JPH10137211A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JPH10137211A JPH10137211A JP8302983A JP30298396A JPH10137211A JP H10137211 A JPH10137211 A JP H10137211A JP 8302983 A JP8302983 A JP 8302983A JP 30298396 A JP30298396 A JP 30298396A JP H10137211 A JPH10137211 A JP H10137211A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、撮影時間を短縮し、且つ少な
い処理量にして、診断上有益な特定物質の量や大きさを
高精度で定量化することのできる磁気共鳴映像装置を提
供するものである。 【解決手段】本発明に係る磁気共鳴映像装置は、被検体
７内の脳脊髄液を高輝度で画像化するパルスシーケンス
に従って一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場
と勾配磁場を印加し、被検体からの磁気共鳴信号を検出
し、磁気共鳴信号から画像を電子計算機１３により再構
成し、画像処理プロセッサ１７により画像から画像輝度
に基づいて脳脊髄液が分布している領域を抽出し、抽出
された領域により脳脊髄液の液量を定量的に算出する。
い処理量にして、診断上有益な特定物質の量や大きさを
高精度で定量化することのできる磁気共鳴映像装置を提
供するものである。 【解決手段】本発明に係る磁気共鳴映像装置は、被検体
７内の脳脊髄液を高輝度で画像化するパルスシーケンス
に従って一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場
と勾配磁場を印加し、被検体からの磁気共鳴信号を検出
し、磁気共鳴信号から画像を電子計算機１３により再構
成し、画像処理プロセッサ１７により画像から画像輝度
に基づいて脳脊髄液が分布している領域を抽出し、抽出
された領域により脳脊髄液の液量を定量的に算出する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、特定物質の面積、
表面積、体積等の定量的情報を算出する機能を有する磁
気共鳴映像装置に関する。
表面積、体積等の定量的情報を算出する機能を有する磁
気共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】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。
【０００３】この磁気共鳴映像法では、高周波磁場、勾
配磁場、データ収集等の印加順序や時間、及び画像再構
成の方法等により、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 強調画像）、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 強調画像）、核スピンの密度分布を強調したコント
ラストの画像（以下密度強調画像）、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 *
を強調した輝度の画像（以下Ｔ2 * 強調画像）といった
種々のコントラストの画像を得る事ができる。そして、
これらの画像はそれぞれに生体の状態や疾病に応じた様
々な情報を提供する事ができる。
配磁場、データ収集等の印加順序や時間、及び画像再構
成の方法等により、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 強調画像）、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 強調画像）、核スピンの密度分布を強調したコント
ラストの画像（以下密度強調画像）、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 *
を強調した輝度の画像（以下Ｔ2 * 強調画像）といった
種々のコントラストの画像を得る事ができる。そして、
これらの画像はそれぞれに生体の状態や疾病に応じた様
々な情報を提供する事ができる。
【０００４】図７はフィールドエコー法（ＦＥ）、図８
はスピンエコー法（ＳＥ）のパルスシーケンスの一例を
示す図である。ここで、ＲＦは高周波磁場、Ｇｓ、Ｇ
ｒ、Ｇｅはそれぞれスライス方向、読み出し方向、位相
エンコード方向の勾配磁場、ＡＤＣはデータ収集期間、
ｅｃｈｏはＮＭＲ信号をそれぞれ表している。これらの
パルスシーケンスのエコー時間（ＴＥ）や繰り返し時間
（ＴＲ）を適当に調整することにより、上述の種々のコ
ントラストの画像を得る事ができる。例えば、ＴＥを１
０〜３０ミリ秒、ＴＲを０．１〜０．５秒程度に設定す
るとＴ1 強調画像、ＴＥを８０ミリ秒程度以上、ＴＲを
２秒程度以上に設定するとＴ2 強調画像を得ることがで
きる。また、図９に示すエコープラナー法や図１０に示
す高速スピンエコー法といった高速撮像法により種々の
コントラストの３次元画像の撮影も実用的になってきて
いる。
はスピンエコー法（ＳＥ）のパルスシーケンスの一例を
示す図である。ここで、ＲＦは高周波磁場、Ｇｓ、Ｇ
ｒ、Ｇｅはそれぞれスライス方向、読み出し方向、位相
エンコード方向の勾配磁場、ＡＤＣはデータ収集期間、
