＮＭＲ信号を受信する受信コイル１４ｂと，増幅器１５と，直交位相検波器１６と，Ａ／Ｄ変換器１７とを備え、受信コイル１４ｂで受信したエコー信号を増幅し、二系列データとして直交検波した後、Ａ／Ｄ変換器１７でデジタル化しＣＰＵ８に送る。
【００１３】
ＣＰＵ８は、シーケンサ７に指令を送り装置全体の制御を行うとともに信号処理系６の一部として受信系５から送出されるデータの画像再構成など種々の演算を行う。信号処理系６には演算途中のデータや演算に必要なデータを記憶するＲＯＭ，ＲＡＭなどや、演算結果を格納する磁気ディスク１８，磁気テープ１９などの記憶装置と，演算結果を表示する表示装置２０と，ＣＰＵ８に指示を与える溜めの操作卓２１とが備えられている。
【００１４】
またＣＰＵ８の演算処理系は、２つの独立した再構成演算処理系ＣＰＵ８ａ，ＣＰＵ８ｂから成り、ＣＰＵ８ａは計測開始から任意の時刻までに収集されたデータを元に再構成演算処理を行い、計測完了までそのような処理を繰り返しながら、演算結果である画像を順次表示装置に表示させる。ＣＰＵ８ｂは、１つの計測毎に収集されたデータを基に再構成演算処理を行い、画像を表示装置２０に表示させる。
【００１５】
表示装置２０は、２つの再構成演算処理系からの画像データを並列表示するために２つのＣＲＴ表示装置を設けてもよいが、図２に示すように１つのＣＲＴ画面上に２系統の画像データを並列表示する機能を備えていることが好ましい。尚、図２は上記構成のＭＲＩ装置によるＩＶＲの状況を示した図で、オペレータは被検体に対し生検等を行いながら表示装置に表示されたＭＲ画像でカテーテル先端位置や組織の状態を確認する。
【００１６】
次にこのような構成のＭＲＩ装置によるＩＶＲ時撮影手順について図３を参照して説明する。一実施例として所定のスライスをシングルショットＥＰＩシーケンスで連続撮影する場合を説明する。
【００１７】
まず計測開始により、図４に示すＥＰＩシーケンスを開始する（３０１）。即ち、被検体の組織を構成するスピン励起のための高周波磁場２３をスライス選択のための傾斜磁場Ｇｚ２４とともに印加し、次いで読み出し傾斜磁場Ｇｘ２６を印加し、続いて読み出し傾斜磁場Ｇｘ２７の極性の反転を繰り返しながらｍ個のエコー信号Ｓ１〜Ｓｍを発生させる。このときエコー信号を位相方向にエンコードする傾斜磁場Ｇｙ２５を印加する。図面では簡単なためにエコー信号は１４個しか示していないが、シングルショットＥＰＩシーケンスでは例えば６４或いは１２８のエコー信号を計測する。このとき位相エンコード量は、エコー信号Ｓ１からＳｍまで順次増加或いは減少させるのではなく、エコー信号Ｓ１〜Ｓｍをｎ分割したときに、Ｓ１〜Ｓｐ（ｐ＝ｍ／ｎ），Ｓｐ〜Ｓ２ｐ，Ｓ２ｐ〜Ｓ３ｐ・・・Ｓ（ｎ−１）ｐ〜Ｓｍがそれぞれｋ空間の高周波データと低周波データのいずれをも適度に含むように付与する。このために例えばｍ＝６４，ｎ＝４の場合、Ｓ１〜Ｓ１６では１，５，９・・・６１までの１６の位相エンコードを付与し、Ｓ１７〜Ｓ３２では２，６，１０・・・６２までの１６の位相エンコードを付与するようにしてもよい。或いは全くランダムに位相エンコードを付与することもできる。
【００１８】
このように位相エンコードされたエコー信号は、例えばサンプル数６４のデータとしてＣＰＵ８ａ，ＣＰＵ８ｂのＲＡＭ内に格納される（ｋ空間に配置される）。ＣＰＵ８ａは、まず最初に計測されたｐ個のエコー信号に対し２次元フーリエ変換を施し、画像再構成する（３０２，３０３）。この際、演算を簡単にするためにｋ空間のｋｘ方向のデータ数をｋｙ方向のデータ数（＝位相エンコード数ｐ）と合せて間引いてもよい。
【００１９】
このようにして再構成された画像は表示装置２０の一方の画面２０ａに表示される（３０４）。この画像は空間解像度は低いが、高周波データと低周波データの両方を含むデータによって再構成されているので、例えばカテーテルの位置などの概略を十分認識することができ、しかも計測開始から極めて短い時間で取得される。
【００２０】
ＣＰＵ８ａは、次のｐ個のエコー信号Ｓｐ〜Ｓ２ｐに対しても同様に画像再構成演算を行い、新たなｐ個のエコー信号が計測される毎に順次画像再構成を繰り返し、表示装置２０の画面２０ａを更新する（３０４）。従って画面２０ａには１計測にかかる時間の１／ｎの時間分解能で新たな画像が表示される。
【００２１】
一方、ＣＰＵ８ｂは、メモリに１計測の終了までに計測された全エコー信号Ｓ１〜Ｓｍが格納された後、全エコー信号について２次元フーリエ変換を施し画像再構成する（３０５）。この画像は表示装置２０のもう一方の画面２０ｂに表示される（３０６）。この画像は、全てのエコー信号を用いて再構成されているので空間分解能の高い画像を得ることができる。オペレータは図２に示すように表示装置２０の２つの画面２０ａ，２０ｂに表示された高精度の画像と時間分解能の高い画像を同時に見ることにより、カテーテルの位置情報と組織情報とをリアルタイムで且つ高精度の情報として確認することができる。
【００２２】
ＩＶＲのように連続撮影を行う場合には、上述した撮影シーケンスを繰り返す。次の計測でも、ＣＰＵ８ａはｐ（＝ｍ／ｎ）個のエコー信号が計測される毎に画像再構成，画像の更新を繰り返し、ＣＰＵ８ｂは次の計測で計測された全エコーを用いて画像再構成演算を行い、前の計測の画像を更新して画面２０ｂに表示する。この場合、必要に応じ前の計測で得られたエコーと加算処理を行ってもよい。これにより高Ｓ／Ｎの画像を得ることができる。
