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JP3454949B2 - Magnetic resonance imaging equipment - Google Patents

Magnetic resonance imaging equipment

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Publication number
JP3454949B2
JP3454949B2 JP32982994A JP32982994A JP3454949B2 JP 3454949 B2 JP3454949 B2 JP 3454949B2 JP 32982994 A JP32982994 A JP 32982994A JP 32982994 A JP32982994 A JP 32982994A JP 3454949 B2 JP3454949 B2 JP 3454949B2
Authority
JP
Japan
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sequence
magnetic resonance
image
region
resonance imaging
Prior art date
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JP32982994A
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Japanese (ja)
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弘隆 竹島
仁志 吉野
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Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
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Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
装置(以下、MRI装置と省略)におけるイメージング
方法に係り、特に、カテーテル等を用いたIVRにおい
て撮影される画像を術者に見やすくするためのイメージ
ング方法に関する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an imaging method in a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter abbreviated as MRI apparatus), and in particular, it is intended to make an operator easily view an image taken in an IVR using a catheter or the like. It relates to an imaging method.

【0002】[0002]

【従来の技術】MRI装置は、NMR(核磁気共鳴)現
象を利用して計測した信号を演算処理することで、被検
体中の核スピンの密度分布、緩和時間分布等を断層像と
して画像表示するものである。このため均一な静磁場を
発生する磁石内に空間に被検体を挿入し、その空間に配
置された高周波コイルで高周波磁場をパルス状に印加す
るとともに3軸方向の傾斜磁場を適宜印加し、被検体か
ら生じるNMR信号を受信用の高周波コイルで受信す
る。そして傾斜磁場によって位置情報が付与された信号
を処理することにより被検体の関心領域について断層像
を得る。この場合、1軸方向の傾斜磁場により断面を選
択し、他の1軸について信号を周波数エンコードすると
ともに更に他の1軸(位相エンコード軸という)につい
て傾斜磁場強度を変化させながら信号計測することによ
り、選択された断面について1枚の画像のために必要な
信号を得ることができる。
2. Description of the Related Art An MRI apparatus displays a density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins in a subject as a tomographic image by processing a signal measured by utilizing an NMR (nuclear magnetic resonance) phenomenon. To do. For this reason, the subject is inserted into the space inside the magnet that generates a uniform static magnetic field, and the high frequency magnetic field is placed in the space to apply the high frequency magnetic field in a pulsed manner and the gradient magnetic fields in the three-axis directions as appropriate. The high-frequency coil for reception receives the NMR signal generated from the sample. Then, the tomographic image of the region of interest of the subject is obtained by processing the signal to which the position information is added by the gradient magnetic field. In this case, the cross section is selected by the gradient magnetic field in the one axis direction, the signal is frequency-encoded for the other one axis, and the signal is measured while changing the gradient magnetic field strength for the other one axis (referred to as the phase encode axis). , The required signal for one image for the selected cross section can be obtained.

【0003】ところで近年、開発が進んだ治療技術の一
つとしてIVR(interventional ra
diology)がある。IVRは、者の特定の部位
を画像化しモニタしながら治療、手術等の処置を施すも
ので、例えば図5、6に示すように被検者100の足の
付け根部分からカテーテル200を血管内に挿入し、血
管内腔の塞栓や拡張、薬物の注入等の処置を行う際に、
カテーテルや血管等の処置部分をX線透視装置や内視鏡
等でモニタする。このようなIVRのモニタ装置とし
て、X線の被曝がない等の長所から、上記従来の装置に
代えてMRI装置を採用する研究が盛んになりつつあ
る。MRI装置をIVRに用いた場合、図5、6に示す
例ではカテーテルの先端を含む関心領域10を測定し、
実質的にリアルタイムで画像を表示する必要がある。
By the way, in recent years, IVR (interventional ra
There is a dilogy). IVR is treated while monitoring imaging the particular site of patients, those subjected to treatment such as surgery, for example, intravascular catheter 200 from the base portion of the foot of the subject 100 as shown in FIGS. 5 and 6 When inserting into a blood vessel and performing procedures such as embolization and expansion of the blood vessel lumen, injection of drugs, etc.,
A treatment portion such as a catheter or a blood vessel is monitored by an X-ray fluoroscope or an endoscope. As such an IVR monitor device, research has been actively conducted to adopt an MRI device instead of the above-mentioned conventional device because of advantages such as no X-ray exposure. When the MRI apparatus is used for IVR, the region of interest 10 including the tip of the catheter is measured in the examples shown in FIGS.
Images need to be displayed in substantially real time.