ｅｃｈｏはＮＭＲ信号をそれぞれ表している。これらの
パルスシーケンスのエコー時間（ＴＥ）や繰り返し時間
（ＴＲ）を適当に調整することにより、上述の種々のコ
ントラストの画像を得る事ができる。例えば、ＴＥを１
０〜３０ミリ秒、ＴＲを０．１〜０．５秒程度に設定す
るとＴ1 強調画像、ＴＥを８０ミリ秒程度以上、ＴＲを
２秒程度以上に設定するとＴ2 強調画像を得ることがで
きる。また、図９に示すエコープラナー法や図１０に示
す高速スピンエコー法といった高速撮像法により種々の
コントラストの３次元画像の撮影も実用的になってきて
いる。
【０００５】ところで、生体内の体液の量や病変組織の
大きさといった定量的情報は、臨床的に重要な情報とな
る事は周知の事実である。例えば、アルツハイマー病や
水頭症等の脳神経系疾患では、脳室内の脳脊髄液（ＣＳ
Ｆ）量が増加することが知られている。
大きさといった定量的情報は、臨床的に重要な情報とな
る事は周知の事実である。例えば、アルツハイマー病や
水頭症等の脳神経系疾患では、脳室内の脳脊髄液（ＣＳ
Ｆ）量が増加することが知られている。
【０００６】しかしながら、従来では、画像の中から生
体内の体液や病変組織を特定するのに、Ｔ1 、Ｔ2 、密
度、Ｔ2 * の中の少なくとも２種類のパラメータを使っ
て総合的に判断しているが、誤差が大きいという問題が
あった。さらに、撮影条件を変えたパルスシーケンスで
少なくとも２回の撮影を行うので撮影時間が長期化する
という問題や、処理時間がかかるといった問題もあっ
た。このため医師が磁気共鳴映像装置などから得られる
画像を見てその形態学的な情報をもとに医学的専門知識
を駆使して定量的情報を類推しているにすぎなかった。
体内の体液や病変組織を特定するのに、Ｔ1 、Ｔ2 、密
度、Ｔ2 * の中の少なくとも２種類のパラメータを使っ
て総合的に判断しているが、誤差が大きいという問題が
あった。さらに、撮影条件を変えたパルスシーケンスで
少なくとも２回の撮影を行うので撮影時間が長期化する
という問題や、処理時間がかかるといった問題もあっ
た。このため医師が磁気共鳴映像装置などから得られる
画像を見てその形態学的な情報をもとに医学的専門知識
を駆使して定量的情報を類推しているにすぎなかった。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】上述したように磁気共
鳴映像装置は撮影条件によって種々の異なるコントラス
トの画像を得ることができ、それぞれの画像は生体の状
態や疾病に応じた様々な情報を提供する。しかしなが
ら、従来の磁気共鳴映像装置ではその大部分が形態学的
な画像情報を提供するのみであるか、形態情報以外の情
報を得る手段は使用法が繁雑、撮影と処理に要する時間
が長い、誤差が大きいといった問題を有している。ま
た、診断に際してはこれらの画像から前記生体の状態や
疾病の状況を判断するために熟練された医学的知識が必
要であるといった問題も有している。
鳴映像装置は撮影条件によって種々の異なるコントラス
トの画像を得ることができ、それぞれの画像は生体の状
態や疾病に応じた様々な情報を提供する。しかしなが
ら、従来の磁気共鳴映像装置ではその大部分が形態学的
な画像情報を提供するのみであるか、形態情報以外の情
報を得る手段は使用法が繁雑、撮影と処理に要する時間
が長い、誤差が大きいといった問題を有している。ま
た、診断に際してはこれらの画像から前記生体の状態や
疾病の状況を判断するために熟練された医学的知識が必
要であるといった問題も有している。
【０００８】本発明の目的は、撮影時間を短縮し、且つ
少ない処理量にして、診断上有益な特定物質の量や大き
さなどの定量的情報を高精度で算出することのできる磁
気共鳴映像装置を提供するものである。
少ない処理量にして、診断上有益な特定物質の量や大き
さなどの定量的情報を高精度で算出することのできる磁
気共鳴映像装置を提供するものである。
【０００９】
（構成）本発明に係る磁気共鳴映像装置は、被検体内の
特定物質を高輝度で画像化する所定のパルスシーケンス
に従って、一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁
場と勾配磁場を印加し、前記被検体からの磁気共鳴信号
を検出する手段と、前記磁気共鳴信号から画像を再構成
する手段と、前記画像から画像輝度に基づいて前記特定
物質が分布している領域を抽出する抽出手段と、前記抽
出手段により抽出された前記領域における前記特定物質
の定量的情報を算出する算出手段とを具備したことを特
徴とする。
特定物質を高輝度で画像化する所定のパルスシーケンス
に従って、一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁
場と勾配磁場を印加し、前記被検体からの磁気共鳴信号
を検出する手段と、前記磁気共鳴信号から画像を再構成
する手段と、前記画像から画像輝度に基づいて前記特定
物質が分布している領域を抽出する抽出手段と、前記抽
出手段により抽出された前記領域における前記特定物質
の定量的情報を算出する算出手段とを具備したことを特
徴とする。
【００１０】前記算出手段は、前記領域内に含まれるボ
クセルの数にボクセルの単位体積を乗算することにより
前記領域の体積を算出する。前記算出手段は、前記領域
内に含まれる複数のボクセルを対象として、ボクセルの
単位体積を各ボクセルの画像輝度に応じて重み付け加算
