JPH11347011A - 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Info
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- JPH11347011A JPH11347011A JP10177997A JP17799798A JPH11347011A JP H11347011 A JPH11347011 A JP H11347011A JP 10177997 A JP10177997 A JP 10177997A JP 17799798 A JP17799798 A JP 17799798A JP H11347011 A JPH11347011 A JP H11347011A
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Abstract
分解能の画像を並列表示できるIVMRに好適なMRI
装置を提供する。 【解決手段】 被検体から発生するNMR信号を処理し
画像再構成する信号処理系として、1つの計測開始から
終了前の任意の時点までに計測されたデータを用いて画
像再構成する処理をその計測が終了するまで繰り返す第
1の信号処理系と、計測終了時にその計測で計測された
全データを用いて画像再構成する第2の信号処理系とを
備える。また信号処理の結果を表示する表示装置は画面
上にこれら第1及び第2の処理処理系で得られた画像を
並列表示する。
Description
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。
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。
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。
PI(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。
空間分解能とも高い画質を得ることを目的とする。
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職
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系と,核磁気共鳴により被検体
から放出されるエコー信号を検出する受信系と,受信し
たエコー信号を処理し画像を再構成する信号処理系と,
再構成された画像を表示する手段を備え、信号処理系
は、1つの計測開始から終了前の任意の時点までに計測
されたデータを用いて画像再構成する処理をその計測が
終了するまで繰り返す第1の信号処理系と,計測終了時
にその計測で計測された全データを用いて画像再構成す
る第2の信号処理系とを備え、表示手段はこれら第1及
び第2の信号処理系で得られた画像を並列表示する手段
を備えている。
の位相エンコードで計測する場合のm個のエコー信号の
計測およびそれを加算する場合を含む。
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
系では高S/N,高空間分解能の高精細画像が再構成さ
れる。これらは表示手段に並列表示されるので、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。
に基づいて詳細に説明する。図1は本発明によるMRI
装置の一実施例を示す全体概略ブロック構成図である。
このMRI装置は、主として静磁場発生磁石2と,磁場
勾配発生系3と,送信系4と,受信系5と,信号処理系
6と,シーケンサ7と,中央処理装置(CPU)8とを
備えている。
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,G
z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。
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。
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。
R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。
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,C
PU8に指示を与える溜めの操作卓21とが備えられて
いる。
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。
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CR
T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M
R画像でカテーテル先端位置や組織の状態を確認する。
VR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。
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、S
17〜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。
号は、例えばサンプル数64のデータとしてCPU8
a,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。
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。
〜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(30
4)。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。
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。
上述した撮影シーケンスを繰り返す。次の計測でも、C
PU8a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。
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E
PI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3
2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。
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。
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。
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IV
MR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。
示す概略図。
図。
実施例を示す図。
の実施例を示す図。
図。
Claims (1)
- 【請求項1】 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
する送信系と,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系と,受信したエコ
ー信号を処理し画像を再構成する信号処理系と,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、 前記信号処理系は、1つの計測開始から終了前の任意の
時点までに計測されたデータを用いて画像再構成する処
理をその計測が終了するまで繰り返す第1の信号処理系
と,計測終了時にその計測で計測された全データを用い
て画像再構成する第2の信号処理系とを備え、前記表示
手段はこれら第1及び第2の処理処理系で得られた画像
を並列表示する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 true JPH11347011A (ja) | 1999-12-21 |
JP4047457B2 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) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2002022012A1 (fr) * | 2000-09-11 | 2002-03-21 | Hitachi Medical Corporation | Systeme d'imagerie par resonance magnetique |
JP2013005985A (ja) * | 2011-06-27 | 2013-01-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 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
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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WO2002022012A1 (fr) * | 2000-09-11 | 2002-03-21 | Hitachi Medical Corporation | Systeme d'imagerie par resonance magnetique |
JP2013005985A (ja) * | 2011-06-27 | 2013-01-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
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JP4047457B2 (ja) | 2008-02-13 |
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