【0004】[0004]

【発明が解決しようとする課題】このようにMRI装置
をIVRのモニタ装置として用い、リアルタイムに画像
を提供する場合、1枚の画像形成にかける時間はできる
だけ短いことが要求されるが、上述したようにMRI装
置では1枚の画像を得るために信号を位相エンコードす
る必要があり、一回の測定に比較的長い時間を要する。
As described above, when the MRI apparatus is used as an IVR monitor apparatus and an image is provided in real time, the time taken to form one image is required to be as short as possible. As described above, in the MRI apparatus, it is necessary to phase-encode the signal in order to obtain one image, and one measurement requires a relatively long time.

【0005】一般にMRI装置において測定に要する時
間は、位相エンコード数と信号のサンプリング数すなわ
ち測定のマトリックスの数(M1×M2)に依存し、マト
リックスの数が増えるほど、測定時間が長くなる。一
方、画像の空間分解能は、撮像領域の寸法をマトリック
ス数でしたものであり、撮像領域の寸法が一定である
ときはマトリック数が大きいほど空間分解能は高い。従
って、マトリックスの数を減らすことにより測定時間を
短くすることができるが、これにより空間分解能が低下
し画質が悪化する。空間分解能を落とさずに測定時間を
短くするためには、マトリックス数を減らすとともにそ
れにあわせて撮像領域を狭くする必要がある。しかし、
撮像領域が狭くなると全体の位置関係が把握しにくくな
り、問題が生じる。このように従来技術では、画質に悪
影響を与えずに測定時間を短くすることは困難であっ
た。
In general, the time required for measurement in an MRI apparatus depends on the number of phase encodes and the number of signal samplings, that is, the number of measurement matrices (M 1 × M 2 ). The larger the number of matrices, the longer the measurement time. . On the other hand, the spatial resolution of an image is obtained by dividing the size of the image pickup region by the number of matrices. When the size of the image pickup region is constant, the larger the matrix number, the higher the spatial resolution. Therefore, the measurement time can be shortened by reducing the number of matrices, but this lowers the spatial resolution and deteriorates the image quality. In order to shorten the measurement time without deteriorating the spatial resolution, it is necessary to reduce the number of matrices and narrow the imaging area accordingly. But,
When the imaging area becomes narrow, it becomes difficult to grasp the overall positional relationship, which causes a problem. As described above, in the conventional technique, it is difficult to shorten the measurement time without adversely affecting the image quality.

【0006】本発明は上記した問題点を解消し、MRI
装置において、実質的な画質を低下させること無く、短
時間で測定を行うことができるイメージング方法を提供
することを目的とする。更に本発明はIVR用のモニタ
として好適なイメージング方法を提供することを目的と
し、特に必要な領域において高い空間分解能を維持しな
がらリアルタイムの画像表示が可能なイメージング方法
を提供することを目的とする。
The present invention solves the above-mentioned problems and provides MRI.
An object of the present invention is to provide an imaging method capable of performing measurement in a short time without deteriorating substantially the image quality in the apparatus. Another object of the present invention is to provide an imaging method suitable as a monitor for IVR, and particularly to provide an imaging method capable of real-time image display while maintaining high spatial resolution in a necessary region. .