することにより前記領域の体積を算出する、前記所定の
パルスシーケンスは、高速スピンエコー法にハーフフー
リエ法を適用した非対称高速スピンエコー法に従って組
まれており、前記特定物質からの磁気共鳴信号を前記特
定物質以外の物質からの磁気共鳴信号より高信号化する
ようにエコー時間が設定されている。
クセルの数にボクセルの単位体積を乗算することにより
前記領域の体積を算出する。前記算出手段は、前記領域
内に含まれる複数のボクセルを対象として、ボクセルの
単位体積を各ボクセルの画像輝度に応じて重み付け加算
することにより前記領域の体積を算出する、前記所定の
パルスシーケンスは、高速スピンエコー法にハーフフー
リエ法を適用した非対称高速スピンエコー法に従って組
まれており、前記特定物質からの磁気共鳴信号を前記特
定物質以外の物質からの磁気共鳴信号より高信号化する
ようにエコー時間が設定されている。
【００１１】前記抽出手段は、特定の画像輝度をしきい
値として指定する手段と、前記領域を抽出するための探
索範囲を指定する手段と、探索開始位置を指定する手段
との少なくとも１つを有している。前記抽出手段により
抽出された前記領域を色付けし前記画像に合成して表示
する手段をさらに備えている。 （作用）本発明によれば、診断上有益な特定物質の量や
大きさを定量化するのに、特定物質を高輝度で画像化す
るパルスシーケンスで１回だけ撮影すればよいので、パ
ラメータの異なるパルスシーケンスで少なくとも２回の
撮影が必要な従来より、撮影時間を短縮できる。
値として指定する手段と、前記領域を抽出するための探
索範囲を指定する手段と、探索開始位置を指定する手段
との少なくとも１つを有している。前記抽出手段により
抽出された前記領域を色付けし前記画像に合成して表示
する手段をさらに備えている。 （作用）本発明によれば、診断上有益な特定物質の量や
大きさを定量化するのに、特定物質を高輝度で画像化す
るパルスシーケンスで１回だけ撮影すればよいので、パ
ラメータの異なるパルスシーケンスで少なくとも２回の
撮影が必要な従来より、撮影時間を短縮できる。
【００１２】また、被検体内の特定物質が高信号化され
ているので、特定物質の抽出精度が向上する。さらに、
１種類のパラメータだけに基づいて特定物質の領域を抽
出できるので、複数のパラメータに基づいて総合的に特
定物質を判断し領域を抽出する従来に比べて処理量を著
しく低減することができる。
ているので、特定物質の抽出精度が向上する。さらに、
１種類のパラメータだけに基づいて特定物質の領域を抽
出できるので、複数のパラメータに基づいて総合的に特
定物質を判断し領域を抽出する従来に比べて処理量を著
しく低減することができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明に係
る磁気共鳴映像装置を好ましい実施形態により詳細に説
明する。図１は、本発明の一実施形態に係る磁気共鳴映
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、磁石アセンブリやガントリと呼ばれる
例えば円筒形の構造体に装備され、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
方向に線形勾配磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。
る磁気共鳴映像装置を好ましい実施形態により詳細に説
明する。図１は、本発明の一実施形態に係る磁気共鳴映
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、磁石アセンブリやガントリと呼ばれる
例えば円筒形の構造体に装備され、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
方向に線形勾配磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。
【００１４】上記構造体には高周波コイル（ＲＦコイ
ル）と呼ばれるプローブ９も装備される。送信部１０か
ら高周波信号がこのプローブ９に送られると、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。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Ａ／Ｄ変換
され。そして電子計算機１４に送られる。
ル）と呼ばれるプローブ９も装備される。送信部１０か
ら高周波信号がこのプローブ９に送られると、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。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Ａ／Ｄ変換
され。そして電子計算機１４に送られる。
【００１５】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１
０、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によって所定のパルスシーケンスを実行
するために制御されている。システムコントローラ１２
は電子計算機１４を介してコンソール１５により制御さ
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。
ル用電源４、勾配磁場生成コイル用電源６、送信部１