【００２３】
次に本発明の第２の実施例として高Ｓ／Ｎの画像を得るための撮影方法について説明する。この実施例では図５に示すように、通常のシングルショットＥＰＩシーケンスに比べ、計測データ点数を減らしたシングルショットＥＰＩシーケンスを採用する。図示する実施例では、４つの信号のみを簡略化して示しているが、実際には１計測で計測されるエコー信号の数（位相エンコード数）ｍは１枚の画像を再構成可能な数、例えば３２或いは６４としている。またこれに合せてサンプル数も少なく設定し、計測にかかる時間を大幅に短縮している。
【００２４】
この撮影シーケンスにより計測されたエコー信号は、ＣＰＵ８ａ，ＣＰＵ８ｂのメモリ内に格納される。ＣＰＵ８ａは、ｍ個のエコー信号を用いて画像再構成を行い、これを表示装置２０の画面２０ａに表示する。計測が繰り返される毎に画像再構成を繰り返し、これにより画面２０ａに表示される画像が更新される。この画像は少ないデータを用いて再構成されているため空間分解能は低いが、１計測の計測時間が通常のシングルショットＥＰＩに比べかなり短縮されているので、高時間分解能の画像が得られる。
【００２５】
一方、ＣＰＵ８ｂは複数回（ｎ回）の計測が終了した時点で、ｎ回分の計測データを加算して積算したデータに対するフーリエ変換処理を行い、再構成された画像を表示装置２０の画面２０ｂに表示する。加算回数ｎが多いほど高Ｓ／Ｎの画像を得ることができる。このように本実施例では、時間分解能の高い画像と高Ｓ／Ｎの画像を同時に表示させることができる。
【００２６】
【発明の効果】
以上説明したように本発明のＭＲＩ装置は、計測されるデータを２系統の信号処理系で画像再構成するとともに２つの表示画面に並列表示することにより、高Ｓ／Ｎ，高空間分解能などの高精細画像と、高時間分解能の画像を同時に見ることができる。従ってＩＶＭＲにおいて、オペレータがその時点で欲しいカテーテル先端の位置や組織の状態情報をリアルタイムで且つ高精度で確認することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置を用いたＩＶＭＲの状況を示す概略図。
【図３】本発明のＭＲＩ装置によるデータ処理のフロー図。
【図４】本発明のＭＲＩ装置による撮影シーケンスの一実施例を示す図。
【図５】本発明のＭＲＩ装置による撮影シーケンスの他の実施例を示す図。
【図６】従来のＭＲＩ装置によるデータ処理のフロー図。
【符号の説明】
１ 被検体
２ 静磁場発生装置
３ 磁場勾配発生系
４ 送信系
５ 受信系
６ 信号処理系
８ ＣＰＵ
８ａ ＣＰＵ（第１の信号処理系）
８ｂ ＣＰＵ（第２の信号処理系）
２０ 表示装置
２０ａ，２０ｂ 画面
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置に関するものであり、特にＩＶＲ（Interventional Radiology）における連続撮影に好適なＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＩＶＲは手術中に各種画像取得装置を用いて手術部位などを確認しつつ手術，治療を進める手法であり、近年、ＭＲＩ装置による高速撮影が可能になったことに伴い、ＩＶＲの画像取得装置としてＭＲＩ装置を用いたＩＶＭＲが実用化されるようになっている。図６は、ＩＶＭＲにおける画像取得を示す図で、高速撮影シーケンスにより１計測分のデータを採集すると画像再構成し、画像表示するステップを繰り返し、表示画像を順次更新する。これにより、生検などを行う際に採取する組織の情報（位置，組織状態）とカテーテルの位置などの情報をリアルタイムでモニタしようとするものである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
このようにＩＶＭＲでは、組織の情報やカテーテル等の位置の情報などをリアルタイム（高い時間分解能）で得ることが必要であり、しかも得られる画像は空間分解能又はＳ／Ｎが高いことが要求される。
【０００４】
ＭＲＩ装置による高速撮影法としては、ＥＰＩ（エコープレナー）シーケンスやＦＳＰ（高速スピンエコー）シーケンスなどがあるが、いずれの場合にも高い空間分解能を得るには位相エンコードやサンプル点数を増やす必要があり、撮像時間が延長され時間分解能が低下となる。また高Ｓ／Ｎ画像を得るためには積算が有効であり、この場合にも撮影時間が延長される。逆にリアルタイム性を出すには、位相エンコードやサンプル点数を減らすシーケンスとなり、時間分解能と空間分解能はトレードオフの関係であり、目的とする高空間分解能且つ高時間分解能の画像を得ることは困難である。
【０００５】