【0007】[0007]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、比較的広い
領域を測定する第1のシーケンスと、その領域内であっ
てそれより狭い領域を高空間分解能で測定する第2のシ
ーケンスとを組合せて実行し1枚の画像とし表示す
る。この際、第2のシーケンスで測定される領域は、予
め画像において検査対象の特定位置を示す指標を検査対
象に付与しておき、この指標で示された領域を含む領域
とする。
In order to achieve the above object, the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention comprises a first sequence for measuring a relatively wide area and an area within and narrowing the first area. combining the second sequence of measuring with high spatial resolution is displayed as a single image run. At this time, the area measured in the second sequence is an area including the area indicated by this index, in which an index indicating a specific position of the inspection object is attached to the inspection object in advance in the image.

【0008】また本発明の磁気共鳴イメージング装置
は、上記第1及び第2のシーケンスによる計測を繰返
し、複数枚の画像を順次、リアルタイムで表示する。こ
の際、好適な態様において、第2のシーケンスの測定領
域の中心位置は、指標が移動するものであるとき、その
移動の方向、速度に応じて位置を制御する。また第2の
シーケンスを実行する回数は、第1のシーケンスを実行
する回数より多くする。
Further, according to the present inventionMagnetic resonance imaging equipment
Repeats the measurement by the first and second sequences described above.
Then, a plurality of images are sequentially displayed in real time. This
In a preferred embodiment, the measurement range of the second sequence
The center position of the area is the
The position is controlled according to the moving direction and speed. The second
The number of times the sequence is executed, the first sequence is executed
Make more than you do.

【0009】[0009]

【作用】第1のシーケンスで比較的広い領域について信
号を取得し画像処理した後、その画像において指標の示
す部分を含む狭い領域を第2のシーケンスで高い空間分
解能で計測し、両計測の画像を一体化することにより、
狭い領域について全体における位置関係が示され、しか
もその部分の分解能の高い画像を短時間で表示させるこ
とができる。従って実質的な画質を低下がなく、関心領
域の分解能が高いIVRに適した画像を表示することが
できる。
After the signal is acquired and image processed in the first sequence in a relatively wide area, a narrow area including a portion indicated by the index in the image is measured with a high spatial resolution in the second sequence, and both images are measured. By integrating
The positional relationship in the entire narrow area is shown, and an image with high resolution in that area can be displayed in a short time. Therefore, it is possible to display an image suitable for IVR in which the resolution of the region of interest is high without substantially lowering the image quality.

【0010】指標の移動方向や速度の情報に基づき、狭
い領域の測定中心を制御することにより、不必要に中心
位置を移動することによって画像が見にくくなることを
防止し、或いは指標の移動に追随して中心位置を移動さ
せることができる。この場合、中心位置はより重要な情
報が指標のいずれにあるかによって画像中心を指標の位
からずらすことができる。
By controlling the measurement center of a narrow area based on the information on the moving direction and speed of the index, it is possible to prevent the image from becoming difficult to see by unnecessarily moving the center position, or to follow the movement of the index. It is possible to move the center position. In this case, the center position can shift the image center from the position of the index depending on which of the indices has more important information.

【0011】また変化の少ない広い領域については、第
1のシーケンスを実行する回数を減らすことにより、計
測時間を短縮し、変化の多い領域については第2のシー
ケンスを実行する回数を多くすることにより、その部分
についての時間分解能を上げることができる。
For a wide area with little change, the number of times the first sequence is executed is reduced to shorten the measurement time, and for an area with many changes, the number of times the second sequence is executed is increased. , The time resolution for that part can be increased.