０、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によって所定のパルスシーケンスを実行
するために制御されている。システムコントローラ１２
は電子計算機１４を介してコンソール１５により制御さ
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。
【００１６】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が行わ
れ、画像データが再構成される。再構成された画像デー
タは、画像表示装置１６に送られ表示される。また、画
像データは、画像処理プロセッサ１７にも送られる。画
像処理プロセッサ１７は、画像の中の特定の診断に寄与
する特定物質が分布している領域を抽出し、抽出された
領域の面積、表面積、体積等の定量的情報を算出し、ま
た特定物質の分布を可視化するために必要な処理を実行
する。
送られた磁気共鳴信号に基づいて画像再構成処理が行わ
れ、画像データが再構成される。再構成された画像デー
タは、画像表示装置１６に送られ表示される。また、画
像データは、画像処理プロセッサ１７にも送られる。画
像処理プロセッサ１７は、画像の中の特定の診断に寄与
する特定物質が分布している領域を抽出し、抽出された
領域の面積、表面積、体積等の定量的情報を算出し、ま
た特定物質の分布を可視化するために必要な処理を実行
する。
【００１７】この特定物質としては、体液、脳、肝臓、
腎臓、心筋、脂肪組織若しくは組織病変部を構成する物
質、または体外より投与した薬物が想定され、また上記
体液としては血液、脳脊髄液、膵液等が想定される。ま
た薬物としては、造影剤等が想定されている。ここでは
特定物質として、アルツハイマー病や水頭症等の脳神経
系疾患の診断に有益な情報を提供する脳脊髄液を一例に
説明するものとする。
腎臓、心筋、脂肪組織若しくは組織病変部を構成する物
質、または体外より投与した薬物が想定され、また上記
体液としては血液、脳脊髄液、膵液等が想定される。ま
た薬物としては、造影剤等が想定されている。ここでは
特定物質として、アルツハイマー病や水頭症等の脳神経
系疾患の診断に有益な情報を提供する脳脊髄液を一例に
説明するものとする。
【００１８】上述した所定のパルスシーケンスは、被検
体内の脳脊髄液（詳細には脳脊髄液の自由水）を高信号
化することにより脳脊髄液を特徴化することができるよ
うに組まれている。この高信号化のためのパルスシーケ
ンスとしては、エコー時間（ＴＥ）が脳脊髄液に固有の
横緩和時間に従って設定され、また繰り返し時間（Ｔ
Ｒ）が脳脊髄液に固有の縦緩和時間に従って設定されて
いる高速スピンエコー法が一例として上げられる。この
高速スピンエコー法によるパルスシーケンスを図２に示
している。
体内の脳脊髄液（詳細には脳脊髄液の自由水）を高信号
化することにより脳脊髄液を特徴化することができるよ
うに組まれている。この高信号化のためのパルスシーケ
ンスとしては、エコー時間（ＴＥ）が脳脊髄液に固有の
横緩和時間に従って設定され、また繰り返し時間（Ｔ
Ｒ）が脳脊髄液に固有の縦緩和時間に従って設定されて
いる高速スピンエコー法が一例として上げられる。この
高速スピンエコー法によるパルスシーケンスを図２に示
している。
【００１９】周知の通り高速スピンエコー法は、フリッ
プ角が９０°の励起用の高周波磁場パルスに続いて、フ
リップ角が１８０°のリフォーカス用（再集束用）の複
数、ここでは５個の高周波磁場パルスを一定の周期（Ｔ
Ｅ１）で印加することにより磁化スピン群の分散と集束
とを交互に生じさせることにより、１回の励起用高周波
磁場パルスから複数のスピンエコーを繰り返し発生させ
るというものである。
プ角が９０°の励起用の高周波磁場パルスに続いて、フ
リップ角が１８０°のリフォーカス用（再集束用）の複
数、ここでは５個の高周波磁場パルスを一定の周期（Ｔ
Ｅ１）で印加することにより磁化スピン群の分散と集束
とを交互に生じさせることにより、１回の励起用高周波
磁場パルスから複数のスピンエコーを繰り返し発生させ
るというものである。
【００２０】本実施形態では、この高速スピンエコー法
のパルスシーケンスのエコー時間（ＴＥ）と繰り返し時
間（ＴＲ）をそれぞれ、２００ミリ秒程度以上、３秒程
度以上に設定している。このような設定により、生体の
中で最もＴ2 及びＴ1 が長いものの１つである脳脊髄液
からの磁気共鳴信号の振幅が、脳脊髄液以外の例えば脳
実質部等の軟部組織からの磁気共鳴信号の振幅よりも大
きく信号化されるので、脳脊髄液が分布している領域が
画像上で選択的に強調、特徴化される。
のパルスシーケンスのエコー時間（ＴＥ）と繰り返し時
間（ＴＲ）をそれぞれ、２００ミリ秒程度以上、３秒程
度以上に設定している。このような設定により、生体の
中で最もＴ2 及びＴ1 が長いものの１つである脳脊髄液
からの磁気共鳴信号の振幅が、脳脊髄液以外の例えば脳
実質部等の軟部組織からの磁気共鳴信号の振幅よりも大
きく信号化されるので、脳脊髄液が分布している領域が
画像上で選択的に強調、特徴化される。
【００２１】なお、ＭＲＩデータの複素共役性を利用し
て約半分のデータで画像を再構成するハーフフーリエ法
を適用した高速スピンエコー法、いわゆるＦＡＳＥ（Fa
st Advanced Spin Echo ）法を採用しても良く、この場
合、ハーフフーリエ法を適用しない高速スピンエコー法
の約半分の撮影時間に短縮される。脳脊髄液の体積等の