そこで本発明は１つの計測で時間分解能，空間分解能とも高い画質を得ることを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するために、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と，前記空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と，前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを照射する送信手段と，前記核磁気共鳴により前記被検体から放出されるエコー信号を検出する受信手段と，前記傾斜磁場発生手段と前記送信手段と前記受信手段を制御して画像再構成に必要なｋ空間データを取得する計測制御手段と、取得したｋ空間データを処理し画像を再構成する信号処理手段と，再構成された画像を表示する手段を備え、前記信号処理手段は、前記ｋ空間を各群がそれぞれ該ｋ空間の高域から低域のデータを略均等に含む様に複数の群に分割し、一群のｋ空間データを取得する毎にその一群のｋ空間データを用いた高時間分解能画像の再構成と、前記ｋ空間の全データを用いた高空間分解能画像の再構成と、を行う。
【０００７】
また、前記信号処理手段は、前記各群がそれぞれ前記ｋ空間の高域から低域のデータを略均等に含む様に前記分割を行ってもよい。また、前記表示手段は、前記高時間分解能画像と前記高空間分解能画像を並列表示してもよい。
また、本発明のＭＲＩ装置の他の好ましい実施態様は、前記信号処理手段は、前記高時間分解能画像を再構成する第１の信号処理手段と、前記高空間分解能画像を再構成する第２の信号処理手段を備えても良い。
【０００８】
第１の信号処理手段では、計測完了まで待つことなく短い時間間隔で画像を再構成し更新することができ、高時間分解能の画像が得られる。第２の信号処理手段では高Ｓ／Ｎ，高空間分解能の高精細画像が再構成される。これらが表示手段に並列表示されて、オペレータが同時に見ることにより、カテーテル先の位置情報や組織情報を高精度で得ることができる。
【０００９】
静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにその対軸方向または対軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、該被検体１の周りのある広がりを持った空間に永久磁石方式または常電導あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０からなり、後述のシーケンサ７からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁場の印加方法により被検体１に対するスライス面を設定し、またエコー信号に位置情報を付与することができる。
【００１０】
シーケンサ７は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系４及び磁場勾配発生系３ならびに受信系５に送るようになっている。
【００１１】
送信系４は、シーケンサ７から送り出される高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器１１，変調器１２，高周波増幅器１３，高周波パルス１４ａからなる。高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することに、電磁波が被検体１に照射される。
【００１２】
受信系５は、被検体１から放出されるＮＭＲ信号を受信する受信コイル１４ｂと，増幅器１５と，直交位相検波器１６と，Ａ／Ｄ変換器１７とを備え、受信コイル１４ｂで受信したエコー信号を増幅し、二系列データとして直交検波した後、Ａ／Ｄ変換器１７でデジタル化しＣＰＵ８に送る。
【００１３】
ＣＰＵ８は、シーケンサ７に指令を送り装置全体の制御を行うとともに信号処理系６の一部として受信系５から送出されるデータの画像再構成など種々の演算を行う。信号処理系６には演算途中のデータや演算に必要なデータを記憶するＲＯＭ，ＲＡＭなどや、演算結果を格納する磁気ディスク１８，磁気テープ１９などの記憶装置と，演算結果を表示する表示装置２０と，ＣＰＵ８に指示を与える溜めの操作卓２１とが備えられている。
【００１４】
またＣＰＵ８の演算処理系は、２つの独立した再構成演算処理系ＣＰＵ８ａ，ＣＰＵ８ｂから成り、ＣＰＵ８ａは計測開始から任意の時刻までに収集されたデータを元に再構成演算処理を行い、計測完了までそのような処理を繰り返しながら、演算結果である画像を順次表示装置に表示させる。ＣＰＵ８ｂは、１つの計測毎に収集されたデータを基に再構成演算処理を行い、画像を表示装置２０に表示させる。
【００１５】
表示装置２０は、２つの再構成演算処理系からの画像データを並列表示するために２つのＣＲＴ表示装置を設けてもよいが、図２に示すように１つのＣＲＴ画面上に２系統の画像データを並列表示する機能を備えていることが好ましい。尚、図２は上記構成のＭＲＩ装置によるＩＶＲの状況を示した図で、オペレータは被検体に対し生検等を行いながら表示装置に表示されたＭＲ画像でカテーテル先端位置や組織の状態を確認する。
【００１６】
次にこのような構成のＭＲＩ装置によるＩＶＲ時撮影手順について図３を参照して説明する。一実施例として所定のスライスをシングルショットＥＰＩシーケンスで連続撮影する場合を説明する。
【００１７】