【0012】[0012]

【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して具体
的に説明する。本実施例においても、図5、6に示すよ
うに被検者100の足の付け根部分からカテーテル20
0を血管内に挿入し、血管内腔の塞栓や拡張、薬物の注
入等の処置を行うIVRにおける撮像を例として説明す
る。尚、被検者100は図示しないMRI装置の静磁場
空間内に置かれ、MRI装置のシーケンサが制御する所
定のパルスシーケンスで高周波磁場パルス及び傾斜磁場
が印加され、NMR信号の取得、画像処理が行われ、画
像は図示しないモニタにリアルタイムで表示される。
Embodiments of the present invention will be specifically described below with reference to the drawings. Also in this embodiment, as shown in FIGS. 5 and 6, the catheter 20 is inserted from the base of the foot of the subject 100.
An example will be described of imaging in IVR in which 0 is inserted into a blood vessel, and procedures such as embolization and expansion of the blood vessel lumen and drug injection are performed. The subject 100 is placed in a static magnetic field space of an MRI apparatus (not shown), a high frequency magnetic field pulse and a gradient magnetic field are applied in a predetermined pulse sequence controlled by a sequencer of the MRI apparatus, and acquisition of an NMR signal and image processing are performed. Then, the image is displayed in real time on a monitor (not shown).

【0013】図示する実施例ではカテーテルの先端を識
別するために、指標210が設けられている。指標21
0は、それを含む領域を画像化した場合に画像中におい
て指標であること識別できるものであればよく、例えば
生体組織に比べ密度の高いNMR信号を発生するもの、
逆にNMR信号を発生しないもの、磁性体などが用いら
れる。カテーテル210自体が生体組織と十分に識別で
きるものであれば、それ自体指標として機能するので別
途指標を設けなくてもよい。
In the illustrated embodiment, an index 210 is provided to identify the tip of the catheter. Index 21
0 may be any as long as it can be identified as an index in the image when the region including it is imaged, for example, one that generates an NMR signal having a higher density than biological tissue,
On the contrary, a substance that does not generate an NMR signal, a magnetic substance, or the like is used. If the catheter 210 itself can be sufficiently discriminated from the living tissue, it functions as an index by itself, and thus it is not necessary to provide another index.

【0014】本実施例のイメージング方法では、図5、
6に示す比較的広い領域10からのNMR信号を計測す
る第1のシーケンスと図1に示すように領域10内であ
って指標210を含む狭い領域20のNMR信号を計測
する第2のシーケンスとを実行する。この際、カテーテ
ル200の先端部分210を含む狭い領域20では空間
分解能の高いシーケンスを実行する。一般にIVRにお
いて、治療を行なうための実際の作業はカテーテルの周
囲に限られ、周辺部では相対的な位置関係の情報が得ら
れればよい。つまり、周辺領域での空間分解能が多少、
低くても問題はない。ここで空間分解能は画像の視野
(領域)径をL、マトリックス数をMとするとき空間分
解能d=領域径/マトリックス数(L/M)で与えられ
るので、カテーテルの近傍領域20を「L/M」の値が
小さくなるように、その撮像パラメータを設定すればよ
い。第1及び第2のシーケンスとしては、1ないし数回
の少ないパルスシーケンスの繰返しで短時間に1枚の画
像を形成することができるエコープラナー法(EPI
法)や高速スピンエコー法(FSE法)など高速撮像方
法を採用することが好ましい。
In the imaging method of this embodiment, as shown in FIG.
6, a first sequence for measuring an NMR signal from a relatively wide region 10 and a second sequence for measuring an NMR signal in a narrow region 20 including the index 210 in the region 10 as shown in FIG. To execute. At this time, a sequence with high spatial resolution is executed in the narrow region 20 including the distal end portion 210 of the catheter 200. Generally, in the IVR, the actual work for performing the treatment is limited to the periphery of the catheter, and information on the relative positional relationship may be obtained in the peripheral portion. In other words, the spatial resolution in the peripheral area is somewhat
There is no problem even if it is low. Here, the spatial resolution is given by spatial resolution d = area diameter / matrix number (L / M), where L is the field of view (area) diameter of the image and M is the number of matrices. The imaging parameter may be set so that the value of "M" becomes small. As the first and second sequences, an echo planar method (EPI) capable of forming one image in a short time by repeating a few or few pulse sequences is used.
Method) or a high speed spin echo method (FSE method).