定量的情報を得るには、頭部全体の３次元画像が必要に
なるので、撮影時間を考慮してＦＡＳＥ法が好ましいと
言える。
て約半分のデータで画像を再構成するハーフフーリエ法
を適用した高速スピンエコー法、いわゆるＦＡＳＥ（Fa
st Advanced Spin Echo ）法を採用しても良く、この場
合、ハーフフーリエ法を適用しない高速スピンエコー法
の約半分の撮影時間に短縮される。脳脊髄液の体積等の
定量的情報を得るには、頭部全体の３次元画像が必要に
なるので、撮影時間を考慮してＦＡＳＥ法が好ましいと
言える。
【００２２】図３（ａ）にＦＡＳＥ法に従って得られた
頭部の矢状断面像の一例を示し、同図（ｂ）に投影法等
による疑似３次元画像を示している。頭部には脳脊髄液
だけでなく、眼球内の硝子体にも自由水が含まれている
ので、脳脊髄液と共に硝子体も高輝度で表現されてい
る。一方、脳実質部などの軟部組織は低輝度で表現され
る。
頭部の矢状断面像の一例を示し、同図（ｂ）に投影法等
による疑似３次元画像を示している。頭部には脳脊髄液
だけでなく、眼球内の硝子体にも自由水が含まれている
ので、脳脊髄液と共に硝子体も高輝度で表現されてい
る。一方、脳実質部などの軟部組織は低輝度で表現され
る。
【００２３】次に頭部全体の３次元画像から脳脊髄液が
分布している領域を抽出して脳全体又は脳室部における
脳脊髄液の体積（液量）を算出し、また脳脊髄液の分布
を可視化する処理について説明する。この処理は上述し
たように画像処理プロセッサ１７により図４に示す手順
で実行される。
分布している領域を抽出して脳全体又は脳室部における
脳脊髄液の体積（液量）を算出し、また脳脊髄液の分布
を可視化する処理について説明する。この処理は上述し
たように画像処理プロセッサ１７により図４に示す手順
で実行される。
【００２４】電子計算機１３で再構成された頭部の３次
元画像データが画像処理プロセッサ１７に取り込まれ
る。この３次元画像データは信号処理上２系統に分配さ
れる。その一方を被処理画像と呼称し、他方を参照画像
と呼称して区別する。被処理画像と参照画像それぞれに
対して同様の雑音低減処理などの前処理が施される。
元画像データが画像処理プロセッサ１７に取り込まれ
る。この３次元画像データは信号処理上２系統に分配さ
れる。その一方を被処理画像と呼称し、他方を参照画像
と呼称して区別する。被処理画像と参照画像それぞれに
対して同様の雑音低減処理などの前処理が施される。
【００２５】次に、コンソール１５を介してオペレータ
により設定されたしきい値、または特定物質の種類と撮
影条件等に応じた所定のしきい値より画像輝度の高い、
あるいは画像輝度が特定の範囲内のボクセル群が脳脊髄
液の分布領域として被処理画像から抽出される（しきい
値処理）。または、領域拡大法やエッジ検出法等の領域
抽出法により、所定のしきい値より画像輝度の高い連続
的なボクセル群を脳脊髄液の分布領域として被処理画像
から抽出される。この抽出は繰り返され、これにより全
ての分布領域が抽出される。ただし、領域抽出法には、
脳脊髄液の連続分布性の特徴を有効に活用でき、しかも
比較的処理スピードが速く精度の良い領域拡大法を採用
することが好ましい。
により設定されたしきい値、または特定物質の種類と撮
影条件等に応じた所定のしきい値より画像輝度の高い、
あるいは画像輝度が特定の範囲内のボクセル群が脳脊髄
液の分布領域として被処理画像から抽出される（しきい
値処理）。または、領域拡大法やエッジ検出法等の領域
抽出法により、所定のしきい値より画像輝度の高い連続
的なボクセル群を脳脊髄液の分布領域として被処理画像
から抽出される。この抽出は繰り返され、これにより全
ての分布領域が抽出される。ただし、領域抽出法には、
脳脊髄液の連続分布性の特徴を有効に活用でき、しかも
比較的処理スピードが速く精度の良い領域拡大法を採用
することが好ましい。
【００２６】この領域拡大法は、抽出対象領域（脳脊髄
液の分布領域）の内部の点から、同一の領域に属すると
思われる連続領域を順次取り込みながら領域拡張を行
い、必要な領域全体を抽出する方法である。領域の連続
性は、対象領域全体と隣接点との濃度差、あるいは隣接
点同士の濃度差をもとに判定する。３次元への拡張が容
易であり、単純なしきい値処理に比べ領域の連続性も考
慮しているため、より高い信頼性をもって領域の抽出が
可能である。ただし、領域拡大法は、拡張条件が緩いと
拡張過程において領域外部へのあふれが生じたり、逆に
拡張条件が厳しいと抽出不足が生じるといった問題が起
こる。しかしながら、領域抽出の対象となるＦＡＳＥ画
像は脳脊髄液を選択的に高輝度に特徴化しているため、
このような特性を生かして制約条件を最適化し、構造的
境界が不明瞭な部分に対して領域拡張を制限するために
ＲＯＩ（関心領域）を設定することで、安定した領域抽
出を実現することができる。
液の分布領域）の内部の点から、同一の領域に属すると
思われる連続領域を順次取り込みながら領域拡張を行
い、必要な領域全体を抽出する方法である。領域の連続
性は、対象領域全体と隣接点との濃度差、あるいは隣接
点同士の濃度差をもとに判定する。３次元への拡張が容
易であり、単純なしきい値処理に比べ領域の連続性も考
慮しているため、より高い信頼性をもって領域の抽出が
可能である。ただし、領域拡大法は、拡張条件が緩いと
拡張過程において領域外部へのあふれが生じたり、逆に
拡張条件が厳しいと抽出不足が生じるといった問題が起
こる。しかしながら、領域抽出の対象となるＦＡＳＥ画
像は脳脊髄液を選択的に高輝度に特徴化しているため、
このような特性を生かして制約条件を最適化し、構造的
境界が不明瞭な部分に対して領域拡張を制限するために
ＲＯＩ（関心領域）を設定することで、安定した領域抽
出を実現することができる。
【００２７】例えばＲＯＩは、脳脊髄液と同様に高輝度
の硝子体の領域が抽出されてしまうことを回避するため
に、図５（ａ）に示すように、画像表示装置１６の断面
像上で、領域の探索範囲を制限するための破線で示した
が硝子体を含まない範囲にコンソール１５を介して設定
される。もちろんこの様な探索領域の設定は、同図
（ｂ）に示すように疑似３次元画像上に３次元的に設定
することも可能である。このＲＯＩを脳全体に設定すれ
ば脳全体の中の脳脊髄液の体積（液量）を算出すること
ができるし、ＲＯＩを脳室部だけに設定すれば脳室部の
中だけの脳脊髄液の体積を算出することができる。
の硝子体の領域が抽出されてしまうことを回避するため
に、図５（ａ）に示すように、画像表示装置１６の断面
像上で、領域の探索範囲を制限するための破線で示した
が硝子体を含まない範囲にコンソール１５を介して設定
される。もちろんこの様な探索領域の設定は、同図
（ｂ）に示すように疑似３次元画像上に３次元的に設定
することも可能である。このＲＯＩを脳全体に設定すれ
ば脳全体の中の脳脊髄液の体積（液量）を算出すること
ができるし、ＲＯＩを脳室部だけに設定すれば脳室部の
中だけの脳脊髄液の体積を算出することができる。
【００２８】また、ＲＯＩ内には領域が１つだけ存在し
ているわけではなく、通常、複数に分散している。した
がって、領域探索の開始点をコンソール１５を介してマ
ニュアルで指定しまたは自動的に移動しながら複数の領
域全てを抽出することができるようになっている。
ているわけではなく、通常、複数に分散している。した
がって、領域探索の開始点をコンソール１５を介してマ
ニュアルで指定しまたは自動的に移動しながら複数の領
域全てを抽出することができるようになっている。
【００２９】次に、抽出した領域により脳脊髄液の体積
（液量）を算出するのであるが、この算出方法には簡易
な方法と、誤差の少ない高精度の方法とのいずれかを選
択可能になっている。前者の簡易な方法では、抽出した
領域に含まれるボクセルの数にボクセルの単位体積（空
間分解能）を乗算することにより、脳脊髄液の体積（液
量）が算出される。
（液量）を算出するのであるが、この算出方法には簡易
な方法と、誤差の少ない高精度の方法とのいずれかを選
択可能になっている。前者の簡易な方法では、抽出した
領域に含まれるボクセルの数にボクセルの単位体積（空
間分解能）を乗算することにより、脳脊髄液の体積（液
量）が算出される。
【００３０】この簡易な方法は高速な処理が可能である
が、しきい値以上の画像輝度を有する全てのボクセルの
隅々まで脳脊髄液が充満しているとは限らないいわゆる
部分容積効果(partial volume effect) により、誤差を
含んでいる可能性が強い。つまり、１つのボクセル内に
脳脊髄液と脳実質部などの軟部組織とが混在していると
き、軟部組織の輝度は脳脊髄液より低いので、当該ボク
セルの輝度は、軟部組織だけのボクセルより高く、脳脊
髄液だけのボクセルより低くなる。このように画像輝度
は、ボクセル内における脳脊髄液の存在率を反映してお
り、これを利用して後者の高精度の方法では、領域内の
複数のボクセルを対象として、ボクセルの単位体積を各
ボクセルの画像輝度に応じて重み付け加算すること、画
像輝度が高いほど“１．０”に近い重み係数を乗算し、
画像輝度が低いほど“０”に近い重み係数を乗算して加
算することにより、高精度で体積を算出することができ
る。
が、しきい値以上の画像輝度を有する全てのボクセルの
隅々まで脳脊髄液が充満しているとは限らないいわゆる
部分容積効果(partial volume effect) により、誤差を
含んでいる可能性が強い。つまり、１つのボクセル内に
脳脊髄液と脳実質部などの軟部組織とが混在していると
き、軟部組織の輝度は脳脊髄液より低いので、当該ボク
セルの輝度は、軟部組織だけのボクセルより高く、脳脊
髄液だけのボクセルより低くなる。このように画像輝度
は、ボクセル内における脳脊髄液の存在率を反映してお
り、これを利用して後者の高精度の方法では、領域内の
複数のボクセルを対象として、ボクセルの単位体積を各
ボクセルの画像輝度に応じて重み付け加算すること、画
像輝度が高いほど“１．０”に近い重み係数を乗算し、
画像輝度が低いほど“０”に近い重み係数を乗算して加
算することにより、高精度で体積を算出することができ
る。
【００３１】次に抽出された領域は、参照画像に合成さ
れて表示される。この領域を濃淡表現されている参照画
像と識別できるように、領域はカラーリング（色付け処
理）が施される。この合成は断面像上で行ってもよい
し、疑似３次元画像上で行ってもよい。また、例えば、
図６（ａ），（ｂ）に示すように、領域の輪郭像を赤色
で着色し、図３（ａ），（ｂ）の参照画像に合成して表
示してもよいし、また、領域全体を黄色で着色し、図３
（ａ），（ｂ）の参照画像に合成して表示してもよい。
れて表示される。この領域を濃淡表現されている参照画
像と識別できるように、領域はカラーリング（色付け処
理）が施される。この合成は断面像上で行ってもよい
し、疑似３次元画像上で行ってもよい。また、例えば、
図６（ａ），（ｂ）に示すように、領域の輪郭像を赤色
で着色し、図３（ａ），（ｂ）の参照画像に合成して表
示してもよいし、また、領域全体を黄色で着色し、図３
（ａ），（ｂ）の参照画像に合成して表示してもよい。
【００３２】このように本実施形態によると、診断上有
益な特定物質の量や大きさを定量化するのに、特定物質
を高輝度で画像化するパルスシーケンスで１回だけ撮影
すればよいので、パラメータの異なるパルスシーケンス
で少なくとも２回の撮影が必要な従来より、撮影時間を
短縮できる。
益な特定物質の量や大きさを定量化するのに、特定物質
を高輝度で画像化するパルスシーケンスで１回だけ撮影
すればよいので、パラメータの異なるパルスシーケンス
で少なくとも２回の撮影が必要な従来より、撮影時間を
短縮できる。
【００３３】また、被検体内の特定物質が高信号化され
ているので、特定物質の抽出精度が向上する。さらに、
１種類のパラメータだけに基づいて特定物質の領域を抽
出できるので、複数のパラメータに基づいて総合的に特
定物質を判断し領域を抽出する従来に比べて処理量を著
しく低減することができる。
ているので、特定物質の抽出精度が向上する。さらに、
１種類のパラメータだけに基づいて特定物質の領域を抽
出できるので、複数のパラメータに基づいて総合的に特
定物質を判断し領域を抽出する従来に比べて処理量を著
しく低減することができる。
【００３４】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る。例えば、
膵臓より腸管へ分泌される膵液は脳脊髄液と同様に長い
Ｔ2値を持つため、上述したＴ2 の長い成分を選択的に
高輝度で画像化するＦＡＳＥ法により特徴化することが
できる。また、高速スピンエコー法やＦＡＳＥ以外の撮
影法により収集した特定物質を選択的に強調する画像デ
ータに対して適用する事も可能である。
範囲で種々変形して実施する事が可能である。例えば、
膵臓より腸管へ分泌される膵液は脳脊髄液と同様に長い
Ｔ2値を持つため、上述したＴ2 の長い成分を選択的に
高輝度で画像化するＦＡＳＥ法により特徴化することが
できる。また、高速スピンエコー法やＦＡＳＥ以外の撮
影法により収集した特定物質を選択的に強調する画像デ
ータに対して適用する事も可能である。
【００３５】
【発明の効果】本発明によれば、撮影時間を短縮し、且
つ少ない処理量にして、診断上有益な特定物質の量や大
きさを高精度で定量化することのできる磁気共鳴映像装
置を提供するものができる。
つ少ない処理量にして、診断上有益な特定物質の量や大
きさを高精度で定量化することのできる磁気共鳴映像装
置を提供するものができる。
【図１】本実施形態に係る磁気共鳴映像装置の構成を示
すブロック図。
すブロック図。
【図２】本実施形態で用いられるＦＡＳＥ法によるパル
スシーケンスを示す図。
スシーケンスを示す図。
【図３】本実施形態で再構成された頭部画像の一例を示
す図。
す図。
【図４】本実施形態の画像処理手順を示す図。
【図５】本実施形態で用いられる特定物質の探索範囲を
限定するためのＲＯＩを示す図。
限定するためのＲＯＩを示す図。
【図６】本実施形態で得られる特定物質の分布領域の輪
郭像を示す図。
郭像を示す図。
【図７】従来のフィールドエコー法のパルスシーケンス
を示す図。
を示す図。
【図８】従来のスピンエコー法のパルスシーケンスを示
す図。
す図。
【図９】従来のエコープラナー法のパルスシーケンスを
示す図。
示す図。
【図１０】従来の高速スピンエコー法のパルスシーケン
スを示す図。
スを示す図。
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…画像表示装置、 １７…画像処理プロセッサ。
Claims (6)
- 【請求項１】 被検体内の特定物質を高輝度で画像化す
る所定のパルスシーケンスに従って、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印加し、前記
被検体からの磁気共鳴信号を検出する手段と、 前記磁気共鳴信号から画像を再構成する手段と、 前記画像から画像輝度に基づいて前記特定物質が分布し
ている領域を抽出する抽出手段と、 前記抽出手段により抽出された前記領域おける前記特定
物質の定量的情報を算出する算出手段とを具備したこと
を特徴とする磁気共鳴映像装置。 - 【請求項２】 前記算出手段は、前記領域内に含まれる
ボクセルの数にボクセルの単位体積を乗算することによ
り前記領域の体積を算出することを特徴とする請求項１
記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項３】 前記算出手段は、前記領域内に含まれる
複数のボクセルを対象として、ボクセルの単位体積を各
ボクセルの画像輝度に応じて重み付け加算することによ
り前記領域の体積を算出することを特徴とする請求項１
記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項４】 前記所定のパルスシーケンスは、高速ス
ピンエコー法にハーフフーリエ法を適用した非対称高速
スピンエコー法に従って組まれており、前記特定物質か
らの磁気共鳴信号を前記特定物質以外の物質からの磁気
共鳴信号より高信号化するようにエコー時間が設定され
ていることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装
置。 - 【請求項５】 前記抽出手段は、特定の画像輝度をしき
い値として指定する手段と、前記領域を抽出するための
探索範囲を指定する手段と、探索開始位置を指定する手
段との少なくとも１つを有したことを特徴とする請求項
１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項６】 前記抽出手段により抽出された前記領域
を色付けし前記画像に合成して表示する手段をさらに備
えたことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30298396A JP3702054B2 (ja) | 1996-11-14 | 1996-11-14 | 磁気共鳴映像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30298396A JP3702054B2 (ja) | 1996-11-14 | 1996-11-14 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10137211A true JPH10137211A (ja) | 1998-05-26 |
| JP3702054B2 JP3702054B2 (ja) | 2005-10-05 |
Family
ID=17915528
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP30298396A Expired - Lifetime JP3702054B2 (ja) | 1996-11-14 | 1996-11-14 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3702054B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000245708A (ja) * | 1999-02-26 | 2000-09-12 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置およびｍｒイメージング方法 |
| JP2006158791A (ja) * | 2004-12-09 | 2006-06-22 | Daiichi Radioisotope Labs Ltd | 頭蓋内容積および局所脳構造物解析プログラム、記録媒体および頭蓋内容積および局所脳構造物解析方法 |
| JP2014054565A (ja) * | 2009-09-30 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、表示処理システム |
| US9250303B2 (en) | 2009-09-30 | 2016-02-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03140140A (ja) * | 1989-10-27 | 1991-06-14 | Hitachi Ltd | 領域抽出手法 |
| JPH05253209A (ja) * | 1992-03-13 | 1993-10-05 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴イメージング方法 |
| JPH05269115A (ja) * | 1991-11-14 | 1993-10-19 | Picker Internatl Inc | 心室容積の測定方法及び装置 |
| JPH0759748A (ja) * | 1993-08-23 | 1995-03-07 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴撮影方法及びその装置 |
-
1996
- 1996-11-14 JP JP30298396A patent/JP3702054B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2006158791A (ja) * | 2004-12-09 | 2006-06-22 | Daiichi Radioisotope Labs Ltd | 頭蓋内容積および局所脳構造物解析プログラム、記録媒体および頭蓋内容積および局所脳構造物解析方法 |
| JP4721693B2 (ja) * | 2004-12-09 | 2011-07-13 | 富士フイルムＲｉファーマ株式会社 | 頭蓋内容積および局所脳構造物解析プログラム、記録媒体および頭蓋内容積および局所脳構造物解析方法 |
| JP2014054565A (ja) * | 2009-09-30 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、表示処理システム |
| JP2015213769A (ja) * | 2009-09-30 | 2015-12-03 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置、および、表示処理システム |
| US9250303B2 (en) | 2009-09-30 | 2016-02-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3702054B2 (ja) | 2005-10-05 |
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