まず計測開始により、図４に示すＥＰＩシーケンスを開始する（３０１）。即ち、被検体の組織を構成するスピン励起のための高周波磁場２３をスライス選択のための傾斜磁場Ｇｚ２４とともに印加し、次いで読み出し傾斜磁場Ｇｘ２６を印加し、続いて読み出し傾斜磁場Ｇｘ２７の極性の反転を繰り返しながらｍ個のエコー信号Ｓ１〜Ｓｍを発生させる。このときエコー信号を位相方向にエンコードする傾斜磁場Ｇｙ２５を印加する。図面では簡単なためにエコー信号は１４個しか示していないが、シングルショットＥＰＩシーケンスでは例えば６４或いは１２８のエコー信号を計測する。このとき位相エンコード量は、エコー信号Ｓ１からＳｍまで順次増加或いは減少させるのではなく、エコー信号Ｓ１〜Ｓｍをｎ分割したときに、Ｓ１〜Ｓｐ（ｐ＝ｍ／ｎ），Ｓｐ〜Ｓ２ｐ，Ｓ２ｐ〜Ｓ３ｐ・・・Ｓ（ｎ−１）ｐ〜Ｓｍがそれぞれｋ空間の高周波データと低周波データのいずれをも適度に含むように付与する。このために例えばｍ＝６４，ｎ＝４の場合、Ｓ１〜Ｓ１６では１，５，９・・・６１までの１６の位相エンコードを付与し、Ｓ１７〜Ｓ３２では２，６，１０・・・６２までの１６の位相エンコードを付与するようにしてもよい。或いは全くランダムに位相エンコードを付与することもできる。
【００１８】
このように位相エンコードされたエコー信号は、例えばサンプル数６４のデータとしてＣＰＵ８ａ，ＣＰＵ８ｂのＲＡＭ内に格納される（ｋ空間に配置される）。ＣＰＵ８ａは、まず最初に計測されたｐ個のエコー信号に対し２次元フーリエ変換を施し、画像再構成する（３０２，３０３）。この際、演算を簡単にするためにｋ空間のｋｘ方向のデータ数をｋｙ方向のデータ数（＝位相エンコード数ｐ）と合せて間引いてもよい。
【００１９】
このようにして再構成された画像は表示装置２０の一方の画面２０ａに表示される（３０４）。この画像は空間解像度は低いが、高周波データと低周波データの両方を含むデータによって再構成されているので、例えばカテーテルの位置などの概略を十分認識することができ、しかも計測開始から極めて短い時間で取得される。
【００２０】
ＣＰＵ８ａは、次のｐ個のエコー信号Ｓｐ〜Ｓ２ｐに対しても同様に画像再構成演算を行い、新たなｐ個のエコー信号が計測される毎に順次画像再構成を繰り返し、表示装置２０の画面２０ａを更新する（３０４）。従って画面２０ａには１計測にかかる時間の１／ｎの時間分解能で新たな画像が表示される。
【００２１】
一方、ＣＰＵ８ｂは、メモリに１計測の終了までに計測された全エコー信号Ｓ１〜Ｓｍが格納された後、全エコー信号について２次元フーリエ変換を施し画像再構成する（３０５）。この画像は表示装置２０のもう一方の画面２０ｂに表示される（３０６）。この画像は、全てのエコー信号を用いて再構成されているので空間分解能の高い画像を得ることができる。オペレータは図２に示すように表示装置２０の２つの画面２０ａ，２０ｂに表示された高精度の画像と時間分解能の高い画像を同時に見ることにより、カテーテルの位置情報と組織情報とをリアルタイムで且つ高精度の情報として確認することができる。
【００２２】
ＩＶＲのように連続撮影を行う場合には、上述した撮影シーケンスを繰り返す。次の計測でも、ＣＰＵ８ａはｐ（＝ｍ／ｎ）個のエコー信号が計測される毎に画像再構成，画像の更新を繰り返し、ＣＰＵ８ｂは次の計測で計測された全エコーを用いて画像再構成演算を行い、前の計測の画像を更新して画面２０ｂに表示する。この場合、必要に応じ前の計測で得られたエコーと加算処理を行ってもよい。これにより高Ｓ／Ｎの画像を得ることができる。
【００２３】
次に本発明の第２の実施例として高Ｓ／Ｎの画像を得るための撮影方法について説明する。この実施例では図５に示すように、通常のシングルショットＥＰＩシーケンスに比べ、計測データ点数を減らしたシングルショットＥＰＩシーケンスを採用する。図示する実施例では、４つの信号のみを簡略化して示しているが、実際には１計測で計測されるエコー信号の数（位相エンコード数）ｍは１枚の画像を再構成可能な数、例えば３２或いは６４としている。またこれに合せてサンプル数も少なく設定し、計測にかかる時間を大幅に短縮している。
【００２４】
この撮影シーケンスにより計測されたエコー信号は、ＣＰＵ８ａ，ＣＰＵ８ｂのメモリ内に格納される。ＣＰＵ８ａは、ｍ個のエコー信号を用いて画像再構成を行い、これを表示装置２０の画面２０ａに表示する。計測が繰り返される毎に画像再構成を繰り返し、これにより画面２０ａに表示される画像が更新される。この画像は少ないデータを用いて再構成されているため空間分解能は低いが、１計測の計測時間が通常のシングルショットＥＰＩに比べかなり短縮されているので、高時間分解能の画像が得られる。
【００２５】
一方、ＣＰＵ８ｂは複数回（ｎ回）の計測が終了した時点で、ｎ回分の計測データを加算して積算したデータに対するフーリエ変換処理を行い、再構成された画像を表示装置２０の画面２０ｂに表示する。加算回数ｎが多いほど高Ｓ／Ｎの画像を得ることができる。このように本実施例では、時間分解能の高い画像と高Ｓ／Ｎの画像を同時に表示させることができる。
【００２６】
【発明の効果】
以上説明したように本発明のＭＲＩ装置は、計測されるデータを２系統の信号処理系で画像再構成するとともに２つの表示画面に並列表示することにより、高Ｓ／Ｎ，高空間分解能などの高精細画像と、高時間分解能の画像を同時に見ることができる。従ってＩＶＭＲにおいて、オペレータがその時点で欲しいカテーテル先端の位置や組織の状態情報をリアルタイムで且つ高精度で確認することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置を用いたＩＶＭＲの状況を示す概略図。