【0015】本実施例のイメージング方法では、まず領
域10について例えば通常の空間分解能が得られるよう
にマトリックス数(位相及び周波数エンコード数)を設
定して、例えばEPI法により1枚の画像に必要な信号
を計測する。この第1のシーケンスによって取得された
信号を画像処理して、例えば生体組織より高密度のNM
R信号を発生する指標の場合には、最も明るい部分を指
標として認識し、ついでこの指標を中心とする領域20
について、第2のシーケンスを実行する。この際、マト
リック数は最初の計測より小さい、例えば1/2のマト
リックス数M1’(=M1/2)として、その領域20に
ついて1枚の画像に必要な信号を計測する。この場合、
最初の計測で得られる領域10についての空間分解能
は、図1の縦方向について考えると、d(≡L1/M1
で与えられ、カテーテル近傍の狭い領域20での空間分
解能d’(≡L1’/M1’)は、L1’をL1の1/5と
すると、M1’=M1/2であるから、d’=5×d/
2、つまりdの2.5倍となる。しかも領域20につい
ての計測時間は領域10についての計測に比べ、マトリ
ックス数が1/2であることから1/2であり、両シー
ケンスの計測を合せた全体の測定時間は1.5倍にしか
延長しない。
In the imaging method of this embodiment, first, the number of matrices (the number of phases and frequency encodes) is set so that a normal spatial resolution can be obtained for the region 10, for example, and it is necessary for one image by the EPI method. Measure the signal. The signal acquired by this first sequence is subjected to image processing to obtain, for example, an NM having a higher density than that of living tissue.
In the case of an index that generates an R signal, the brightest part is recognized as the index, and then the area 20 centered on this index is used.
For, the second sequence is executed. At this time, matrix number first measurement smaller, for example as a matrix number M 1 of 1/2 '(= M 1/2 ), measures the signals necessary for one image for the region 20. in this case,
The spatial resolution of the region 10 obtained by the first measurement is d (≡L 1 / M 1 ) when considering the vertical direction of FIG.
And the spatial resolution d '(≡L 1 ' / M 1 ') in the narrow region 20 near the catheter is M 1 ' = M 1/2 , where L 1 'is 1/5 of L 1. Therefore, d ′ = 5 × d /
2, which is 2.5 times d. Moreover, the measurement time for the region 20 is 1/2 compared with the measurement for the region 10 because the number of matrices is 1/2, and the total measurement time of the measurement of both sequences is only 1.5 times. Do not extend.

【0016】次いでこのような2つのシーケンスによっ
て得られる領域10の画像データと領域20の画像デー
タとから1枚の画像を構成する。この際、領域20を除
く領域10の部分(外周部)については第1のシーケン
スで得られた画像データを用い、領域20については第
2のシーケンスで得られた画像データを用いる。これに
より、中心領域20の空間分解能が外周領域10の2.
5倍に高められ、しかも外周部の空間分解能は従来通り
の値である画像が得られる。そしてこのような計測を繰
返すことにより、順次複数の画像を得、これら画像をリ
アルタイムで表示する。
Next, one image is composed of the image data of the area 10 and the image data of the area 20 obtained by such two sequences. At this time, the image data obtained in the first sequence is used for the portion (outer peripheral portion) of the region 10 excluding the region 20, and the image data obtained in the second sequence is used for the region 20. As a result, the spatial resolution of the central region 20 is 2.
It is possible to obtain an image which is increased by a factor of 5 and the spatial resolution of the outer peripheral portion is the same as the conventional value. By repeating such measurement, a plurality of images are sequentially obtained and these images are displayed in real time.

【0017】尚、これら両計測におけるマトリックス数
及び領域の大きさは、計測対象となる組織の特性やIV
R処置を施す領域の広さなどによって適宜選択できる。
例えば、前述したように領域10は、中心領域20の位
置関係がわかる程度に表示されればよい場合には、外周
部のマトリックス数を減らして空間分解能を落とすこと
によって、測定時間を短縮することもできる。
The number of matrices and the size of the regions in both of these measurements are the characteristics of the tissue to be measured and the IV.
It can be appropriately selected depending on the size of the region to be subjected to R treatment.
For example, as described above, when it is sufficient to display the area 10 to such an extent that the positional relationship of the central area 20 can be understood, the measurement time can be shortened by reducing the number of matrices in the outer peripheral portion and decreasing the spatial resolution. You can also

【0018】尚、周波数エンコード方向の領域の大きさ
Lは、
The size L of the region in the frequency encoding direction is

【0019】[0019]

【数1】 (式中、Gは読み出し時の傾斜磁場強度、△tはサンプ
リング間隔、Nはサンプリング数、Tはサンプリング時
間を示す。)で表されるので、サンプリング間隔等の測
定条件が同じであれば、信号のサンプリング数Nを変え
ることによって、その範囲を選択することができる。ま
た、位相エンコード方向の領域の大きさLpは、
[Equation 1] (Wherein G is the gradient magnetic field strength at the time of reading, Δt is the sampling interval, N is the number of samples, and T is the sampling time). Therefore, if the measurement conditions such as the sampling interval are the same, The range can be selected by changing the sampling number N of the signal. Further, the size Lp of the region in the phase encode direction is

【0020】[0020]

【数2】 (Gpは位相エンコード傾斜磁場の強度、△τは位相エ
ンコード傾斜磁場の印加時間、Mはサンプリング数)
で、表される。サンプリング数Mと、傾斜磁場強度Gp
を変えることによって、撮影領域の大きさと空間分解能
を選択することができる。
[Equation 2] (Gp is the intensity of the phase encode gradient magnetic field, Δτ is the application time of the phase encode gradient magnetic field, and M is the number of samplings)
Is represented by Sampling number M and gradient magnetic field strength Gp
By changing the, the size of the imaging area and the spatial resolution can be selected.

【0021】また、図1の実施例では、指標210の位
置すなわちカテーテルの先端部分を中心領域20の中心
位置に一致させた場合を図示したが、領域20の中心位
置は指標の位置に一致させる必要はなく、より重要な情
報がカテーテルとの関係でどの方向にあるのかによっ
て、その方向にずらして領域20を決定してもよい。図
2、3にこのような例を示した。ここではカテーテルの
先端に対して前後対称に測定するのではなく、撮像領域
の中心をカテーテルの前方(図2)、あるいは後方(図
3)に偏らせている。これは、カテーテルを移動させて
いる場合、その移動方向(図中矢印で示す)の先の情報
がより重要となる場合が多いからである。この場合に
も、カテーテルの先端部分の周辺での撮像領域を空間分
解能を高くして測定することは図1の実施例と同様であ
る。
In the embodiment shown in FIG. 1, the position of the index 210, that is, the tip of the catheter is aligned with the central position of the central region 20, but the central position of the region 20 is aligned with the position of the index. It is not necessary, and the region 20 may be deviated in that direction depending on which direction has more important information in relation to the catheter. 2 and 3 show such an example. Here, the center of the imaging region is biased toward the front (FIG. 2) or the rear (FIG. 3) of the catheter, rather than measuring symmetrically with respect to the tip of the catheter. This is because when the catheter is being moved, the previous information in the moving direction (indicated by the arrow in the figure) is often more important. Also in this case, it is the same as in the embodiment of FIG. 1 that the imaging area around the tip portion of the catheter is measured with high spatial resolution.

【0022】実際の測定においては、カテーテルの移動
方向を検出し、その方向に応じて自動的に空間分解能の
高い撮像領域20の中心を偏らせて測定することが有効
である。移動方向の検出は、測定した生データあるいは
画像を時間的に差分するなどの手段を用いることができ
る。尚、撮像領域の中心位置は、高周波磁場の中心周波
数を変更する等の、MRI装置を制御するCPU内のパ
ラメータを書き替えることにより容易に行なえる。
In actual measurement, it is effective to detect the moving direction of the catheter and automatically bias the center of the imaging region 20 having a high spatial resolution in accordance with the moving direction. To detect the moving direction, a means such as temporally differentiating the measured raw data or image can be used. The center position of the imaging region can be easily set by rewriting parameters in the CPU that controls the MRI apparatus, such as changing the center frequency of the high-frequency magnetic field.

【0023】但し、術中においてあまり微小な動きにま
で追随して画像中心が変化すると、かえって見にくくな
る場合がある。従って、さらに画像を見やすくするため
には、指標(カテーテル先端)210の移動方向以外
に、移動の速度あるいは、加速度を検出し、その大小に
よって制御することが有効である。例えば、移動の速度
あるいは、加速度に、ある下限値を設けておき、その値
を越えた場合にのみ撮像中心を移動させるようにしても
よい。尚、指標の移動速度及び加速度については、前述
したように画像を時間的に差分することにより求めるこ
とができる。
However, if the center of the image changes following an extremely small movement during the operation, it may be rather difficult to see. Therefore, in order to make the image easier to see, it is effective to detect the moving speed or acceleration in addition to the moving direction of the index (catheter tip) 210, and control according to the magnitude. For example, a certain lower limit may be set for the moving speed or the acceleration, and the imaging center may be moved only when the lower limit is exceeded. Note that the moving speed and acceleration of the index can be obtained by temporally differentiating the images as described above.

【0024】また以上の実施例では、2つのシーケンス
を順次繰り返し、複数枚の画像を得る場合について説明
したが、第1及び第2のシーケンスはともに同数だけ繰
り返す必要はない。つまり、IVRにおいては、カテー
テルから離れた領域においては、空間分解能だけでなく
時間的な分解能が低くても問題のないことが多い。そこ
で、図4に示すように、カテーテル先端付近の撮像を行
うシーケンス50を行なう回数を、周辺部を撮像するシ
ーケンス60の回数よりも多くする。図では第1のシー
ケンス60の1回の実行に対し、第2のシーケンス50
を4回連続して実行している。このようにすることで、
関心の高いカテーテル付近は常にリアルタイムで表示さ
れ、情報の必要が少ない周辺部はある一定時間間隔ごと
に画像が更新される。両シーケンスの実行回数の割り合
いは、状況に応じて適切に指定すればよく、特に制限は
ない。
In the above embodiment, the case where two sequences are sequentially repeated to obtain a plurality of images has been described, but it is not necessary to repeat the same number of the first and second sequences. In other words, in the IVR, in a region away from the catheter, it often causes no problem if not only the spatial resolution but also the temporal resolution is low. Therefore, as shown in FIG. 4, the sequence 50 for imaging the vicinity of the catheter tip is performed more frequently than the sequence 60 for imaging the peripheral portion. In the figure, for one execution of the first sequence 60, the second sequence 50
Is continuously executed four times. By doing this,
The vicinity of the catheter of interest is always displayed in real time, and the peripheral portion where information is not required is updated at a certain time interval. The ratio of the number of execution times of both sequences may be appropriately specified according to the situation, and there is no particular limitation.

【0025】以上、IVRの例としてカテーテルを用い
た場合について説明したが、本発明を適用するにあたっ
ては、これに限定されるものではなく、カテーテル以外
の術具を使う場合でもその術具に指標を付して或いは術
具を指標として本発明のイメージング方法を適用するこ
とが可能である。
The case of using a catheter as an example of IVR has been described above. However, the present invention is not limited to this, and even when a surgical instrument other than a catheter is used, the surgical instrument can be used as an index. It is possible to apply the imaging method of the present invention with or with a surgical instrument as an index.

【0026】[0026]

【発明の効果】以上の説明からも明らかなように本発明
のイメージング方法によれば、広い領域についての計測
と指標で示されたそれより狭い領域についての計測とを
組合せて1つの画像とすることにより、実質的な画質を
低下させること無く、短時間での測定を行なうことがで
き、これにより関心領域の分解能が高いIVRに適した
画像を表示することができる。また2つの計測の回数を
異ならせることにより、より関心のある領域の画像を高
い時間分解能でリアルタイムで表示することができる。
As is apparent from the above description, according to the imaging method of the present invention, the measurement of a wide area and the measurement of a narrower area than that indicated by the index are combined to form one image. As a result, the measurement can be performed in a short time without substantially lowering the image quality, and an image suitable for IVR having a high resolution of the region of interest can be displayed. Further, by making the number of times of the two measurements different, it is possible to display an image of a region of more interest in real time with high time resolution.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図1】 本発明の一実施例による撮像領域を模式的に
表す図。
FIG. 1 is a diagram schematically showing an imaging region according to an embodiment of the present invention.

【図2】 本発明の別の実施例による撮像領域を模式的
に表す図。
FIG. 2 is a diagram schematically showing an imaging region according to another embodiment of the present invention.

【図3】 本発明の別の実施例による撮像領域を模式的
に表す図。
FIG. 3 is a diagram schematically showing an imaging region according to another embodiment of the present invention.

【図4】 本発明による撮像のシーケンスの実施例を模
式的に示す図。
FIG. 4 is a diagram schematically showing an embodiment of an imaging sequence according to the present invention.

【図5】 本発明が適用されるIVRの状況を示す側面
図。
FIG. 5 is a side view showing a situation of an IVR to which the present invention is applied.

【図6】 図5の正面図。6 is a front view of FIG.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

10 撮像領域 20 高分解能撮像領域 50 第1のシーケンス 60 第2のシーケンス 100 被検体 200 カテーテル 210 指標 10 Imaging area 20 High resolution imaging area 50 First Sequence 60 Second Sequence 100 subject 200 catheter 210 indicators

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) A61B 5/055 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (58) Fields surveyed (Int.Cl. 7 , DB name) A61B 5/055

Claims (3)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項1】 磁場中に置かれた検査対象に所定のシー
ケンスで高周波磁場及び傾斜磁場を印加し、核磁気共鳴
現象により前記検査対象から発生する磁気共鳴信号を検
知し、この磁気共鳴信号に基づき前記検査対象の断層画
像を形成する磁気共鳴イメージング装置において、前記
画像において前記検査対象の特定位置を示す指標を前記
検査対象に付与すると共に、予め設定した領域にわたっ
て検査対象を測定する第1のシーケンスと、前記指標を
含み前記第1のシーケンスの測定領域内であってそれよ
りも狭い領域を前記第1のシーケンスより高い空間分解
能をもって測定する第2のシーケンスとを繰り返し実行
、両シーケンスで得られた画像を組み合わせて1枚の
画像として順次表示させることを特徴とする磁気共鳴イ
メージング装置。
1. A high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a test object placed in a magnetic field in a predetermined sequence, a magnetic resonance signal generated from the test object is detected by a nuclear magnetic resonance phenomenon, and this magnetic resonance signal is detected. In a magnetic resonance imaging apparatus that forms a tomographic image of the inspection target based on the above, an index indicating a specific position of the inspection target in the image is given to the inspection target, and the inspection target is measured over a preset region. Repeatedly executing a sequence and a second sequence that includes the index and measures a region within the measurement region of the first sequence that is narrower than that with a higher spatial resolution than the first sequence.
And magnetic resonance imaging apparatus for causing sequentially displayed as a single image by combining images obtained in both sequences.
【請求項2】 前記第2のシーケンスの測定領域の中心
位置は、前記指標が移動するものであるとき、その移動
の方向、速度に応じて位置を制御させることを特徴とす
る請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
2. The center of the measurement area of the second sequence
The position is the movement of the indicator when it is to be moved.
The position is controlled according to the direction and speed of
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein
【請求項3】 前記第2のシーケンスを、前記第1のシ
ーケンスより多い回数実行させることを特徴とする請求
項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. The second sequence is replaced with the first sequence.
Claims characterized by being executed more times than
Item 1. A magnetic resonance imaging apparatus according to item 1.
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