【図３】本発明のＭＲＩ装置によるデータ処理のフロー図。
【図４】本発明のＭＲＩ装置による撮影シーケンスの一実施例を示す図。
【図５】本発明のＭＲＩ装置による撮影シーケンスの他の実施例を示す図。
【図６】従来のＭＲＩ装置によるデータ処理のフロー図。
【符号の説明】
１ 被検体
２ 静磁場発生装置
３ 磁場勾配発生系
４ 送信系
５ 受信系
６ 信号処理系
８ ＣＰＵ
８ａ ＣＰＵ（第１の信号処理系）
８ｂ ＣＰＵ（第２の信号処理系）
２０ 表示装置
２０ａ，２０ｂ 画面
Claims (3)
- 被検体の置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と，前記空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と，前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを照射する送信手段と，前記核磁気共鳴により前記被検体から放出されるエコー信号を検出する受信手段と，前記傾斜磁場発生手段と前記送信手段と前記受信手段を制御して画像再構成に必要なｋ空間データを取得する計測制御手段と、取得したｋ空間データを処理し画像を再構成する信号処理手段と，再構成された画像を表示する手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記ｋ空間を各群がそれぞれ該ｋ空間の高域から低域のデータを略均等に含む様に複数の群に分割し、一群のｋ空間データを取得する毎にその一群のｋ空間データを用いた高時間分解能画像の再構成と、前記ｋ空間の全データを用いた高空間分解能画像の再構成と、を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記高時間分解能画像と前記高空間分解能画像を並列表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 請求項１又は２のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記信号処理手段は、前記高時間分解能画像を再構成する第１の信号処理手段と、前記高空間分解能画像を再構成する第２の信号処理手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17799798A JP4047457B2 (ja) | 1998-06-11 | 1998-06-11 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17799798A JP4047457B2 (ja) | 1998-06-11 | 1998-06-11 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11347011A JPH11347011A (ja) | 1999-12-21 |
| JP4047457B2 true JP4047457B2 (ja) | 2008-02-13 |
Family
ID=16040747
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP17799798A Expired - Fee Related JP4047457B2 (ja) | 1998-06-11 | 1998-06-11 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4047457B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6876198B2 (en) * | 2000-09-11 | 2005-04-05 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging system |
| JP5705045B2 (ja) * | 2011-06-27 | 2015-04-22 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1998
- 1998-06-11 JP JP17799798A patent/JP4047457B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH11347011A (ja) | 1999-12-21 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US8326399B2 (en) | Systems and methods for phase encode placement | |
| JPH02140145A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPWO2002022012A1 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0243497B2 (ja) | ||
| US5043665A (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP3976845B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3847554B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3514547B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3501182B2 (ja) | 流速画像を算出できる磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4047457B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2000005142A (ja) | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 | |
| JP2000316830A (ja) | 磁気共鳴イメージング方法及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPS6266846A (ja) | 化学シフト値を用いたｎｍｒ検査装置 | |
| JP3163125B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP3369586B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4371510B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2002143121A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3194606B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2000093404A (ja) | 磁気共鳴イメ―ジング方法および装置 | |
| JP3839992B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH05123314A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置におけるマルチスライス撮像方法 | |
| JP2856477B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3478867B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH07163541A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置における血流描出方法 | |
| JPH09140686A (ja) | 磁気共鳴画像撮像方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050602 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050602 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20070824 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070903 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20071022 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20071113 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20071122 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101130 Year of fee payment: 3 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101130 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111130 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111130 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121130 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131130 Year of fee payment: 6 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |